Optyczna tomografia koherencyjna

Z Wikipedii, wolnej encyklopedii
Skocz do: nawigacji, wyszukiwania
Tomogram skóry palca przedstawiający warstwy naskórka.
Przekrój przez centralną część siatkówki zdrowego oka. W centrum widać plamkę żółtą.
Przekrój przez centralną część siatkówki oka. Obraz charakterystyczny dla torbielowatego obrzęku plamki żółtej. W centrum widać plamkę żółtą, patologicznie zasłoniętą przez torbiele.

Tomografia Optyczna z użyciem światła częściowo spójnego (ang. Optical Coherence Tomography – OCT) jest metodą odbioru i przetwarzania sygnału optycznego. Przechwytuje ona trójwymiarowe obrazy z rozdzielczością rzędu do mikrometrów, uzyskiwane z optycznie rozpraszających ośrodków (np. tkanek biologicznych). OCT jest techniką interferometryczną, korzystającą głównie ze światła o długości fali bliskiej falom podczerwonym.

W zależności od właściwości źródła światła (użyte mogą być diody superluminescencyjne, ultrakrótkie lasery pulsacyjne i superciągłe lasery), OCT może osiągnąć submakrometryczną rozdzielczość przy bardzo szerokopasmowych źródłach emitujących fale o długości ponad 100 nm.

Optyczna tomografia koherencyjna jest jedną z wielu technik tomografii optycznych. Niedawne wdrożenie tomografów w domenie częstotliwości umożliwia uzyskanie wyższego poziomu stosunku sygnału do szumu (SNR), pozwalając na szybszy odbiór sygnału. Komercyjnie dostępne systemy OCT mają różnorodne zastosowania, między innymi w procesie restauracji architektury czy w diagnostyce medycznej, szczególnie w okulistyce do nieinwazyjnego badania oczu i uzyskiwania szczegółowych obrazów wnętrza siatkówki. Ostatnio metoda OCT zaczęła również być wykorzystywana w kardiologii interwencyjnej jako sposób diagnozy choroby niedokrwiennej serca[1].

Wstęp[edytuj | edytuj kod]

Wielu naukowców podejmowało próby badania struktur oka[2][3] in vivo metodą interferometrii. Pierwsze dwuwymiarowe odwzorowanie ludzkiego dna oka uzyskane metodą interferometrii światła białego, zostało zaprezentowane na konferencji ICO-15 SAT w 1990[4]. Dzięki pracy Naohiro Tanno[5][6], późniejszego profesora na Yamagata University, metoda OCT o możliwościach dawania mikrometrycznej rozdzielczości oraz obrazu przekroju poprzecznego tkanki, stała się wiodącą wśród innych biomedycznych technik obrazowania tkanek. Szczególnie nadaje się do zastosowań okulistycznych oraz obrazowania innych tkanek, gdzie wymagana jest wysoka rozdzielczość i milimetrowa głębokość obrazowania[7].

Pierwsze obrazy OCT in vivo – pokazujące struktury siatkówki – zostały opublikowane w 1993[8][9]. OCT używane było też w różnych projektach konserwacji i restauracji dzieł sztuki m.in. do badania i analizy kolejnych warstw obrazów. OCT ma wiele zalet nad innymi technikami medycznego obrazowania.

Ultrasonografia medyczna, rezonans magnetyczny, mikroskopia konfokalna czy OCT są różnie przystosowane do morfologicznego obrazowania tkanek: podczas gry pierwsze dwie techniki mogą odwzorowywać całe ciało, ale w niskiej rozdzielczości obrazu (zwykle części milimetrowe), trzecia daje obrazy o rozdzielczości dużo mniejszej niż 1 mikrometr, do 100 mikrometrów w głąb, a czwarta bada już do głębokości 500 mikrometrów, lecz w niższej rozdzielczości (ok.10 do 20 mikrometrów)[10][11][12].

OCT opiera się na interferometrii niskokoherentnej[13][3]. W konwencjonalnej interferometrii o długiej koherencji (laserowej), interferencja światła występuje na odległości metrów. W OCT, interferencja ta jest skrócona do odległości rzędu mikrometrów dzięki użyciu szerokopasmowych źródeł światła (źródeł, które mogą emitować światło w szerokim zakresie częstotliwości). Światło o szerokich pasmach może być generowane przez użycie diód superluminescencyjnych (superjasne LED) lub laserów o bardzo krótkich impulsach. Białe światło także może być źródłem szerokopasmowym o niższej mocy.

Światło w układach OCT jest rozłamywane na dwie wiązki: wiązkę próbki (zawierającą część pochodzącą od przedmiotu badanego) oraz wiązkę referencyjną (zwykle od lustra). Połączenie światła odbitego od próbki oraz światła odniesienia od części referencyjnej tworzy obraz interferencji, ale tylko jeśli światło z obu wiązek przebyło tę samą drogę optyczną (to znaczy, że ich różnica była mniejsza niż długość koherencji). Poprzez skanowanie lustra w wiązce referencyjnej, można otrzymać charakterystykę odbijania światła przez próbkę. Te części próbki, które odbijają dużo światła, będą interferować bardziej niż te, które odbijają go mniej. Światło znajdujące się poza długością koherencji, nie będzie interferować. Ta charakterystyka odbijania, tzw. A-skan, zawiera informacje o przestrzennych wymiarach i położeniu struktur obiektu badanego. Tomograf przekrojowy (B-skan) można uzyskać poprzez połączenie szeregu A-skanów.

Proste wyjaśnienie[edytuj | edytuj kod]

Optyczna koherentna tomografia (OCT) jest metodą diagnostyczną, pozwalającą na otrzymywanie podpowierzchniowych obrazów materiałów pół- i nieprzezroczystych (nieprzepuszczających światła) w bardzo dobrej rozdzielczości, zbliżonej nawet do rozdzielczości mikroskopu o niskiej mocy optycznej. Jest ona używana do uzyskiwania obrazów biologicznych tkanek i ich przekrojów.

OCT wzbudza duże zainteresowanie w środowisku medycznym, ponieważ pozwala na badania morfologii tkanek z dużo wyższą rozdzielczością (wyższą od 10 μm) niż w przypadku innych sposobów obrazowania, jak rezonans magnetyczny czy metoda ultradźwiękowa.

Głównymi zaletami OCT są:

  • żywe podpowierzchniowe obrazy w mikroskopowej rozdzielczości,
  • szybkie, dokładne obrazowanie budowy tkanek,
  • brak konieczności wcześniejszego przygotowania próbek,
  • brak niebezpiecznego promieniowania.

OCT pozwala na uzyskanie wysokiej rozdzielczości obrazu, ponieważ opiera się na działaniu fal świetlnych, a nie radiowych czy dźwiękowych o dużo mniejszych częstotliwościach. Wiązka optyczna kierowana jest na tkankę, a mała jej część, która odbija się od elementów pod powierzchnią, jest na powrót rejestrowana. Niemniej jednak, większość światła nie odbija się, lecz jest rozpraszana pod dużymi kątami. W konwencjonalnych metodach obrazowania to szeroko rozpraszane światło zaciemnia obraz, jednakże OCT wykorzystuje interferometrię, aby zarejestrować długość drogi przebytej przez fotony i odrzucić większość tych, które uległy już rozproszeniu kilka razy przed dotarciem do odbiornika. Dlatego też OCT pozwala utworzyć szczegółowe trójwymiarowe obrazy nawet grubych próbek poprzez odrzucenie sygnału tła, który zaburzałby odbiór światła odbitego bezpośrednio od powierzchni próbki.

Pośród nieinwazyjnych metod trójwymiarowego obrazowania, OCT wykazuje podobieństwo do obrazowania ultradźwiękowego, które także korzysta ze zjawiska echa. Inne metody obrazowania używane w diagnostyce medycznej (np. rezonans magnetyczny) nie opierają się na echolokacji.

Technika ta ogranicza się do obrazowania jedynie 1-2 mm w głąb pod powierzchnią tkanki biologicznej, ponieważ głębiej światło ulega większemu rozproszeniu i ilość światła odbitego bez rozproszenia jest zbyt mała, by mogła zostać zarejestrowana. Przy używaniu metody OCT nie jest wymagane wcześniejsze przygotowanie próbki, a obrazy mogą zostać otrzymane bez dotykania jej, a nawet przez warstwę przezroczystej błony czy okna. Zaletą jest też użycie fal o długości zbliżonej do fal podczerwonych – są one bezpieczne dla oka i nie powodują uszkodzenia tkanek.

Teoria[edytuj | edytuj kod]

OCT działa na zasadzie interferometrii światła białego lub niskokoherentnej. Układ optyczny zazwyczaj składa się z interferometru (rys. 1, najczęściej Michelsona) z niskokoherentnym, szerokopasmowym źródłem światła. Światło jest rozdzielane na wiązkę referencyjną i wiązkę próbki, a następnie ponownie łączone.

Rys.1. Układ optyczny pełnopolowego OCT. Zawiera: diodę superluminescencyjną (SLD) soczewkę wypukłą (L1), rozdzielacz wiązek (BS), obiektyw (CO), kamerę CMOS-DSP (CAM), obiekt odniesienia (REF) i badany obiekt (SMP). Kamera pełni funkcję dwuwymiarowego układu detektorów, a dzięki technice OCT ułatwiającej skanowanie w głąb, otrzymujemy nieinwazyjne urządzenie do tworzenia obrazów trójwymiarowych.
Rys. 2. Typowy układ optyczny konfokalnego OCT. Skanowanie strumienia światła na obiekcie umożliwia nieinwazyjne przekrojowe obrazowanie do 3 mm w głąb z rozdzielczością do mikrometrów.
Rys. 3. Rozróżnianie widm przez OCT z użyciem lasera strojonego. Układ zawiera: laser strojony (SS), rozdzielacz wiązek (BS), lustro referencyjne (REF), badany obiekt (SMP), fotodetektor (PD), cyfrowy przetwornik sygnału (DSP)
Rys. 4. Rozróżnianie widm przez OCT w dziedzinie spektralnej. Układ zawiera: niskokoherentne źródło (LSC), rozdzielacz wiązek (BS), lustro referencyjne (REF), badany obiekt (SMP), siatkę dyfrakcyjną (DG), detektor pełnopolowy (CAM) pełniący rolę spektrometru oraz cyfrowy przetwornik sygnału (DSP).

Domena czasu OCT[edytuj | edytuj kod]

W domenie czasu OCT droga przebyta przez falę w wiązce referencyjnej jest przesunięta podłużnie w czasie.

Właściwością niskokoherentnej interferometrii jest obecność interferencji (np. w postaci czarnych i białych pierścieni) jedynie pod warunkiem niskiej różnicy przebytych dróg (w obszarze długości koherencji źródła światła). Taka interferencja nazywa się autokorelacją dla symetrycznego interferometru (kiedy oba ramiona mają ten sam współczynnik odbicia) lub przekrojową korelacją w najczęstszym przypadki. Obwiednia modulacji zmienia się wraz ze zmianą długości przebytej drogi, gdzie szczyt obwiedni odpowiada dopasowaniu tej długości.

Interferencja dwóch częściowo spójnych wiązek światła może być przedstawiona jako natężenie źródła, I_S:

 I = k_1 I_S + k_2 I_S + 2 \sqrt { \left ( k_1 I_S \right ) \cdot \left ( k_2 I_S \right )} \cdot Re \left [\gamma \left ( \tau \right ) \right] \qquad (1)

gdzie k_1 + k_2 < 1 oznacza stosunek rozdzielania wiązek interferometru, a   \gamma ( \tau )   jest zespolonym stopniem spójności, natomiast   \tau to opóźnienie czasowe. Zespolony stopień spójności może zostać przedstawiony jako funkcja Gaussa:

 \gamma \left ( \tau \right ) = \exp \left [- \left ( \frac{\pi\Delta\nu\tau}{2 \sqrt{\ln 2} } \right )^2 \right] \cdot \exp \left ( -j2\pi\nu_0\tau \right ) \qquad \quad (2)

gdzie  \Delta\nu  oznacza szerokość widmową źródła w optycznej domenie częstotliwości, a  \nu_0 jest środkową częstotliwością optyczną źródła. We wzorze (2), obwiednia Gaussa jest modulowana amplitudowo przez nośnik optyczny. Szczyt obwiedni reprezentuje położenie badanej próbki, gdzie amplituda zależy od charakterystyki odbijania powierzchni. Przekaz optyczny zgodnie z prawem Dopplera jest wynikiem skanowania inferfermoterycznego, a częstotliwość tej modulacji kontrolowana jest przez szybkość skanowania. Dlatego przesunięcie jednego ramienia interferometru ma dwie funkcje: skanowanie w głąb oraz dopplerowską zmianę na nośniku optycznym (uzyskiwaną przez zmiany długości przebytej drogi). W OCT, nośnik ten ma częstotliwość wyrażaną wzorem:

 f_{Dopp} = \frac { 2 \cdot \nu_0 \cdot v_s } { c } \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \quad (3)

gdzie  \nu_0 jest środkową częstotliwością optyczną źródła,  v_s  jest prędkością skanowania zmian długości przebytej drogi, a  c jest prędkością światła.

Osiowe oraz boczne rozdzielczości OCT nie są ze sobą sprzężone; pierwsza odpowiada długości koherencji źródła światła, natomiast druga jest funkcją optyki. Osiowa rozdzielczość OCT może być określona

Zapis interferencji w TD- oraz FD-OCT

wzorem:

 \, {l_c} 	=\frac {2 \ln 2} {\pi} \cdot \frac {\lambda_0^2} {\Delta\lambda}
\approx 0.44 \cdot \frac {\lambda_0^2} {\Delta\lambda} \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad (4)

Domena częstotliwości (FD-OCT)[edytuj | edytuj kod]

W domenie częstotliwości OCT, szerokopasmowa interferencja otrzymywana jest przez użycie spektralnie rozdzielonych detektorów (przez kodowanie częstotliwości optycznych w czasie za pomocą skanującego widmowo źródła albo przez rozpraszający detektor, na przykład siatkę dyfrakcyjną i układ liniowych detektorów). Dzięki zależności między autokorelacją oraz widmową gęstością mocy, można natychmiastowo obliczyć głębokość skanu za pomocą transformacji Fouriera, korzystając z uzyskanych widm, bez potrzeby poruszania ramieniem referencyjnym[14][15]. Ta właściwość znacząco poprawia szybkość obrazowania, podczas gdy straty stosunku sygnału do szumu także są zminimalizowane, a SNR jest proporcjonalny do liczby odbieranych przez detektor elementów. Równoległy odbiór wielu różnych długości fali ogranicza zakres skanowania, podczas gdy pełna szerokość widmowa ustanawia rozdzielczość osiową.

Przestrzennie kodowana domena częstotliwości OCT (domena spektralna z wykorzystaniem transformacji Fouriera)[edytuj | edytuj kod]

SEFD-OCT uzyskuje informacje o widmie poprzez rozdzielenie różnych częstotliwości optycznych na prążkowym detektorze (układ CCD lub CMOS) przez rozpraszający obiekt (Rys.4). Dzięki temu informacja o całym skanie w głąb może zostać otrzymana po jednorazowym naświetleniu. Niemniej jednak, wysoki stosunek sygnału do szumu charakterystyczny dla FD-OCT jest zmniejszony z powodu niższego zakresu dynamicznego prążkowych detektorów, co daje SNR rzędu ok. 10dB dla dużych szybkości skanowania. Nie jest to jednak problemem dla pracy na długościach fali zbliżonych do 1300 nm, ponieważ zakres dynamiczny nie jest tak ważny w tym zakresie długości fali.

Czasowo kodowana domena częstotliwości OCT (laser strojony OCT)[edytuj | edytuj kod]

TEFD-OCT jest kombinacją zalet standardowego TD oraz SEFD-OCT. W tym przypadku, widmowe składowe nie są kodowane przez przestrzenne oddzielenie, ale są zakodowane w czasie. Przefiltrowane (lub wytworzone w serii kolejnych krótkich sygnałów częstotliwości) widmo jest odtwarzane przed transformacją Fouriera. Przez dostosowanie źródła światła do częstotliwości, układ optyczny (Rys.5) staje się prostszy od SEFD, ale sam proces skanowania przenosi się z ramienia odniesienia TD-OCT do źródła światła TEFD-OCT. Zaletą takiego rozwiązania jest wysoki wskaźnik wykrywania stosunku sygnału do szumu SNR, podczas gdy laser strojony osiąga bardzo małą szerokość pasma przy wysokich częstotliwościach (20–200 kHz). Wadami są nielinearności w długości fali (szczególnie dla wysokich częstotliwości), poszerzanie się szerokości pasma dla dużych częstotliwości oraz wysoka czułość na ruch próbki (poniżej zakresu nanometrów).

Metody skanowania[edytuj | edytuj kod]

Skupianie wiązki światła w punkcie na powierzchni badanego obiektu i ponowne połączenie odbitego światła z wiązką referencyjną, daje w wyniku interferogram z informacją o obiekcie odpowiadającą pojedynczemu A-skanowi (tylko oś Z). Skanowanie obiektu może być dokonane poprzez zarówno skanowanie światła na obiekcie, jak i przez poruszanie badanym obiektem. Skan liniowy da w wyniku dwuwymiarowy zbiór danych odpowiadających przekrojowi (skan osi X-Z), podczas gdy skan powierzchniowy daje trójwymiarowy zbiór danych odpowiadających obrazowi przestrzennemu (skan osi X-Y-Z), zwanemu także pełnopolowym OCT.

Konfokalne OCT[edytuj | edytuj kod]

Systemy oparte o konfokalne (jednopunktowe) OCT skanują obiekt w dwóch bocznych wymiarach i rekonstruują trójwymiarowy obraz używając informacji o głębokości uzyskanej z badania koherencji światła poprzez skanującą osiowo wiązkę referencyjną (Rys. 2.). Dwuwymiarowe skanowanie poprzeczne jest wdrożone elektromechanicznie poprzez poruszanie obiektem[16] z użyciem stolika przesuwnego oraz nowatorskiego mikroelektromechanicznego skanera[17].

Równoległe (pełnopolowe) OCT[edytuj | edytuj kod]

Równoległe OCT z użyciem kamery z matrycą CCD używane jest w przypadku gdy cała próbka jest oświetlona i zwrócona przodem do CCD (eliminuje się skan boczny). Poprzez przesuwanie lustra referencyjnego i otrzymywanie kolejnych obrazów en face, tworzy się obraz trójwymiarowy.

Układ inteligentnych detektorów dla równoległego TD-OCT[edytuj | edytuj kod]

Dwuwymiarowy układ inteligentnych detektorów stworzonych za pomocą 2 µm technologii układów scalonych użyty był dla demonstracji pełnopolowego OCT[18]. Składał się z prostego układu optycznego, gdzie każdy piksel z układu detektorów 58x58 zachowywał się jak pojedyncza fotodioda i zawierał własny obwód elektryczny do demodulacji.

Dodatkowe zastosowania[edytuj | edytuj kod]

Optyczna tomografia koherencyjna jest uznaną metodą obrazowania medycznego. Jest powszechnie używana do otrzymywania wysokiej jakości obrazów przednich części oka i siatkówki, co jest szybką metodą natychmiastowej diagnozy i oceny degeneracji aksonów u pacjenta ze stwardnieniem rozsianym[19] czy zwyrodnieniem plamki żółte[20]. Badania wykazały, że OCT sprawdza się jako narzędzie do obserwowania postępowania jaskry. Badacze zajmują się też sposobem używania dziedziny częstotliwości OCT do obrazowania tętnic wieńcowych w celu wczesnego wykrycia chorób układu krwionośnego. Badacze używali także OCT aby uzyskać szczegółowe obrazy mózgów myszy za pomocą przejrzystego "okna" zrobionego z ditlenku cyrkonu wczepionego w czaszkę[21].

Optyczna tomografia koherencyjna jest coraz częściej używana do nieinwazyjnych pomiarów grubości materiałów[22], szczególnie grubych wafli silikonowych[23][24] oraz do pomiarów grubości wafli półprzewodnikowych[25][26], chropowatości powierzchni, obrazowania powierzchni i przekroju[27][28], a także badania ubytku objętości. Metoda OCT przydaje się w zastosowaniach inżynieryjnych i przemysłowych tam, gdzie należy zbadać trudno dostępne obszary[29] i poznać ich wewnętrzną budowę, szczególnie gdy środowisko nie sprzyja wykorzystaniu innych metod – na przykład jest radioaktywne, zbyt zimne lub gorące[30].

Zobacz też[edytuj | edytuj kod]

Bibliografia[edytuj | edytuj kod]

  1. HG. Bezerra, MA. Costa, G. Guagliumi, AM. Rollins i inni. Intracoronary optical coherence tomography: a comprehensive review clinical and research applications.. „JACC Cardiovasc Interv”. 2 (11), s. 1035-46, Nov 2009. doi:10.1016/j.jcin.2009.06.019. PMID 19926041. 
  2. Ophthalmic laser interferometry.. „Proc. SPIE pp. 48-51.”. 658, s. 48-51, 1986-09. [dostęp 2014-05-29]. 
  3. 3,0 3,1 AF. Fercher, K. Mengedoht, W. Werner. Eye-length measurement by interferometry with partially coherent light.. „Opt Lett”. 13 (3), s. 186-8, Mar 1988. PMID 19742022. 
  4. A. F. Fercher, "Ophthalmic interferometry," Proceedings of the International Conference on Optics in Life Sciences, Garmisch-Partenkirchen, Germany, 12–16 August 1990. Ed. G. von Bally and S. Khanna, pp. 221-228. ISBN 0-444-89860-3.
  5. Naohiro Tanno, Tsutomu Ichikawa, Akio Saeki: "Lightwave Reflection Measurement," Japanese Patent # 2010042 (1990) (Japanese Language)
  6. Shinji Chiba, Naohiro Tanno "Backscattering Optical Heterodyne Tomography", prepared for the 14th Laser Sensing Symposium (1991) (in Japanese)
  7. AM. Zysk, FT. Nguyen, AL. Oldenburg, DL. Marks i inni. Optical coherence tomography: a review of clinical development from bench to bedside.. „J Biomed Opt”. 12 (5). s. 051403. doi:10.1117/1.2793736. PMID 17994864. 
  8. A. F. Fercher, C. K. Hitzenberger, W. Drexler, G. Kamp, and H. Sattmann, " In Vivo Optical Coherence Tomography," Am. J. Ophthalmol, vol. 116, no. 1, pp. 113-114. 1993.
  9. Swanson, E. A.; Izatt, J. A.; Hee, M. R.; Huang, D.; Lin, C. P.; Schuman, J. S.; Puliafito, C. A.; Fujimoto, J. G. (1993). "In vivo retinal imaging by optical coherence tomography". Optics Letters 18 (21): 1864–6. Bibcode:1993OptL...18.1864S.
  10. W. Drexler, U. Morgner, RK. Ghanta, FX. Kärtner i inni. Ultrahigh-resolution ophthalmic optical coherence tomography.. „Nat Med”. 7 (4), s. 502-7, Apr 2001. doi:10.1038/86589. PMID 11283681. 
  11. SC. Kaufman, DC. Musch, MW. Belin, EJ. Cohen i inni. Confocal microscopy: a report by the American Academy of Ophthalmology.. „Ophthalmology”. 111 (2), s. 396-406, Feb 2004. doi:10.1016/j.ophtha.2003.12.002. PMID 15019397. 
  12. M. Born and E. Wolf (2000). Principles of Optics: Electromagnetic Theory of Propagation, Interference and Diffraction of Light. Cambridge University Press.ISBN 0-521-78449-2.
  13. SJ. Riederer. Current technical development of magnetic resonance imaging.. „IEEE Eng Med Biol Mag”. 19 (5). s. 34-41. PMID 11016028. 
  14. Schmitt, J.M. (1999). "Optical coherence tomography (OCT): a review". IEEE Journal of Selected Topics in Quantum Electronics 5 (4): 1205.doi:10.1109/2944.796348.
  15. Fercher, A; Hitzenberger, C.K.; Kamp, G.; El-Zaiat, S.Y. (1995). "Measurement of intraocular distances by backscattering spectral interferometry".Optics Communications 117: 43.Bibcode:1995OptCo.117...43F. doi:10.1016/0030-4018(95)00119-S.
  16. Fercher, A; Hitzenberger, C.K.; Kamp, G.; El-Zaiat, S.Y. (1995). "Measurement of intraocular distances by backscattering spectral interferometry".Optics Communications 117: 43.Bibcode:1995OptCo.117...43F. doi:10.1016/0030-4018(95)00119-S.
  17. Yeow, J.T.W.; Yang, V.X.D.; Chahwan, A.; Gordon, M.L.; Qi, B.; Vitkin, I.A.; Wilson, B.C.; Goldenberg, A.A. (2005). "Micromachined 2-D scanner for 3-D optical coherence tomography". Sensors and Actuators A: Physical 117 (2): 331.doi:10.1016/j.sna.2004.06.021.
  18. S. Bourquin, P. Seitz, RP. Salathé. Optical coherence topography based on a two-dimensional smart detector array.. „Opt Lett”. 26 (8), s. 512-4, Apr 2001. PMID 18040369. 
  19. J. Dörr, KD. Wernecke, M. Bock, G. Gaede i inni. Association of retinal and macular damage with brain atrophy in multiple sclerosis.. „PLoS One”. 6 (4), s. e18132, 2011. doi:10.1371/journal.pone.0018132. PMID 21494659. 
  20. PA. Keane, PJ. Patel, S. Liakopoulos, FM. Heussen i inni. Evaluation of age-related macular degeneration with optical coherence tomography.. „Surv Ophthalmol”. 57 (5), s. 389-414, Sep 2012. doi:10.1016/j.survophthal.2012.01.006. PMID 22898648. 
  21. Y. Damestani, CL. Reynolds, J. Szu, MS. Hsu i inni. Transparent nanocrystalline yttria-stabilized-zirconia calvarium prosthesis.. „Nanomedicine”. 9 (8), s. 1135-8, Nov 2013. doi:10.1016/j.nano.2013.08.002. PMID 23969102. 
  22. WJ Walecki et al., Determining thickness of slabs of materials, US Patent 7,116,429, 2006
  23. Wojtek J. Walecki and Fanny Szondy,"Integrated quantum efficiency, reflectance, topography and stress metrology for solar cell manufacturing", , Sunrise Optical LLC, Proc. SPIE 7064, 70640A (2008);doi:10.1117/12.797541
  24. Wojciech J. Walecki, Kevin Lai, Alexander Pravdivtsev, Vitali Souchkov, Phuc Van, Talal Azfar, Tim Wong, S. H. Lau and Ann Koo, "Low-coherence interferometric absolute distance gauge for study of MEMS structures", Proc. SPIE 5716, 182 (2005);doi:10.1117/12.590013
  25. Walecki, W. J., Lai, K., Souchkov, V., Van, P., Lau, S. and Koo, A. (2005), Novel noncontact thickness metrology for backend manufacturing of wide bandgap light emitting devices. physica status solidi (c), 2: 984–989. doi:10.1002/pssc.200460606
  26. Wojciech Walecki, Frank Wei, Phuc Van, Kevin Lai, Tim Lee, S. H. Lau and Ann Koo, "Novel low coherence metrology for nondestructive characterization of high-aspect-ratio microfabricated and micromachined structures", Proc. SPIE 5343, 55 (2004);doi:10.1117/12.530749
  27. Guss, G.; Bass, I.; Hackel, R.; Demos, S.G. (November 6, 2007). "High-resolution 3-D imaging of surface damage sites in fused silica with Optical Coherence Tomography". Lawrence Livermore National Laboratory UCRL-PROC-236270. Retrieved December 14, 2010.
  28. W Walecki, F Wei, P Van, K Lai, T Lee,Interferometric Metrology for Thin and Ultra-Thin Compound Semiconductor Structures Mounted on Insulating Carriers, CS Mantech Conference, 2004
  29. Dufour, Marc; Lamouche, G.; Gauthier, B.; Padioleau, C.; Monchalin, J.P. (2006). "Inspection of hard-to-reach industrial parts using small diameter probes". SPIE - The International Society for Optical Engineering. doi:10.1117/2.1200610.0467. Retrieved December 15, 2010.
  30. Dufour, M. L.; Lamouche, G.; Detalle, V.; Gauthier, B.; Sammut, P. (April 2005). "Low-Coherence Interferometry, an Advanced Technique for Optical Metrology in Industry". Insight - Non-Destructive Testing and Condition Monitoring 47 (4): 216–219.doi:10.1784/insi.47.4.216.63149. ISSN 1354-2575.

Star of life.svg Zapoznaj się z zastrzeżeniami dotyczącymi pojęć medycznych i pokrewnych w Wikipedii.