Soutenance mémoire
Imagerie OCT (Tomographie par Cohérence Optique)
OCT : définitions et premières démonstrations (Time-Domain OCT)
L’OCT (Optical Coherence Tomography ou Tomographie par Cohérence Optique) est une méthode d’imagerie non invasive qui permet de réaliser en temps réel des vues en coupe ou des images en trois dimensions de microstructures transparentes ou semi-transparentes, en exploitant les interférences produites par la lumière rétrodiffusée par l’échantillon avec un faisceau de référence. Elle a été mise au point par l’équipe de James Fujimoto au MIT en 1991 et appliquée tout d’abord en ophtalmologie [4]. Elle a ensuite été étendue aux domaines de la dermatologie, de la cardiologie, de la dentisterie ou encore de la gastro-entérologie [5][6]. Du point de vue des performances d’imagerie, cette technique se situe entre l’échographie aux ultrasons et la microscopie confocale, comme on peut le voir sur la Figure I1. L’OCT présente en effet un compromis entre la résolution (latérale et axiale), de l’ordre de 5 µm, et la profondeur de pénétration, typiquement de l’ordre du millimètre. Si l’on considère les applications en dermatologie, cette profondeur de pénétration est suffisante pour permettre d’imager l’interface épiderme/derme (qui se situe entre 40 µm et 1 mm en fonction de la zone analysée) et de visualiser la partie vascularisée de la peau. Il est donc ainsi possible de vérifier, à la place ou avant une biopsie (histopathologie), si une tumeur cancéreuse est susceptible de conduire ou non à une métastase.
Pour réaliser une acquisition, on mesure l’amplitude et le délai de l’écho mesuré sur l’échantillon. Le contraste obtenu lors de l’acquisition est d’autant plus important que les variations d’indice du milieu sont élevées, en effet l’écart d’indice augmente l’amplitude de l’onde réfléchie et donc le contraste des franges d’interférences. L’acquisition d’une image OCT complète est réalisée à l’aide de plusieurs scans, que l’on appelle A-scan lié au déplacement du miroir de référence (scan en profondeur) et B-scan (lié au balayage latéral). En les recombinant, on peut reconstruire une image 3D de l’échantillon. Une propriété de l’interférométrie à faible cohérence est que les interférences ne sont obtenues que lorsque la différence de trajet est inférieure à la longueur de cohérence de la source de lumière. En déplaçant axialement le miroir de référence, on fait coïncider les deux signaux et on en déduit alors le déplacement effectué, ce qui permet de remonter à la profondeur des structures réfléchissantes dans le tissu et ainsi recomposer sa morphologie.
FD-OCT (Fourier Domain-OCT)
Pour réaliser l’imagerie en profondeur (A-scan), on peut soit déplacer le miroir de référence le long de l’axe vertical, comme illustré sur le schéma de la Figure I-2 (TD OCT), soit garder le miroir de référence fixe et analyser spectralement les interférences acquises grâce à une transformée de Fourier. Il s’agit alors de Fourier Domain-OCT (FD-OCT) qui peut se diviser en deux sous-familles, le Spectral Domain-OCT (SD-OCT) et le Swept-Source-OCT (SS-OCT). En configuration FD OCT, les interférences sont enregistrées avec des systèmes de détection capables de séparer les spectres (démultiplexage). Grâce à la relation de Fourier qui relie l’autocorrélation et la densité spectrale de puissance, la profondeur peut être immédiatement calculée à partir du spectre enregistré, sans aucun déplacement du bras du miroir de référence, ce qui accélère considérablement la vitesse d’acquisition. De plus, le rapport signal-sur-bruit va être amélioré, car il est proportionnel au nombre d’éléments de détection. Pour les systèmes OCT dans le domaine de Fourier, c’est aussi la largeur de bande spectrale balayée par la source ou par le détecteur qui va déterminer la résolution axiale (formule (1.1)).
SD-OCT (Spectral-Domain OCT)
En SD-OCT, on utilise une source à spectre très large et un élément dispersif pour la détection, tel qu’un spectromètre à réseau, pour l’analyse spectrale du signal après recombinaison (démultiplexage spatial) (Figure I-4). Le spectre d’interférences entre la référence et l’échantillon est récupéré sur une barrette de CCD couplée au spectromètre comme indiqué sur la Figure I-4. Plusieurs équipes ont démontré en 2003 que le SD-OCT était plus performant que le TD-OCT, avec une sensibilité maximale passant de 100 dB à 120 dB et une meilleure résolution en profondeur [14]–[16]. De plus, comme on peut mesurer tous les échos renvoyés par l’échantillon simultanément, la vitesse d’acquisition est plus élevée, il est ainsi plus facile de réaliser des acquisitions en temps réel [7]. Wojtkowski et al. [17] ont ainsi acquis en 2002 une image de la rétine in vivo en utilisant un SD-OCT. Cependant, pour obtenir des images en SDOCT de résolution transverse suffisante pour l’analyse biologique (< 3 µm), il est nécessaire de disposer de détecteurs CCD rapides, capables d’acquérir jusqu’à plusieurs dizaines de milliers de scans axiaux par seconde. La résolution est aussi limitée par la résolution spatiale du système de détection.
SS-OCT (OCT à balayage de source)
Dans le SS-OCT, on utilise une source de largeur de raie étroite dont on peut modifier dynamiquement la position spectrale. Ce filtrage et cette modification de longueur d’onde peuvent être réalisés par exemple avec un filtre accordable placé devant une diode superluminescente ou en utilisant un laser accordable (Figure I-5). Le spectre rétrodiffusé par l’échantillon aux différentes longueurs d’onde est détecté sur un seul et même photodétecteur (démultiplexage temporel). Avec cette approche, la résolution axiale de l’image est fixée par la gamme d’accord spectral de la source. On atteint en général avec ce mode de meilleures résolutions qu’avec le SD-OCT. Le concept du SS-OCT a été décrit dans des brevets dès le début de l’OCT en 1994 par Swanson et al. [18], mais il a fallu attendre la fin des années 90 pour voir apparaitre les premières études expérimentales au MIT, effectuées par Chinn et al. [19] et Golubovic et al. [20]. Les premières résolutions et les vitesses d’acquisition étaient très limitées par la gamme et la vitesse d’accordabilité des sources. Il faudra attendre 2003 et la démonstration par Yun et al. [21] d’une acquisition, avec 19 000 scans axiaux par seconde et une résolution axiale comprise entre 12 et 14 µm. En 2005, Oh et al. [22] ont démontré une fréquence de scan de 115 kHz en utilisant des filtres actionnables à base de polygones rotatifs pour accorder une source laser autour de 1325 nm sur 83 nm. Cependant, sur ce montage, la longueur de la cavité accordable était de 5,2 m ; on était donc loin d’avoir un système compact. Afin de réduire cet encombrement, il est nécessaire de disposer de sources lasers accordables compactes. La diminution de l’encombrement permet également de diminuer les coûts, de favoriser la démocratisation de cette méthode d’imagerie directement chez les praticiens et de bénéficier à plus de patients.
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Table des matières
Introduction générale
Chapitre 1 : Contexte et objectifs de la thèse
1. Imagerie OCT (Tomographie par Cohérence Optique)
1.1. OCT : définitions et premières démonstrations (Time-Domain OCT)
1.2. FD-OCT (Fourier Domain-OCT)
2. Intérêt de l’OCT pour le diagnostic précoce des pathologies de la peau
2.1. Équipements OCT commerciaux disponibles
2.2. Sources miniaturisées pour les systèmes SS-OCT
3. Sources VCSELs
3.1. Rappels sur l’émission laser
3.2. VCSEL : principe et avantages
3.3. Méthodes de confinement transverse dans un VCSEL
3.4. VCSELs à pompage électrique sur GaAs : bref historique
3.5. VCSELs à pompage électrique sur GaAs : principales applications
3.6. Méthodes pour réaliser des VCSELs accordables
4. OCT portable à source accordable VCSEL pour l’analyse de la peau à 850 nm (Projet DOCTVCSEL)
4.1. Contexte et objectifs
4.2. Cahier des charges
5. VCSELs à 1,55 µm accordables à cristaux liquides pour applications civiles et militaires (Projet HYPOCAMP)
5.1. Contexte et objectifs
5.2. Cahier des charges
6. Objectifs de la thèse
7. Conclusions
Chapitre 2 : Fabrication de microcellules à cristaux liquides à base de polymères
1. Généralités sur les cristaux liquides
1.1. Principaux types de cristaux liquides
1.2. Morphologie des cristaux liquides
1.3. Propriétés optiques des cristaux liquides nématiques
1.4. Contraintes pour la réalisation de microcellules à CL
2. Briques technologiques développées
2.1. Présentation générale des deux types d’espaceurs utilisés
2.2. Méthodes d’ancrage possibles pour orienter les CL
2.3. Fabrication de réseaux d’alignement nano-imprimés sur grandes surfaces
2.4. Technique d’UV-NIL
2.5. Remplissage des cellules à CL
3. Procédé générique de fabrication de microcellules à CL à espaceurs polymères
3.1. Premier procédé à base de DF-1005
3.2. Application à la réalisation d’un filtre à 1,55 µm
3.3. Deuxième génération : procédé à base de résine Perminex
3.4. Application à la réalisation de filtres accordables
4. Conclusions
Chapitre 3 : Composants photoniques accordables à 1,55 µm à base de microcellules à cristaux liquides
1. Conception et fabrication de Photodiodes accordables
1.1. Principe d’une photodiode
1.2. Grandeurs caractéristiques
1.3. Photodiode accordable
1.4. Description du composant conçu
1.5. Réalisation de la photodiode et du miroir inférieur (FOTON)
1.6. Intégration des microcellules à CL sur photodiodes III-V (LAAS-IMT-C2N)
1.7. Première génération de photodiodes accordables
1.8. Deuxième génération de photodiodes accordables
1.9. Bilan sur les photodiodes à CL à 1,55 µm
2. Conception et fabrication de VCSELs accordables à CL à pompage optique
2.1. Conception et fabrication du demi-VCSEL (FOTON)
2.2. Fabrication des VCSELs accordables à CL à base de DF-1005
2.3. Caractérisation des VCSELs accordables à CL à base de DF-1005
2.4. Fabrication de VCSELs accordables à CL à base de la résine Perminex
2.5. Caractérisation des VCSELs accordables à CL à base de résine Perminex
2.6. Bilan sur les VCSELs accordables à CL à pompage optique à 1,55 µm
3. Conclusions et perspectives
Conclusion générale
