OCT bildeteknologi

Strukturen og grunnleggende prinsipper for optisk koherenstomografi.

Optisk koherenstomografier basert på prinsippet om interferometer, bruker nær-infrarødt svakt koherent lys for å bestråle vevet som skal testes, og genererer interferens basert på lysets koherens. Den bruker superheterodyne-deteksjonsteknologi for å måle intensiteten til reflektert lys for overfladisk vevsavbildning. . OCT-systemet består av en lyskilde med lav koherens, et fiberoptisk Michelson-interferometer og et fotoelektrisk deteksjonssystem.

Kjernen i OCT er fiber Michelson interferometer. Lyset som sendes ut av den lavkoherente lyskilden Superluminescence Diode (SLD) er koblet inn i enkeltmodusfiberen, og deles inn i to baner av 2×2 fiberkoblingen. En måte er referanselyset som kollimeres av linsen og returneres fra planspeilet. ; Den andre er prøvetakingsstrålen fokusert av linsen til prøven som testes.

Referanselyset som returneres av reflektoren og det tilbakespredte lyset fra prøven under test smelter sammen på detektoren. Når den optiske veiforskjellen mellom de to er innenfor koherenslengden til lyskilden, oppstår interferens. Utgangssignalet til detektoren reflekterer tilbakespredningen til mediet. Mot spredningsintensitet.

Skann speilet og registrer dets romlige posisjon, slik at referanselyset forstyrrer det tilbakespredte lyset fra forskjellige dybder i mediet. I henhold til speilposisjonen og den tilsvarende interferenssignalintensiteten, oppnås måledata for forskjellige dybder (z-retning) av prøven. Deretter kombinert med skanningen av prøvetakingsstrålen i x-y-planet, behandles resultatet av datamaskinen for å få den tredimensjonale strukturinformasjonen til prøven.

Utviklingen av OCT-bildeteknologi

Med den utbredte bruken av ultralyd innen oftalmologi, håper folk å utvikle en metode for deteksjon med høyere oppløsning. Fremveksten av Ultrasound Biomicroscope (UBM) oppfyller til en viss grad dette kravet. Den kan utføre høyoppløselig avbildning av det fremre segmentet ved å bruke høyfrekvente lydbølger. På grunn av den raske dempningen av høyfrekvente lydbølger i biologiske vev, er deteksjonsdybden imidlertid begrenset til en viss grad. Hvis det brukes lysbølger i stedet for lydbølger, kan feilene kompenseres?

I 1987, Takada et al. utviklet en optisk lavkoherens interferometrimetode, som ble utviklet til en metode for høyoppløselig optisk måling med støtte av fiberoptikk og optoelektroniske komponenter; Youngquist et al. utviklet et optisk koherent reflektometer hvis lyskilde er En super lysemitterende diode direkte koblet til en optisk fiber. Den ene armen på instrumentet som inneholder et referansespeil er plassert inne, mens den optiske fiberen i den andre armen er koblet til en kameralignende enhet. Disse har lagt det teoretiske og tekniske grunnlaget for fremveksten av OLT.

I 1991 brukte David Huang, en kinesisk vitenskapsmann ved MIT, den utviklede OCT for å måle den isolerte netthinnen og koronararteriene. Fordi OCT har enestående høy oppløsning, lik optisk biopsi, ble den raskt utviklet for måling og avbildning av biologisk vev.

På grunn av øyets optiske egenskaper utvikler OCT-teknologien seg raskest innen oftalmologiske kliniske applikasjoner. Før 1995 brukte forskere som Huang OCT til å måle og avbilde vev som netthinnen, hornhinnen, fremre kammer og iris i in vitro og in vivo menneskelige øyne, og kontinuerlig forbedre OCT-teknologien. Etter flere år med forbedringer har OCT-systemet blitt ytterligere forbedret og utviklet til et klinisk praktisk deteksjonsverktøy, gjort til et kommersielt instrument, og endelig bekreftet dets overlegenhet innen fundus- og retinalavbildning. OCT ble offisielt brukt i oftalmologiske klinikker i 1995.

I 1997 ble OCT gradvis brukt i dermatologi, fordøyelseskanal, urinveier og kardiovaskulære undersøkelser. Spiserør, gastrointestinal, urinsystem OCT og kardiovaskulær OCT er alle invasive undersøkelser, lik endoskop og katetre, men med høyere oppløsning og kan observere ultrastrukturer. Hud OCT er en kontaktinspeksjon, og ultrastruktur kan også observeres.

Den første OCT som brukes i klinisk praksis er OCT1, som består av en konsoll og en strømkonsoll. Konsollen inkluderer en OCT-datamaskin, en OCT-monitor, et kontrollpanel og en overvåkingsskjerm; kraftstasjonen inkluderer et fundus observasjonssystem og et interferenslyskontrollsystem. Siden konsollen og kraftplattformen er relativt uavhengige enheter, og de to er forbundet med ledninger, har instrumentet større volum og større plass.

Analyseprogrammet til OCT1 er delt inn i bildebehandling og bildemåling. Bildebehandling inkluderer bildestandardisering, bildekalibrering, bildekalibrering og standardisering, Gaussisk bildeutjevning, bildemedianutjevning; bildemålingsprosedyrer er mindre, kun måling av netthinnetykkelse og måling av lagtykkelse av netthinnenervefiber. Men fordi OCT1 har færre skanneprosedyrer og analyseprosedyrer, ble den raskt erstattet av OCT2.

OCT2 er dannet ved programvareoppgradering på grunnlag av OCT1. Det er også noen instrumenter som kombinerer konsollen og strømbordet til ett for å danne et OCT2-instrument. Dette instrumentet reduserer bildemonitoren og observerer OCT-bildet og overvåker pasientens skanneposisjon på samme dataskjerm, men operasjonen er den samme som OCT1. Tilsvarende betjenes den manuelt på kontrollpanelet.

Utseendet til OCT3 i 2002 markerte et nytt stadium av OCT-teknologi. I tillegg til det mer brukervennlige operasjonsgrensesnittet til OCT3, kan alle operasjoner gjøres på datamaskinen med musen, og skanne- og analyseprogrammene blir mer og mer perfekte. Enda viktigere er at oppløsningen til OCT3 er høyere, dens aksiale oppløsning er ≤10 μm, og dens laterale oppløsning er 20 μm. Antall aksiale prøver anskaffet av OCT3 har økt fra 128 til 768 i den originale 1 A-skanningen. Derfor har integralen til OCT3 økt fra 131 072 til 786 432, og den hierarkiske strukturen til det skannede tverrsnittsbildet av vevet er klarere.