OCT billedteknologi

Strukturen og grundlæggende principper for optisk kohærenstomografi.

Optisk kohærenstomografier baseret på princippet om interferometer, bruger nær-infrarødt svagt sammenhængende lys til at bestråle det væv, der skal testes, og genererer interferens baseret på lysets sammenhæng. Den bruger superheterodyne detektionsteknologi til at måle intensiteten af ​​reflekteret lys til overfladisk vævsbilleddannelse. . OCT-systemet er sammensat af en lyskilde med lav kohærens, et fiberoptisk Michelson-interferometer og et fotoelektrisk detektionssystem.

Kernen i OCT er fiber-Michelson-interferometeret. Lyset, der udsendes af den lavkohærens lyskilde Superluminescence Diode (SLD), kobles ind i single-mode fiberen og opdeles i to baner af 2×2 fiberkoblingen. En måde er referencelyset, der kollimeres af linsen og returneres fra det plane spejl. ; Den anden er prøvetagningsstrålen, der fokuseres af linsen til prøven under test.

Referencelyset, der returneres af reflektoren, og det tilbagespredte lys fra prøven under test smelter sammen med detektoren. Når den optiske vejforskel mellem de to er inden for lyskildens kohærenslængde, opstår der interferens. Udgangssignalet fra detektoren afspejler tilbagespredningen af ​​mediet. Mod spredningsintensitet.

Scan spejlet og optag dets rumlige position, så referencelyset forstyrrer det tilbagespredte lys fra forskellige dybder i mediet. I henhold til spejlets position og den tilsvarende interferenssignalintensitet opnås måledata for forskellige dybder (z-retning) af prøven. Derefter kombineret med scanningen af ​​prøvetagningsstrålen i x-y-planet, behandles resultatet af computeren for at opnå den tredimensionelle strukturinformation af prøven.

Udviklingen af ​​OCT billedteknologi

Med den udbredte anvendelse af ultralyd inden for oftalmologi, håber folk at udvikle en højere opløsning detektionsmetode. Fremkomsten af ​​ultralydsbiomikroskop (UBM) opfylder dette krav til en vis grad. Den kan udføre højopløselig billeddannelse af det forreste segment ved at bruge højere frekvens lydbølger. Men på grund af den hurtige dæmpning af højfrekvente lydbølger i biologiske væv er dets detektionsdybde begrænset til en vis grad. Hvis der bruges lysbølger i stedet for lydbølger, kan fejlene så udlignes?

I 1987, Takada et al. udviklet en optisk lavkohærens interferometrimetode, som blev udviklet til en metode til højopløselig optisk måling med støtte fra fiberoptik og optoelektroniske komponenter; Youngquist et al. udviklet et optisk kohærent reflektometer, hvis lyskilde er En super lysemitterende diode direkte koblet til en optisk fiber. Den ene arm på instrumentet, der indeholder et referencespejl, er placeret indeni, mens den optiske fiber i den anden arm er forbundet med en kameralignende enhed. Disse har lagt det teoretiske og tekniske grundlag for fremkomsten af ​​OLT.

I 1991 brugte David Huang, en kinesisk videnskabsmand ved MIT, det udviklede OCT til at måle den isolerede nethinde og kranspulsårer. Fordi OCT har en hidtil uset høj opløsning, svarende til optisk biopsi, blev den hurtigt udviklet til måling og billeddannelse af biologiske væv.

På grund af øjets optiske egenskaber udvikler OCT-teknologien sig hurtigst inden for oftalmologiske kliniske applikationer. Før 1995 brugte forskere som Huang OCT til at måle og afbilde væv såsom nethinden, hornhinden, det forreste kammer og iris i in vitro og in vivo menneskelige øjne, hvilket løbende forbedrede OCT-teknologien. Efter flere års forbedringer er OCT-systemet blevet yderligere forbedret og udviklet til et klinisk praktisk detektionsværktøj, gjort til et kommercielt instrument og endelig bekræftet dets overlegenhed inden for fundus- og retinal-billeddannelse. OCT blev officielt brugt i oftalmologiske klinikker i 1995.

I 1997 blev OCT gradvist brugt til dermatologi, fordøjelseskanal, urinvejs- og kardiovaskulære undersøgelser. Spiserør, gastrointestinale, urinvejs-OCT og kardiovaskulær OCT er alle invasive undersøgelser, der ligner endoskoper og katetre, men med højere opløsning og kan observere ultrastrukturer. Hud OCT er en kontaktinspektion, og ultrastruktur kan også observeres.

Den indledende OCT, der bruges i klinisk praksis, er OCT1, som er sammensat af en konsol og en strømkonsol. Konsollen inkluderer en OCT-computer, en OCT-skærm, et kontrolpanel og en overvågningsskærm; kraftværket omfatter et fundus-observationssystem og et interferenslysstyringssystem. Da konsollen og kraftplatformen er relativt uafhængige enheder, og de to er forbundet med ledninger, har instrumentet en større volumen og et større rum.

Analyseprogrammet for OCT1 er opdelt i billedbehandling og billedmåling. Billedbehandling omfatter billedstandardisering, billedkalibrering, billedkalibrering og standardisering, billedgaussisk udjævning, billedmedianudjævning; billedmålingsprocedurer er mindre, kun måling af nethindetykkelse og måling af lagtykkelse af nethindennervefiber. Men fordi OCT1 har færre scanningsprocedurer og analyseprocedurer, blev det hurtigt erstattet af OCT2.

OCT2 er dannet ved softwareopgradering på basis af OCT1. Der er også nogle instrumenter, der kombinerer konsollen og strømbordet til ét for at danne et OCT2-instrument. Dette instrument reducerer billedmonitoren og observerer OCT-billedet og overvåger patientens scanningsposition på den samme computerskærm, men operationen er den samme som OCT1 Ligeledes betjenes den manuelt på kontrolpanelet.

Fremkomsten af ​​OCT3 i 2002 markerede en ny fase af OCT-teknologi. Ud over den mere brugervenlige betjeningsgrænseflade i OCT3 kan alle handlinger udføres på computeren med musen, og dens scannings- og analyseprogrammer bliver mere og mere perfekte. Endnu vigtigere er opløsningen af ​​OCT3 højere, dens aksiale opløsning er ≤10 μm, og dens laterale opløsning er 20 μm. Antallet af aksiale prøver erhvervet af OCT3 er steget fra 128 til 768 i den originale 1 A-scanning. Derfor er integralet af OCT3 steget fra 131 072 til 786 432, og den hierarkiske struktur af det scannede vævstværsnitsbillede er klarere.