OCT-bildteknik

Strukturen och grundläggande principer för optisk koherenstomografi.

Optisk koherenstomografiär baserad på interferometerprincipen, använder svagt koherent nära-infrarött ljus för att bestråla vävnaden som ska testas och genererar interferens baserat på ljusets koherens. Den använder superheterodyne-detektionsteknik för att mäta intensiteten av reflekterat ljus för ytlig vävnadsavbildning. . OCT-systemet består av en ljuskälla med låg koherens, en fiberoptisk Michelson-interferometer och ett fotoelektriskt detektionssystem.

Kärnan i OCT är fibern Michelson interferometer. Ljuset som emitteras av den lågkoherensljuskällan Superluminescence Diode (SLD) kopplas in i singelmodsfibern och delas upp i två banor av 2×2 fiberkopplaren. Ett sätt är referensljuset som kollimeras av linsen och returneras från den plana spegeln. ; Den andra är provtagningsstrålen som fokuseras av linsen till provet som testas.

Referensljuset som returneras av reflektorn och det bakåtspridda ljuset från provet som testas smälter samman med detektorn. När den optiska vägskillnaden mellan de två ligger inom ljuskällans koherenslängd uppstår interferens. Utsignalen från detektorn reflekterar tillbakaspridningen av mediet. Mot spridningsintensitet.

Skanna spegeln och registrera dess rumsliga position, så att referensljuset stör det bakåtspridda ljuset från olika djup i mediet. Enligt spegelpositionen och motsvarande störsignalintensitet erhålls mätdata för olika djup (z-riktning) av provet. Sedan i kombination med skanningen av provtagningsstrålen i x-y-planet, bearbetas resultatet av datorn för att erhålla den tredimensionella strukturinformationen för provet.

Utvecklingen av OCT-bildteknik

Med den utbredda tillämpningen av ultraljud inom oftalmologin hoppas människor kunna utveckla en detekteringsmetod med högre upplösning. Framväxten av Ultrasound Biomicroscope (UBM) uppfyller detta krav till viss del. Den kan utföra högupplöst avbildning av det främre segmentet genom att använda högre frekvens ljudvågor. På grund av den snabba dämpningen av högfrekventa ljudvågor i biologiska vävnader är dess detektionsdjup dock begränsat i viss utsträckning. Om ljusvågor används istället för ljudvågor, kan defekterna kompenseras?

År 1987, Takada et al. utvecklat en optisk lågkoherens interferometrimetod, som utvecklats till en metod för högupplöst optisk mätning med stöd av fiberoptik och optoelektroniska komponenter; Youngquist et al. utvecklat en optisk koherent reflektometer vars ljuskälla är En superljusemitterande diod direkt kopplad till en optisk fiber. En arm på instrumentet som innehåller en referensspegel är placerad inuti, medan den optiska fibern i den andra armen är ansluten till en kameraliknande enhet. Dessa har lagt den teoretiska och tekniska grunden för framväxten av ULT.

1991 använde David Huang, en kinesisk vetenskapsman vid MIT, det utvecklade OCT för att mäta den isolerade näthinnan och kransartärerna. Eftersom OCT har en aldrig tidigare skådad hög upplösning, liknande optisk biopsi, utvecklades den snabbt för mätning och avbildning av biologiska vävnader.

På grund av ögats optiska egenskaper utvecklas OCT-teknologin snabbast inom oftalmologiska kliniska tillämpningar. Före 1995 använde forskare som Huang OCT för att mäta och avbilda vävnader som näthinnan, hornhinnan, främre kammaren och iris i in vitro och in vivo mänskliga ögon, vilket kontinuerligt förbättrade OCT-tekniken. Efter flera år av förbättringar har OCT-systemet förbättrats ytterligare och utvecklats till ett kliniskt praktiskt detektionsverktyg, gjorts till ett kommersiellt instrument och slutligen bekräftat dess överlägsenhet inom ögonbotten- och retinalavbildning. OCT användes officiellt på oftalmologiska kliniker 1995.

1997 användes OCT gradvis inom dermatologi, matsmältningsorgan, urinvägar och hjärt- och kärlundersökningar. Matstrupe, gastrointestinal, urinvägs-OCT och kardiovaskulär OCT är alla invasiva undersökningar, liknande endoskop och katetrar, men med högre upplösning och kan observera ultrastrukturer. Hud OCT är en kontaktinspektion, och ultrastruktur kan också observeras.

Det initiala OCT som används i klinisk praxis är OCT1, som består av en konsol och en strömkonsol. Konsolen inkluderar en OCT-dator, en OCT-monitor, en kontrollpanel och en övervakningsskärm; kraftstationen inkluderar ett ögonbottenobservationssystem och ett styrsystem för störljus. Eftersom konsolen och kraftplattformen är relativt oberoende enheter, och de två är sammankopplade med ledningar, har instrumentet en större volym och ett större utrymme.

Analysprogrammet för OCT1 är uppdelat i bildbehandling och bildmätning. Bildbehandling inkluderar bildstandardisering, bildkalibrering, bildkalibrering och standardisering, bildgaussisk utjämning, bildmedianutjämning; bildmätningsprocedurerna är mindre, endast mätning av näthinnetjocklek och tjockleksmätning av näthinnenervfiberskikt. Men eftersom OCT1 har färre skanningsprocedurer och analysprocedurer ersattes den snabbt av OCT2.

OCT2 bildas genom mjukvaruuppgradering på basis av OCT1. Det finns också några instrument som kombinerar konsolen och kraftbordet till ett för att bilda ett OCT2-instrument. Detta instrument reducerar bildmonitorn och observerar OCT-bilden och övervakar patientens skanningsposition på samma datorskärm, men operationen är densamma som OCT1 Liknande manövreras den manuellt på kontrollpanelen.

Uppkomsten av OCT3 2002 markerade ett nytt skede av OCT-teknik. Utöver det mer användarvänliga driftgränssnittet hos OCT3 kan alla operationer göras på datorn med musen, och dess skannings- och analysprogram blir mer och mer perfekta. Ännu viktigare är att upplösningen för OCT3 är högre, dess axiella upplösning är ≤10 μm och dess laterala upplösning är 20 μm. Antalet axiella prover som förvärvats av OCT3 har ökat från 128 till 768 i den ursprungliga 1 A-skanningen. Därför har integralen av OCT3 ökat från 131 072 till 786 432, och den hierarkiska strukturen för den skannade vävnadstvärsnittsbilden är tydligare.