OCT képalkotó technológia

Az optikai koherencia tomográfia felépítése és alapelvei.

Optikai koherencia tomográfiainterferométer elvén alapul, közel infravörös gyenge koherens fényt használ a vizsgálandó szövet besugárzására, és a fény koherenciája alapján interferenciát generál. Szuperheterodin detektálási technológiát használ a visszavert fény intenzitásának mérésére felületi szöveti képalkotáshoz. . Az OCT rendszer egy alacsony koherencia fényforrásból, egy száloptikai Michelson interferométerből és egy fotoelektromos érzékelő rendszerből áll.

Az OCT magja a rostos Michelson interferométer. Az alacsony koherenciájú fényforrás szuperlumineszcencia dióda (SLD) által kibocsátott fény az egymódusú szálba van csatolva, és a 2×2 szálcsatoló két útra osztja. Az egyik módja a referenciafény, amelyet a lencse kollimál, és visszatér a síktükörből. ; A másik a lencse által a vizsgált mintára fókuszált mintavételi sugár.

A reflektor által visszaadott referenciafény és a vizsgált minta visszaszórt fénye egyesül a detektoron. Ha a kettő közötti optikai útkülönbség a fényforrás koherenciahosszán belül van, interferencia lép fel. A detektor kimeneti jele a közeg visszaszórását tükrözi. A szórási intenzitás felé.

Vizsgálja meg a tükröt, és rögzítse a térbeli helyzetét úgy, hogy a referenciafény zavarja a közeg különböző mélységeiből visszaszórt fényt. A tükör helyzetének és a megfelelő interferenciajel-intenzitásnak megfelelően a minta különböző mélységű (z irányú) mérési adatait kapjuk. Ezután a mintavételi nyaláb x-y síkban történő pásztázásával kombinálva az eredményt a számítógép feldolgozza, hogy megkapja a minta háromdimenziós szerkezeti információit.

Az OCT képalkotó technológia fejlődése

Az ultrahangnak a szemészet területén történő széles körű elterjedésével az emberek azt remélik, hogy nagyobb felbontású kimutatási módszert dolgoznak ki. Az ultrahangos biomikroszkóp (UBM) megjelenése bizonyos mértékig megfelel ennek a követelménynek. Magasabb frekvenciájú hanghullámok használatával nagy felbontású képalkotást tud végrehajtani az elülső szegmensről. A biológiai szövetekben a nagyfrekvenciás hanghullámok gyors csillapítása miatt azonban érzékelési mélysége bizonyos mértékig korlátozott. Ha hanghullámok helyett fényhullámokat használnak, ki lehet-e kompenzálni a hibákat?

1987-ben Takada et al. optikai alacsony koherencia interferometriás módszert dolgozott ki, amelyet száloptika és optoelektronikai komponensek támogatásával nagy felbontású optikai mérési módszerré fejlesztettek ki; Youngquist et al. kifejlesztett egy optikai koherens reflektométert, amelynek fényforrása egy szuper fénykibocsátó dióda, amely közvetlenül egy optikai szálhoz kapcsolódik. A referenciatükröt tartalmazó műszer egyik karja belül található, míg a másik karban lévő optikai szál egy kameraszerű eszközhöz csatlakozik. Ezek teremtették meg az elméleti és technikai alapokat a TOT megjelenéséhez.

1991-ben David Huang, az MIT kínai tudósa a kifejlesztett OCT-t használta az izolált retina és koszorúerek mérésére. Mivel az OCT példátlanul nagy felbontású, hasonlóan az optikai biopsziához, gyorsan kifejlesztették biológiai szövetek mérésére és képalkotására.

A szem optikai jellemzőinek köszönhetően az OCT technológia a szemészeti klinikai alkalmazásokban fejlődik a leggyorsabban. 1995 előtt olyan tudósok, mint Huang, az OCT-technológiát folyamatosan fejlesztették az in vitro és in vivo emberi szem szöveteinek, például retinájának, szaruhártyájának, elülső kamrájának és íriszének mérésére és képalkotására. Több évnyi fejlesztés után az OCT rendszert továbbfejlesztették és klinikailag praktikus kimutatási eszközzé fejlesztették, kereskedelmi eszközzé tették, és végül megerősítették a szemfenéki és retina képalkotási képességeit. Az OCT-t hivatalosan 1995-ben használták a szemészeti klinikákon.

1997-ben az OCT-t fokozatosan alkalmazták bőrgyógyászati, emésztőrendszeri, húgyúti és szív- és érrendszeri vizsgálatokban. A nyelőcső, gasztrointesztinális, húgyúti OCT és kardiovaszkuláris OCT invazív vizsgálatok, hasonlóan az endoszkópokhoz és katéterekhez, de nagyobb felbontással és ultrastruktúrák megfigyelésével. A bőr OCT kontaktvizsgálat, és ultrastruktúra is megfigyelhető.

A klinikai gyakorlatban használt kezdeti OCT az OCT1, amely egy konzolból és egy tápkonzolból áll. A konzol egy OCT számítógépet, egy OCT-monitort, egy vezérlőpanelt és egy felügyeleti képernyőt tartalmaz; az erőmű szemfenék-megfigyelő rendszert és interferenciafény-vezérlő rendszert tartalmaz. Mivel a konzol és az erőplatform viszonylag független eszközök, és a kettőt vezetékek kötik össze, a hangszer nagyobb hangerővel és nagyobb hellyel rendelkezik.

Az OCT1 elemző programja képfeldolgozásra és képmérésre oszlik. A képfeldolgozás magában foglalja a képszabványosítást, a képkalibrálást, a képkalibrálást és szabványosítást, a kép Gauss-simítását, a kép medián simítását; képmérési eljárások kevésbé, csak a retina vastagságmérés és a retina idegrostréteg vastagságának mérése. Mivel azonban az OCT1 kevesebb szkennelési és elemzési eljárást tartalmaz, gyorsan felváltotta az OCT2.

Az OCT2 szoftverfrissítéssel jön létre az OCT1 alapján. Vannak olyan hangszerek is, amelyek a konzolt és a tápegységet egyesítik egy OCT2 hangszerré. Ez a műszer lekicsinyíti a képmonitort és megfigyeli az OCT képet, valamint a páciens szkennelési pozícióját figyeli ugyanazon a számítógép képernyőjén, de a művelet ugyanaz, mint az OCT1 Hasonló, kézi vezérlése a vezérlőpulton történik.

Az OCT3 megjelenése 2002-ben az OCT technológia új szakaszát jelentette. Az OCT3 felhasználóbarátabb kezelőfelülete mellett minden művelet elvégezhető a számítógépen az egérrel, és egyre tökéletesebbek a szkennelő és elemző programjai. Ennél is fontosabb, hogy az OCT3 felbontása nagyobb, axiális felbontása ≤10 μm, oldalirányú felbontása pedig 20 μm. Az OCT3 által beszerzett axiális minták száma 128-ról 768-ra nőtt az eredeti 1 A-s scan során. Ezért az OCT3 integrálja 131 072-ről 786 432-re nőtt, és a beolvasott szöveti keresztmetszeti kép hierarchikus szerkezete tisztább.