OCT-kuvaustekniikka

Optisen koherenssitomografian rakenne ja perusperiaatteet.

Optinen koherenssitomografiaperustuu interferometrin periaatteeseen, käyttää lähi-infrapuna heikkoa koherenttia valoa testattavan kudoksen säteilyttämiseen ja tuottaa interferenssiä valon koherenssiin perustuen. Se käyttää superheterodyne-tunnistustekniikkaa heijastuneen valon voimakkuuden mittaamiseen pinnallisen kudoskuvauksen yhteydessä. . OCT-järjestelmä koostuu matalakoherenssista valonlähteestä, kuituoptisesta Michelson-interferometristä ja valosähköisestä tunnistusjärjestelmästä.

OCT:n ydin on Michelson-kuituinterferometri. Matalakoherenssivalonlähteen Superluminescence Diode (SLD) säteilemä valo kytketään yksimuotokuituun, ja se jaetaan kahteen polkuun 2×2-kuituliittimellä. Yksi tapa on vertailuvalo, jonka linssi kollimoi ja palauttaa tasopeilistä. ; Toinen on näytteenottosäde, jonka linssi fokusoi testattavaan näytteeseen.

Heijastimen palauttama vertailuvalo ja testattavan näytteen takaisinsironnut valo sulautuvat detektoriin. Kun optisen polun ero näiden kahden välillä on valonlähteen koherenssin pituuden sisällä, esiintyy häiriöitä. Ilmaisimen lähtösignaali heijastaa väliaineen takaisinsirontaa. Kohti sirontavoimakkuutta.

Skannaa peili ja tallenna sen avaruudellinen sijainti siten, että vertailuvalo häiritsee takaisinsironnutta valoa aineen eri syvyyksistä. Peilin asennon ja vastaavan häiriösignaalin voimakkuuden mukaan saadaan näytteen eri syvyyksien (z-suunta) mittaustiedot. Sitten yhdistettynä näytesäteen skannaukseen x-y-tasossa, tulos käsitellään tietokoneella saadakseen näytteen kolmiulotteisen rakenneinformaation.

MMA-kuvaustekniikan kehitys

Ultraäänen laajalle levinneen silmätautien alalla ihmiset toivovat voivansa kehittää korkeamman resoluution tunnistusmenetelmää. Ultraäänibiomikroskoopin (UBM) ilmestyminen täyttää tämän vaatimuksen jossain määrin. Se voi suorittaa etuosan korkearesoluutioisen kuvantamisen käyttämällä korkeataajuisia ääniaaltoja. Korkeataajuisten ääniaaltojen nopean vaimenemisen vuoksi biologisissa kudoksissa sen havaitsemissyvyys on kuitenkin rajoitettu jossain määrin. Jos ääniaaltojen sijaan käytetään valoaaltoja, voidaanko viat kompensoida?

Vuonna 1987 Takada et ai. kehitti optisen matalakoherenssin interferometriamenetelmän, josta kehitettiin menetelmä korkearesoluutioiseen optiseen mittaukseen kuituoptiikan ja optoelektronisten komponenttien tuella; Youngquist et ai. kehitti optisen koherentin heijastusmittarin, jonka valonlähde on supervaloa emittoiva diodi, joka on kytketty suoraan optiseen kuituun. Vertailupeilin sisältävän instrumentin toinen varsi sijaitsee sisällä, kun taas toisen varren optinen kuitu on kytketty kameramaiseen laitteeseen. Nämä ovat luoneet teoreettisen ja teknisen perustan MMA:iden syntymiselle.

Vuonna 1991 David Huang, kiinalainen tiedemies MIT:stä, käytti kehitettyä MMA:ta mitatakseen eristettyä verkkokalvoa ja sepelvaltimoita. Koska OCT:llä on ennennäkemättömän korkea resoluutio, joka muistuttaa optista biopsiaa, se kehitettiin nopeasti biologisten kudosten mittaamiseen ja kuvantamiseen.

Silmän optisten ominaisuuksien ansiosta OCT-teknologia kehittyy nopeimmin silmätautien kliinisissä sovelluksissa. Ennen vuotta 1995 Huangin kaltaiset tiedemiehet mittasivat ja kuvasivat kudoksia, kuten verkkokalvoa, sarveiskalvoa, etukammiota ja iiristä ihmisen silmissä in vitro ja in vivo, parantaen jatkuvasti MMA-tekniikkaa. Useiden vuosien parantamisen jälkeen OCT-järjestelmää on edelleen parannettu ja kehitetty kliinisesti käytännölliseksi havaitsemistyökaluksi, tehty kaupalliseksi instrumentiksi ja vihdoin vahvistettu paremmuus silmänpohjan ja verkkokalvon kuvantamisessa. OCT:ta käytettiin virallisesti silmäklinikoilla vuonna 1995.

Vuonna 1997 OCT:tä käytettiin vähitellen ihotautien, ruoansulatuskanavan, virtsateiden ja sydän- ja verisuonitutkimuksissa. Ruokatorven, maha-suolikanavan, virtsateiden OCT ja sydän- ja verisuonitutkimukset ovat kaikki invasiivisia tutkimuksia, samanlaisia ​​kuin endoskoopit ja katetrit, mutta korkeammalla resoluutiolla ja niillä voidaan havaita ultrarakenteita. Ihon OCT on kontaktitarkastus, ja myös ultrarakennetta voidaan tarkkailla.

Alkuperäinen kliinisessä käytännössä käytetty OCT on OCT1, joka koostuu konsolista ja tehokonsolista. Konsoli sisältää OCT-tietokoneen, OCT-näytön, ohjauspaneelin ja valvontanäytön; voimalaitoksessa on silmänpohjan tarkkailujärjestelmä ja häiriövalon ohjausjärjestelmä. Koska konsoli ja tehoalusta ovat suhteellisen itsenäisiä laitteita ja ne on yhdistetty johtoilla, instrumentissa on suurempi tilavuus ja tilaa.

OCT1:n analyysiohjelma on jaettu kuvankäsittelyyn ja kuvanmittaukseen. Kuvankäsittely sisältää kuvan standardoinnin, kuvan kalibroinnin, kuvan kalibroinnin ja standardoinnin, kuvan Gaussin tasoituksen, kuvan mediaanitasoituksen; kuvan mittausmenetelmiä on vähemmän, vain verkkokalvon paksuuden mittaus ja verkkokalvon hermosäikekerroksen paksuuden mittaus. Koska OCT1:ssä on kuitenkin vähemmän skannaus- ja analyysimenettelyjä, se korvattiin nopeasti OCT2:lla.

OCT2 muodostuu ohjelmistopäivityksellä OCT1:n perusteella. On myös joitain instrumentteja, jotka yhdistävät konsolin ja tehopöydän yhdeksi OCT2-instrumentiksi. Tämä instrumentti pienentää kuvamonitoria ja tarkkailee OCT-kuvaa ja tarkkailee potilaan skannauskohtaa samalla tietokoneen näytöllä, mutta toiminta on sama kuin OCT1 Samankaltainen, sitä ohjataan manuaalisesti ohjauspaneelista.

OCT3:n ilmestyminen vuonna 2002 merkitsi uutta vaihetta OCT-teknologiassa. OCT3:n käyttäjäystävällisemmän käyttöliittymän lisäksi kaikki toiminnot voidaan tehdä tietokoneella hiirellä ja sen skannaus- ja analysointiohjelmat ovat yhä täydellisempiä. Vielä tärkeämpää on, että OCT3:n resoluutio on suurempi, sen aksiaalinen resoluutio on ≤10 μm ja sen lateraalinen resoluutio on 20 μm. OCT3:n hankkimien aksiaalinäytteiden määrä on kasvanut 128:sta 768:aan alkuperäisessä 1 A-skannauksessa. Siksi OCT3:n integraali on kasvanut arvosta 131 072 arvoon 786 432, ja skannatun kudoksen poikkileikkauskuvan hierarkkinen rakenne on selkeämpi.