ÜMT pilditehnoloogia

Optilise koherentstomograafia ehitus ja põhiprintsiibid.

Optiline koherentstomograafiapõhineb interferomeetri põhimõttel, kasutab uuritava koe kiiritamiseks lähi-infrapuna nõrka koherentset valgust ja tekitab valguse koherentsuse alusel häireid. See kasutab superheterodüüni tuvastamise tehnoloogiat, et mõõta peegeldunud valguse intensiivsust pindmiste kudede pildistamiseks. . ÜMT süsteem koosneb madala koherentsusega valgusallikast, fiiberoptilisest Michelsoni interferomeetrist ja fotoelektrilisest tuvastussüsteemist.

ÜMT tuumaks on Michelsoni kiudinterferomeeter. Madala koherentsusega valgusallika superluminestsentsdioodi (SLD) kiirgav valgus ühendatakse ühemoodilise kiuga ja jagatakse 2 × 2 kiudude siduriga kaheks teeks. Üks võimalus on võrdlusvalgus, mida lääts kollimeerib ja tasapinna peeglist tagasi. ; Teine on proovivõtukiir, mille lääts keskendub testitavale proovile.

Reflektori poolt tagastatud võrdlusvalgus ja testitava proovi tagasihajutatud valgus ühinevad detektoril. Kui nende kahe optilise tee erinevus jääb valgusallika koherentsuspikkuse piiridesse, tekivad häired. Detektori väljundsignaal peegeldab kandja tagasihajumist. Hajumise intensiivsuse suunas.

Skaneerige peeglit ja registreerige selle ruumiline asend, nii et võrdlusvalgus häirib keskkonna erinevatel sügavustel tagasihajutatud valgust. Vastavalt peegli asendile ja vastavale interferentsisignaali intensiivsusele saadakse proovi erinevate sügavuste (z-suuna) mõõteandmed. Seejärel koos proovivõtukiire skaneerimisega x-y tasapinnal töötleb tulemust arvuti, et saada proovi kolmemõõtmeline struktuuriteave.

ÜMT pilditehnoloogia areng

Ultraheli laialdase kasutamisega oftalmoloogias loodavad inimesed välja töötada kõrgema eraldusvõimega tuvastamismeetodi. Ultraheli biomikroskoobi (UBM) ilmumine vastab sellele nõudele teatud määral. Kõrgema sagedusega helilaineid kasutades saab see teostada eesmise segmendi kõrge eraldusvõimega pildistamist. Kõrgsageduslike helilainete kiire nõrgenemise tõttu bioloogilistes kudedes on aga selle avastamissügavus teatud piirini piiratud. Kui helilainete asemel kasutatakse valguslaineid, kas vigu saab kompenseerida?

1987. aastal tegid Takada jt. töötas välja optilise madala koherentsusega interferomeetria meetodi, millest töötati välja kõrglahutusega optilise mõõtmise meetod fiiberoptika ja optoelektrooniliste komponentide toel; Youngquist et al. töötas välja optilise koherentse reflektomeetri, mille valgusallikaks on ülivalgusdiood, mis on otse ühendatud optilise kiuga. Võrdluspeeglit sisaldava instrumendi üks õlg asub sees, samas kui teise käe optiline kiud on ühendatud kaamerataolise seadmega. Need on loonud ÜMT tekke teoreetilise ja tehnilise aluse.

1991. aastal kasutas MIT-i Hiina teadlane David Huang väljatöötatud ÜMT-d isoleeritud võrkkesta ja koronaararterite mõõtmiseks. Kuna OCT-l on enneolematult kõrge eraldusvõime, mis sarnaneb optilise biopsiaga, töötati see kiiresti välja bioloogiliste kudede mõõtmiseks ja pildistamiseks.

Silma optiliste omaduste tõttu areneb OCT-tehnoloogia kõige kiiremini oftalmoloogia kliinilistes rakendustes. Enne 1995. aastat kasutasid teadlased, nagu Huang, ÜMT-d, et mõõta ja kujutada kudesid, nagu võrkkest, sarvkest, eeskamber ja iiris in vitro ja in vivo inimese silmades, täiustades pidevalt ÜMT tehnoloogiat. Pärast mitmeaastast täiustamist on ÜMT süsteemi veelgi täiustatud ja arendatud kliiniliselt praktiliseks tuvastamisvahendiks, muudetud kaubanduslikuks instrumendiks ning lõpuks kinnitati oma paremust silmapõhja ja võrkkesta pildistamisel. Ametlikult kasutati OCT-d oftalmoloogiakliinikutes 1995. aastal.

1997. aastal hakati ÜMT-d järk-järgult kasutama dermatoloogias, seedetrakti, kuseteede ja südame-veresoonkonna uuringutes. Söögitoru, seedetrakti, kuseteede ÜMT ja kardiovaskulaarne ÜMT on kõik invasiivsed uuringud, mis on sarnased endoskoopide ja kateetritega, kuid suurema eraldusvõimega ja võimaldavad jälgida ultrastruktuure. Naha OCT on kontaktkontroll, samuti saab jälgida ultrastruktuuri.

Kliinilises praktikas kasutatav esialgne OCT on OCT1, mis koosneb konsoolist ja toitekonsoolist. Konsool sisaldab OCT arvutit, OCT monitori, juhtpaneeli ja jälgimisekraani; elektrijaam sisaldab silmapõhja vaatlussüsteemi ja häiretulede juhtimissüsteemi. Kuna konsool ja toiteplatvorm on suhteliselt iseseisvad seadmed ning need kaks on juhtmetega ühendatud, on instrumendil suurem helitugevus ja suurem ruum.

OCT1 analüüsiprogramm jaguneb pilditöötluseks ja pildi mõõtmiseks. Pilditöötlus hõlmab kujutise standardimist, kujutise kalibreerimist, kujutise kalibreerimist ja standardimist, kujutise Gaussi silumist, kujutise mediaani silumist; kujutise mõõtmise protseduure on vähem, ainult võrkkesta paksuse mõõtmine ja võrkkesta närvikiu kihi paksuse mõõtmine. Kuna aga OCT1-l on vähem skaneerimis- ja analüüsiprotseduure, asendati see kiiresti OCT2-ga.

OCT2 moodustatakse tarkvara uuendamise teel OCT1 baasil. Samuti on mõned instrumendid, mis ühendavad konsooli ja toitelaua üheks, moodustades OCT2 instrumendi. See instrument vähendab kujutise monitori ja jälgib OCT pilti ning jälgib patsiendi skaneerimisasendit samal arvutiekraanil, kuid toiming on sama, mis OCT1 Sarnane, seda juhitakse käsitsi juhtpaneelilt.

OCT3 ilmumine 2002. aastal tähistas OCT tehnoloogia uut etappi. Lisaks OCT3 kasutajasõbralikumale tööliidesele saab kõiki toiminguid teha arvutis hiirega ning selle skaneerimis- ja analüüsiprogrammid muutuvad järjest täiuslikumaks. Veelgi olulisem on see, et OCT3 eraldusvõime on kõrgem, selle aksiaalne eraldusvõime on ≤10 μm ja külgmine eraldusvõime on 20 μm. OCT3 poolt kogutud aksiaalsete proovide arv on algse 1 A-skaneerimisega kasvanud 128-lt 768-le. Seetõttu on OCT3 integraal suurenenud 131 072-lt 786 432-le ja skaneeritud koe ristlõike kujutise hierarhiline struktuur on selgem.