ເທັກໂນໂລຍີການຖ່າຍຮູບ OCT

ໂຄງສ້າງແລະຫຼັກການພື້ນຖານຂອງ tomography optical coherence.

ການກວດຫາຄວາມສອດຄ່ອງທາງແສງແມ່ນອີງໃສ່ຫຼັກການຂອງ interferometer, ນໍາໃຊ້ແສງ coherent ທີ່ອ່ອນແອຢູ່ໃກ້ກັບອິນຟາເລດເພື່ອ irradiate ເນື້ອເຍື່ອທີ່ຈະທົດສອບ, ແລະສ້າງການແຊກແຊງໂດຍອີງໃສ່ຄວາມສອດຄ່ອງຂອງແສງສະຫວ່າງ. ມັນໃຊ້ເທກໂນໂລຍີກວດຫາ superheterodyne ເພື່ອວັດແທກຄວາມເຂັ້ມຂອງແສງສະທ້ອນສໍາລັບການຖ່າຍພາບເນື້ອເຍື່ອ. . ລະບົບ OCT ແມ່ນປະກອບດ້ວຍແຫຼ່ງແສງສະຫວ່າງທີ່ສອດຄ່ອງກັນຕ່ໍາ, ເສັ້ນໃຍແກ້ວນໍາແສງ interferometer Michelson, ແລະລະບົບກວດຈັບ photoelectric.

ຫຼັກຂອງ OCT ແມ່ນເສັ້ນໄຍ Michelson interferometer. ແສງສະຫວ່າງທີ່ປ່ອຍອອກມາໂດຍແຫຼ່ງແສງສະຫວ່າງທີ່ສອດຄ່ອງກັນຕ່ໍາ Superluminescence Diode (SLD) ໄດ້ຖືກສົມທົບເຂົ້າໄປໃນເສັ້ນໄຍຮູບແບບດຽວ, ແລະແບ່ງອອກເປັນສອງເສັ້ນທາງໂດຍຕົວເຊື່ອມຕໍ່ເສັ້ນໄຍ 2 × 2. ວິທີຫນຶ່ງແມ່ນແສງອ້າງອີງທີ່ຖືກ collimated ໂດຍທັດສະນະແລະກັບຄືນຈາກບ່ອນແລກປ່ຽນຄວາມຂອງຍົນ. ; ອີກອັນຫນຶ່ງແມ່ນ beam ຕົວຢ່າງທີ່ສຸມໃສ່ໂດຍທັດສະນະກັບຕົວຢ່າງພາຍໃຕ້ການທົດສອບ.

ແສງອ້າງອີງທີ່ສົ່ງຄືນໂດຍເຄື່ອງສະທ້ອນແສງ ແລະແສງ backscattered ຂອງຕົວຢ່າງພາຍໃຕ້ການທົດສອບປະສົມປະສານຢູ່ໃນເຄື່ອງກວດຈັບ. ເມື່ອຄວາມແຕກຕ່າງທາງ optical ລະຫວ່າງສອງແມ່ນຢູ່ພາຍໃນຄວາມສອດຄ່ອງຂອງແຫຼ່ງແສງສະຫວ່າງ, ການແຊກແຊງເກີດຂື້ນ. ສັນຍານຜົນຜະລິດຂອງເຄື່ອງກວດຈັບສະທ້ອນເຖິງ backscatter ຂອງສື່ກາງ. ໄປສູ່ຄວາມເຂັ້ມຂຸ້ນຂອງກະແຈກກະຈາຍ.

ສະແກນບ່ອນກະຈົກແລະບັນທຶກຕໍາແຫນ່ງທາງກວ້າງຂອງພື້ນຂອງມັນ, ເພື່ອໃຫ້ແສງສະຫວ່າງອ້າງອີງແຊກແຊງກັບແສງສະຫວ່າງ backscattered ຈາກຄວາມເລິກທີ່ແຕກຕ່າງກັນໃນຂະຫນາດກາງ. ອີງຕາມຕໍາແຫນ່ງກະຈົກແລະຄວາມເຂັ້ມຂອງສັນຍານ interference ທີ່ສອດຄ້ອງກັນ, ຂໍ້ມູນການວັດແທກຄວາມເລິກທີ່ແຕກຕ່າງກັນ (ທິດທາງ z) ຂອງຕົວຢ່າງແມ່ນໄດ້ຮັບ. ຫຼັງຈາກນັ້ນ, ສົມທົບກັບການສະແກນ beam ຂອງຕົວຢ່າງໃນຍົນ x-y, ຜົນໄດ້ຮັບໄດ້ຖືກປຸງແຕ່ງໂດຍຄອມພິວເຕີເພື່ອໃຫ້ໄດ້ຂໍ້ມູນໂຄງສ້າງສາມມິຕິຂອງຕົວຢ່າງ.

ການພັດທະນາຂອງເຕັກໂນໂລຊີຮູບພາບ OCT

ດ້ວຍການນໍາໃຊ້ຢ່າງກວ້າງຂວາງຂອງ ultrasound ໃນພາກສະຫນາມຂອງ ophthalmology, ປະຊາຊົນຫວັງວ່າຈະພັດທະນາວິທີການກວດຫາຄວາມລະອຽດສູງກວ່າ. ການເກີດຂື້ນຂອງ Ultrasound Biomicroscope (UBM) ຕອບສະຫນອງຄວາມຕ້ອງການນີ້ໃນລະດັບໃດຫນຶ່ງ. ມັນ​ສາ​ມາດ​ປະ​ຕິ​ບັດ​ຮູບ​ພາບ​ຄວາມ​ລະ​ອຽດ​ສູງ​ຂອງ​ພາກ​ສ່ວນ​ຫນ້າ​ໂດຍ​ການ​ນໍາ​ໃຊ້​ຄື້ນ​ຟອງ​ສຽງ​ຄວາມ​ຖີ່​ທີ່​ສູງ​ຂຶ້ນ​. ຢ່າງໃດກໍ່ຕາມ, ເນື່ອງຈາກການຫຼຸດຫນ້ອຍລົງຢ່າງໄວວາຂອງຄື້ນສຽງທີ່ມີຄວາມຖີ່ສູງໃນເນື້ອເຍື່ອຊີວະພາບ, ຄວາມເລິກຂອງການກວດຫາຂອງມັນໄດ້ຖືກຈໍາກັດໃນລະດັບໃດຫນຶ່ງ. ຖ້າໃຊ້ຄື້ນແສງແທນຄື້ນສຽງ, ຂໍ້ບົກພ່ອງສາມາດຊົດເຊີຍໄດ້ບໍ?

ໃນປີ 1987, Takada et al. ພັດທະນາວິທີການ interferometry ຕ່ໍາ optical, ເຊິ່ງໄດ້ຖືກພັດທະນາເປັນວິທີການສໍາລັບການວັດແທກ optical ທີ່ມີຄວາມລະອຽດສູງໂດຍການສະຫນັບສະຫນູນຂອງເສັ້ນໄຍ optics ແລະອົງປະກອບ optoelectronic; Youngquist et al. ພັດທະນາເຄື່ອງສະທ້ອນແສງທີ່ສອດຄ່ອງກັນຂອງແສງທີ່ມີແຫຼ່ງແສງແມ່ນ A super light-emitting diode ສົມທົບໂດຍກົງກັບເສັ້ນໄຍ optical. ແຂນໜຶ່ງຂອງເຄື່ອງມືທີ່ບັນຈຸກະຈົກອ້າງອິງຢູ່ພາຍໃນ, ໃນຂະນະທີ່ເສັ້ນໃຍແສງຢູ່ໃນແຂນອີກເບື້ອງໜຶ່ງແມ່ນເຊື່ອມຕໍ່ກັບອຸປະກອນທີ່ຄ້າຍກັບກ້ອງຖ່າຍຮູບ. ເຫຼົ່ານີ້ໄດ້ວາງພື້ນຖານທາງທິດສະດີແລະດ້ານວິຊາການສໍາລັບການເກີດຂື້ນຂອງ OCT.

ໃນ​ປີ 1991, David Huang, ນັກ​ວິ​ທະ​ຍາ​ສາດ​ຈີນ​ຢູ່ MIT, ໄດ້​ນໍາ​ໃຊ້ OCT ທີ່​ພັດ​ທະ​ນາ​ເພື່ອ​ວັດ​ແທກ retina ທີ່​ໂດດ​ດ່ຽວ​ແລະ coronary artery. ເນື່ອງຈາກວ່າ OCT ມີຄວາມລະອຽດສູງທີ່ບໍ່ເຄີຍມີມາກ່ອນ, ຄ້າຍຄືກັບ biopsy optical, ມັນໄດ້ຖືກພັດທະນາຢ່າງໄວວາສໍາລັບການວັດແທກແລະຮູບພາບຂອງເນື້ອເຍື່ອຊີວະພາບ.

ເນື່ອງຈາກຄຸນລັກສະນະທາງ optical ຂອງຕາ, ເຕັກໂນໂລຢີ OCT ກໍາລັງພັດທະນາໄວທີ່ສຸດໃນການນໍາໃຊ້ທາງຄລີນິກ ophthalmology. ກ່ອນປີ 1995, ນັກວິທະຍາສາດເຊັ່ນ: Huang ໄດ້ໃຊ້ OCT ເພື່ອວັດແທກແລະເນື້ອເຍື່ອຮູບພາບເຊັ່ນ: retina, cornea, anterior chamber ແລະ iris ຂອງ in vitro ແລະ in vivo ຕາຂອງມະນຸດ, ຢ່າງຕໍ່ເນື່ອງປັບປຸງເຕັກໂນໂລຢີ OCT. ຫຼັງຈາກການປັບປຸງຫຼາຍປີ, ລະບົບ OCT ໄດ້ຖືກປັບປຸງແລະພັດທະນາຕື່ມອີກເປັນເຄື່ອງມືກວດຫາທາງຄລີນິກ, ຜະລິດເປັນເຄື່ອງມືທາງການຄ້າ, ແລະສຸດທ້າຍໄດ້ຢືນຢັນຄວາມເຫນືອກວ່າຂອງມັນໃນ fundus ແລະ retinal imaging. OCT ໄດ້ຖືກນໍາໃຊ້ຢ່າງເປັນທາງການໃນຄລີນິກ ophthalmology ໃນປີ 1995.

ໃນປີ 1997, OCT ຄ່ອຍໆຖືກນໍາໃຊ້ໃນພະຍາດຜິວຫນັງ, ທໍ່ຍ່ອຍອາຫານ, ລະບົບປັດສະວະແລະການກວດ cardiovascular. Esophagus, gastrointestinal, urinary system OCT ແລະ cardiovascular OCT ທັງຫມົດແມ່ນການກວດສອບ invasive, ຄ້າຍຄືກັນກັບ endoscopes ແລະ catheters, ແຕ່ມີຄວາມລະອຽດສູງກວ່າແລະສາມາດສັງເກດເຫັນ ultrastructures. ຜິວຫນັງ OCT ແມ່ນການກວດສອບການຕິດຕໍ່, ແລະໂຄງສ້າງ ultrastructure ຍັງສາມາດສັງເກດເຫັນໄດ້.

OCT ເບື້ອງຕົ້ນທີ່ໃຊ້ໃນການປະຕິບັດທາງດ້ານການຊ່ວຍແມ່ນ OCT1, ເຊິ່ງປະກອບດ້ວຍ console ແລະ console power. ຄອນໂຊນປະກອບມີຄອມພິວເຕີ OCT, ຈໍ OCT, ແຜງຄວບຄຸມແລະຫນ້າຈໍຕິດຕາມກວດກາ; ສະຖານີໄຟຟ້າປະກອບມີລະບົບການສັງເກດການ fundus ແລະລະບົບຄວບຄຸມແສງສະຫວ່າງລົບກວນ. ເນື່ອງຈາກ console ແລະເວທີພະລັງງານແມ່ນອຸປະກອນທີ່ຂ້ອນຂ້າງເປັນເອກະລາດ, ແລະທັງສອງແມ່ນເຊື່ອມຕໍ່ກັນໂດຍສາຍ, ເຄື່ອງມືດັ່ງກ່າວມີປະລິມານຂະຫນາດໃຫຍ່ແລະພື້ນທີ່ຂະຫນາດໃຫຍ່.

ໂຄງການການວິເຄາະຂອງ OCT1 ແບ່ງອອກເປັນການປະມວນຜົນຮູບພາບແລະການວັດແທກຮູບພາບ. ການປຸງແຕ່ງຮູບພາບປະກອບມີມາດຕະຖານຮູບພາບ, ການປັບຮູບພາບ, ການປັບຮູບພາບແລະມາດຕະຖານ, ການເຮັດໃຫ້ຮູບພາບ Gaussian smoothing, ການປັບຂະຫນາດກາງຂອງຮູບພາບ; ຂັ້ນຕອນການວັດແທກຮູບພາບແມ່ນຫນ້ອຍ, ພຽງແຕ່ການວັດແທກຄວາມຫນາຂອງ retinal ແລະການວັດແທກຄວາມຫນາຂອງເສັ້ນໃຍເສັ້ນປະສາດ retinal. ຢ່າງໃດກໍຕາມ, ເນື່ອງຈາກວ່າ OCT1 ມີຂັ້ນຕອນການສະແກນຫນ້ອຍລົງແລະຂັ້ນຕອນການວິເຄາະ, ມັນໄດ້ຖືກປ່ຽນແທນຢ່າງໄວວາດ້ວຍ OCT2.

OCT2 ແມ່ນສ້າງຕັ້ງຂຶ້ນໂດຍການຍົກລະດັບຊອບແວບົນພື້ນຖານຂອງ OCT1. ຍັງມີເຄື່ອງມືຈໍານວນຫນຶ່ງທີ່ປະສົມປະສານ console ແລະຕາຕະລາງພະລັງງານເຂົ້າໄປໃນຫນຶ່ງເພື່ອສ້າງເປັນເຄື່ອງມື OCT2. ເຄື່ອງມືນີ້ຫຼຸດຜ່ອນການຕິດຕາມກວດກາຮູບພາບແລະສັງເກດເຫັນຮູບພາບ OCT ແລະຕິດຕາມກວດກາຕໍາແຫນ່ງສະແກນຂອງຄົນເຈັບໃນຫນ້າຈໍຄອມພິວເຕີດຽວກັນ, ແຕ່ການດໍາເນີນງານແມ່ນຄືກັນກັບ OCT1 ທີ່ຄ້າຍຄືກັນ, ມັນຖືກດໍາເນີນການດ້ວຍຕົນເອງໃນແຜງຄວບຄຸມ.

ການປະກົດຕົວຂອງ OCT3 ໃນປີ 2002 ຫມາຍເຖິງຂັ້ນຕອນໃຫມ່ຂອງເຕັກໂນໂລຢີ OCT. ນອກເຫນືອໄປຈາກການໂຕ້ຕອບການດໍາເນີນງານທີ່ເປັນມິດກັບຜູ້ໃຊ້ຂອງ OCT3, ການດໍາເນີນງານທັງຫມົດສາມາດເຮັດໄດ້ໃນຄອມພິວເຕີດ້ວຍຫນູ, ແລະໂຄງການສະແກນແລະການວິເຄາະຂອງມັນໄດ້ກາຍເປັນທີ່ສົມບູນແບບຫຼາຍຂຶ້ນ. ສິ່ງທີ່ສໍາຄັນກວ່ານັ້ນ, ຄວາມລະອຽດຂອງ OCT3 ແມ່ນສູງກວ່າ, ຄວາມລະອຽດທາງແກນຂອງມັນແມ່ນ ≤10 μm, ແລະຄວາມລະອຽດດ້ານຂ້າງຂອງມັນແມ່ນ 20 μm. ຈໍານວນຂອງຕົວຢ່າງ axial ທີ່ໄດ້ມາໂດຍ OCT3 ໄດ້ເພີ່ມຂຶ້ນຈາກ 128 ເປັນ 768 ໃນຕົ້ນສະບັບ 1 A-scan. ດັ່ງນັ້ນ, ການປະສົມປະສານຂອງ OCT3 ໄດ້ເພີ່ມຂຶ້ນຈາກ 131 072 ເປັນ 786 432, ແລະໂຄງສ້າງລໍາດັບຊັ້ນຂອງເນື້ອເຍື່ອທີ່ສະແກນຮູບພາບຂ້າມພາກແມ່ນຈະແຈ້ງກວ່າ.