Die optische Kohärenztomographie (OCT) ist eine verlustarme, hochauflösende, nicht-invasive Medizin- und Bildgebungstechnologie, die Anfang der 1990er Jahre entwickelt wurde. Das Prinzip ähnelt der Ultraschallbildgebung, der Unterschied besteht darin, dass Licht anstelle von Schall verwendet wird.

Die Technologie der optischen Kohärenztomographie verwendet das Grundprinzip eines schwach kohärenten Lichtinterferometers, um die Rückreflexion oder mehrere Streusignale von einfallendem schwach kohärentem Licht in verschiedenen Tiefenebenen biologischen Gewebes zu detektieren. Durch Scannen können zweidimensionale oder dreidimensionale Strukturbilder von biologischen Geweben gewonnen werden. .

Im Vergleich zu anderen bildgebenden Verfahren wie Ultraschall, Magnetresonanztomographie (MRT), Röntgen-Computertomographie (CT) etc. hat die OCT-Technologie eine höhere Auflösung (mehrere Mikrometer) als die konfokale Bildgebung. Im Vergleich zu ultrahochauflösenden Technologien wie Mikro(, Multiphotonenmikroskopie) hat die OCT-Technologie eine relativ große tomographische Fähigkeit. Man kann sagen, dass die OCT-Technologie die Lücke zwischen diesen beiden Arten von Bildgebungstechnologien schließt.

Aufbau und Grundlagen der optischen Kohärenztomographie.

Die optische Kohärenztomographie basiert auf dem Prinzip des Interferometers, verwendet nahinfrarotes schwach kohärentes Licht zur Bestrahlung des zu untersuchenden Gewebes und erzeugt Interferenz basierend auf der Kohärenz des Lichts. Es verwendet Superheterodyn-Detektionstechnologie, um die Intensität des reflektierten Lichts für die oberflächliche Gewebebildgebung zu messen. . Das OCT-System besteht aus einer Lichtquelle mit geringer Kohärenz, einem faseroptischen Michelson-Interferometer und einem photoelektrischen Detektionssystem.

Das Herzstück des OCT ist das Faser-Michelson-Interferometer. Das von der Niedrigkohärenz-Lichtquelle Superluminescence Diode (SLD) emittierte Licht wird in die Singlemode-Faser eingekoppelt und durch den 2×2-Faserkoppler in zwei Pfade geteilt. Eine Möglichkeit ist das Referenzlicht, das von der Linse kollimiert und vom Planspiegel zurückgeführt wird. ; Der andere ist der Abtaststrahl, der von der Linse auf die zu prüfende Probe fokussiert wird.

Das vom Reflektor zurückgeworfene Referenzlicht und das rückgestreute Licht des Prüflings verschmelzen auf dem Detektor. Wenn der optische Wegunterschied zwischen den beiden innerhalb der Kohärenzlänge der Lichtquelle liegt, tritt Interferenz auf. Das Ausgangssignal des Detektors reflektiert die Rückstreuung des Mediums. In Richtung Streuintensität.

Scannen Sie den Spiegel und erfassen Sie seine räumliche Position, sodass das Referenzlicht mit dem rückgestreuten Licht aus unterschiedlichen Tiefen im Medium interferiert. Je nach Spiegelstellung und entsprechender Störsignalintensität erhält man die Messdaten unterschiedlicher Tiefen (z-Richtung) der Probe. Dann wird das Ergebnis in Kombination mit der Abtastung des Abtaststrahls in der x-y-Ebene vom Computer verarbeitet, um die dreidimensionale Strukturinformation der Probe zu erhalten.

Die Entwicklung der OCT-Bildgebungstechnologie

Mit der weit verbreiteten Anwendung von Ultraschall in der Augenheilkunde hoffen die Menschen, eine Detektionsmethode mit höherer Auflösung zu entwickeln. Das Aufkommen des Ultraschall-Biomikroskops (UBM) wird dieser Anforderung bis zu einem gewissen Grad gerecht. Es kann eine hochauflösende Bildgebung des vorderen Segments unter Verwendung von höherfrequenten Schallwellen durchführen. Aufgrund der schnellen Dämpfung hochfrequenter Schallwellen in biologischen Geweben ist die Detektionstiefe jedoch bis zu einem gewissen Grad begrenzt. Können die Defekte kompensiert werden, wenn anstelle von Schallwellen Lichtwellen verwendet werden?

1987 haben Takada et al. entwickelte ein optisches Low-Kohärenz-Interferometrie-Verfahren, das zu einem Verfahren zur hochauflösenden optischen Messung mit Unterstützung von Faseroptiken und optoelektronischen Komponenten weiterentwickelt wurde; Youngquistet al. ein optisch kohärentes Reflektometer entwickelt, dessen Lichtquelle eine Superlicht-emittierende Diode ist, die direkt an eine optische Faser gekoppelt ist. Ein Arm des Instruments mit einem Referenzspiegel befindet sich im Inneren, während der Lichtwellenleiter im anderen Arm mit einem kameraähnlichen Gerät verbunden ist. Diese haben die theoretische und technische Grundlage für die Entstehung der ÜLG gelegt.

1991 verwendete David Huang, ein chinesischer Wissenschaftler am MIT, das entwickelte OCT, um die isolierte Netzhaut und Koronararterien zu vermessen. Da OCT eine beispiellose hohe Auflösung hat, ähnlich der optischen Biopsie, wurde es schnell für die Messung und Bildgebung von biologischem Gewebe entwickelt.

Aufgrund der optischen Eigenschaften des Auges entwickelt sich die OCT-Technologie am schnellsten in klinischen Anwendungen in der Augenheilkunde. Vor 1995 verwendeten Wissenschaftler wie Huang OCT, um Gewebe wie Netzhaut, Hornhaut, Vorderkammer und Iris des menschlichen In-vitro- und In-vivo-Auges zu vermessen und abzubilden, wodurch die OCT-Technologie kontinuierlich verbessert wurde. Nach mehreren Jahren der Verbesserung wurde das OCT-System weiter verbessert und zu einem klinisch praktischen Detektionswerkzeug entwickelt, zu einem kommerziellen Instrument gemacht und schließlich seine Überlegenheit in der Fundus- und Netzhautbildgebung bestätigt. OCT wurde 19 offiziell in Augenkliniken eingesetzt