imported>Girus |
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| [[Datei:HautFingerspitzeOCT.gif|mini|Optische Kohärenztomografie der [[Fingerkuppe]] ([[Leistenhaut]]) mit Schweißdrüsengängen, Grundfläche 1 × 1 mm, Tiefe ca. 600 µm]]
| | #WEITERLEITUNG [[Optische Kohärenztomographie]] |
| '''Optische Kohärenztomografie''' ({{enS|''optical coherence tomography''}}, ''OCT'') ist ein Untersuchungsverfahren, bei dem Licht geringer [[Kohärenzlänge]] mit Hilfe eines [[Interferometer]]s zur [[Entfernungsmessung]] in streuenden Materialien eingesetzt wird. Ihr Haupteinsatzgebiet ist die Medizin.
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| Die Stärken des Verfahrens liegen in der relativ hohen Eindringtiefe (1–3 mm) in streuendes Gewebe bei gleichzeitig hoher axialer [[Auflösungsvermögen|Auflösung]] (0,5–15 µm) und hoher Messgeschwindigkeit (20–300 k[[voxel]]/s). Das entsprechende akustische Verfahren ist die [[Sonografie]].
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| == Prinzip ==
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| [[Datei:Interferometer-Prinzip.svg|mini|links|Weißlichtinterferometrie und TD-OCT]]
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| [[Datei:Strahltaille.svg|mini|transversale und axiale Auflösung in der OCT]]
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| OCT wurde analog zum B-scan der Sonographie gestaltet: Das OCT-Bild wird aus seitlich benachbarten axialen Interferogrammen der Objekttiefe zusammengesetzt.
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| Die einzelnen axialen Interferogramme basieren auf der [[Weißlichtinterferometrie|Weißlicht- oder Kurzkohärenz-Interferometrie]]. Dieses Verfahren vergleicht hier die Wegstrecke der Reflexe eines axial in die Objekttiefe gerichteten Messstrahls mit jener eines Referenzstrahls in einem Interferometer (meist [[Michelson-Interferometer]]). Die Interferogramme (optische [[Kreuzkorrelation]]) aus beiden Armen ergeben ein lineares Muster, das die Stärke lichtreflektierender Strukturen und deren relative optische Wegstrecke als axiales Tiefenprofil (auch „A-Scan“ genannt, d. h. {{lang|en|''amplitude-mode scan''}}) abbildet.
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| In den eindimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiges Tomogramm ({{lang|en|''brightness-mode scan''}}) oder ein dreidimensionales Volumen ({{lang|en|''c-mode scan''}}) aufnehmen lässt.
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| Anders als bei der konventionellen [[Lichtmikroskop]]ie ist bei der OCT die transversale von der longitudinalen Auflösung entkoppelt. Die transversale Auflösung wird durch die [[numerische Apertur]] der verwendeten Optik bestimmt. Die longitudinale räumliche Auflösung in die Tiefe des Materials hängt dagegen von der [[Lichtspektrum|spektralen Breite]] des verwendeten Lichts ab.
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| {{Allgemeinverständlichkeit}}
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| == Anwendung ==
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| [[Datei:Retina-OCT800.png|mini|In-vivo-OCT-Scan einer [[Netzhaut|Retina]] bei 800 nm und einer axialen Auflösung von 3 µm]]
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| Anwendungsbereiche liegen primär in der [[Medizin]]: Vor allem in der [[Augenheilkunde]] sowie zur frühzeitigen [[Krebs (Medizin)|Krebsdiagnose]] und zur [[Haut]]untersuchung wird die OCT eingesetzt. Hier werden Reflexionen an Grenzflächen von Materialien mit unterschiedlichem [[Brechungsindex]] ausgemessen und so ein dreidimensionales Bild rekonstruiert. Eine solche Rekonstruktion wird als [[Tomografie]] bezeichnet.
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| Verwendet wird OCT derzeit bei der Untersuchung des [[Augenhintergrund]]es bzw. des hinteren [[Auge]]nabschnittes, da konkurrierende Techniken wie z. B. das [[Konfokalmikroskop]] die feine Schichtstruktur der ca. 250–300 µm dicken [[Netzhaut]] aufgrund der geringen Pupillengröße und des großen Abstandes von [[Hornhaut]] zur [[Netzhaut]] nur unzureichend abbilden können, und der Messung der Augenlänge, die bei Voruntersuchung bei [[Katarakt (Medizin)|Kataraktoperationen]] ein wichtiger Parameter zur Berechnung der [[Intraokularlinse]] ist.<ref>[http://ocusoft.de/ulib User Group for Laser Interference Biometry] mit Auflistung von OCT-Geräten, Universität Würzburg</ref> Andere Verfahren wiederum eignen sich nicht aufgrund ihrer hohen Belastung des menschlichen Auges bzw. werden vom [[Glaskörper]] des Auges zu stark beeinträchtigt (z. B. hochauflösender [[Ultraschall]]).
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| Gerade hier ist das berührungslose Messen ein unschätzbarer Vorteil, da damit Infektionsrisiken und die psychische Belastung weitgehend vermieden werden.
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| Die OCT-Untersuchung der [[Netzhaut]] dient der Diagnostik von Erkrankungen der Netzhaut wie der [[Makuladegeneration]] (Erkrankung der zentralen Netzhaut), des Diabetischen [[Makulaödem|Makulaödems]] (Flüssigkeitseinlagerung in die zentrale Netzhaut bei der [[Diabetische Retinopathie|Diabetischen Retinopathie]]) und des Makulaödems bei Netzhautvenenthrombose ([[Zentralvenenthrombose]], Astvenenthrombose). Ferner wird die Untersuchung einzelner Netzhautschichten wie der Retinalen Nervenfaserschicht (retinal nerve fiber layer, RNFL) und des Ganglienzellkomplexes (ganglion cell complex, GCC) zur Diagnostik von Erkrankungen des Sehnerven, wie [[Glaukom]] oder [[Optikusatrophie]], herangezogen. Wegen Ihrer Bedeutung ist die OCT-Untersuchung in der Augenheilkunde Facharztstandard (anerkannter Standard der wissenschaftlichen Medizin). Eine weitere Entwicklung der OCT-Untersuchung im Bereich der Augenheilkunde liegt in der Anwendung der OCT-Angiografie. Um den Blutfluss mittels OCT-Angiografie zu detektieren, wird zunächst jeder B-Scan eines Volumenscans an der exakt gleichen Position mehrfach kurz hintereinander wiederholt und die zeitlichen Kontrastunterschiede an dieser Position werden analysiert. Aus der vergleichenden Auswertung aller B-Scans eines Volumenscans ergeben sich neben Bereichen mit gleichbleibendem Kontrast auch Bereiche mit zeitlichen Kontrastunterschieden. Diese stellen einen Blutfluss dar, sodass das Gefäßssystem mittels OCT-Angiografie innerhalb des vom Volumenscan erfassten Bereichs dreidimensional dargestellt werden kann. Durch Segmentierung zwischen bestimmten Netzhautschichten können zudem partielle En-face-Drstellungen des Mikrogefäßsystems dieser Netzhautbereiche in beliebiger Tiefe erstellt werden.<ref>{{Literatur |Autor=G. E. Lang, C. Enders, J. U. Werner |Titel=[New Possibilities in Retinal Diagnostics Using OCT Angiography] |Sammelwerk=Klinische Monatsblatter Fur Augenheilkunde |Band=233 |Nummer=5 |Datum=2016-05 |ISSN=1439-3999 |Seiten=613–621 |DOI=10.1055/s-0042-105325 |PMID=27187882}}</ref>
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| Ein neues Einsatzgebiet der OCT ist die [[Blutkreislauf|kardiovaskuläre]] Bildgebung.<ref>{{Internetquelle |url=https://kardio-cbf.charite.de/leistungen/invasive_kardiologie_und_angiologie/optische_kohaerenztomographie_oct/ |titel=OCT an der Charité |zugriff=2017-04-19}}</ref> Die [[intravaskulär]]e optische Kohärenztomografie ist eine neue, auf [[Infrarotstrahlung|Infrarotlicht]] basierende Technik, die Arterien mit einer Auflösung von 10–20 µm darstellen kann. Verschiedene präklinische sowie klinische Serien zeigten, dass OCT eine sichere Identifikation [[intramural]]er sowie luminaler Morphologien ermöglicht, z. B. [[Plaque]]s, [[Thrombus|Thromben]], [[Dissektion]]en sowie Informationen über [[Lumen (Biologie)|Lumen]] und [[Stent]]dimensionen. Studien zum Vergleich von [[Intravaskulärer Ultraschall|IVUS]] und OCT zeigten, dass OCT zusätzliche morphologische Informationen erbringt, die eine verbesserte Plaquecharakterisierung erlauben.<ref>{{Internetquelle |url=http://kardiologie.klinikum.uni-muenchen.de/de/leistungsspektrum/oct/ |titel=OCT am Uni-Klinikum München |zugriff=2017-04-19}}</ref>
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| Für die Technologie der OCT wurde innerhalb der letzten Jahre ein sehr großes Anwendungspotential im Bereich der [[Werkstoffprüfung#Zerstörungsfreie Werkstoffprüfung|zerstörungsfreien Prüfung]] nachgewiesen. Weltweit arbeiten einige Gruppen daran, die OCT auch für die Qualitätskontrolle von Produkten und Prozessen in der Industrie zu etablieren. Vor allem im Bereich der Kunststoffindustrie gibt es ein breites Anwendungsspektrum (z. B. die Inline-Überwachung von [[Extrusion (Verfahrenstechnik)|Extrusionsprozessen]], Qualitätskontrolle von [[Verbundwerkstoff|Verbundmaterialien]], etc.). Ein weiterer Anwendungsbereich mit großem Zukunftspotential (aufgrund der hohen Stückzahlen / Durchsätze) ist die Überwachung von Tablettenbeschichtungsprozessen in der pharmazeutischen Industrie<ref>G. Hannesschläger, J. Khinast, D. Koller, M. Leitner, D. Markl, and S. Sacher, “A device and a method for monitoring a property of a coating of a solid dosage form during a coating process forming the coating of the solid dosage form,” GB application 2513581 (A), EP application [https://depatisnet.dpma.de/DepatisNet/depatisnet?action=pdf&docid=EP000002799842A1 2799842] (A1), US application 020140322429 (A1)</ref>.
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| == Axiale Auflösung und Bandbreite ==
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| Nach anfänglichen Versuchen mit Lichtquellen beschränkter Bandbreite (einige Nanometer) wurden relativ breitbandige Lichtquellen mit hoher [[Kohärenz (Physik)#Räumliche Kohärenz|räumlicher Kohärenz]] verfügbar und eingesetzt. Zumeist basierten die Systeme auf [[Superlumineszenzdiode]]n mit einigen zehn [[Nanometer]] Bandbreite (typ. 30 nm, entspricht mindestens 30 µm Auflösung.). Erst im Jahre 1997 wurde erfolgreich der Sprung von dieser Standardauflösung bis zur „Ultrahochauflösung“ gewagt (>100 nm, entspricht mindestens 3 µm axialer Auflösung), die Tomogramme fast vergleichbar mit [[Histologie|histologischen]] Schnitten ermöglicht. [[Datei:OCT-AuflösungÜbersichtLichtquellen.png|mini|Axiale Auflösung in der OCT bei variierender Bandbreite und zentraler Wellenlänge für unterschiedliche Lichtquellen]]
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| Folgende Formel (hergeleitet aus dem [[Fourierverhältnis]] zwischen [[Korrelationsbreite]] und spektraler Breite, gemessen bei [[Halbwertsbreite|voller Breite auf halber Höhe]]) erlaubt es, bei einem Spektrum mit [[Gauß-Verteilung]] die zugehörige axiale Auflösung zu berechnen:
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| :<math>{\Delta z} = {{2 \ln(2) \, \lambda_0^2} \over {\pi \, \Delta \lambda}}</math>
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| :<math>\Delta z</math> = axiale Auflösung
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| :<math>\lambda_0</math> = zentrale Wellenlänge
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| :<math>\Delta \lambda</math> = volle spektrale Bandbreite bei halber Höhe des Spektrums (FWHM) Annahme: gaußförmiges Spektrum
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| Die [[Dispersion (Physik)|Dispersion]] im menschlichen Gewebe und vor allem im Glaskörper des Auges zerstört die [[Kohärenz (Physik)|Kohärenz]] der beiden Arme. Geschicktes Ausbalancieren der Dispersion in beiden Armen ermöglicht aber ein Restituieren der Kohärenz.
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| Die Präzision der ultrahochauflösenden OCT hat zu einem Umdenken in der Augenheilkunde geführt, da Augenärzte plötzlich Informationen erhalten können, die sie nur aus dem Lehrbuch kannten. Dies ermöglicht, bereits kleinste Veränderungen in Frühstadien zu erkennen, was mit anderen Methoden nur schwer oder gar nicht möglich war.
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| Neueste Entwicklungen der [[Nichtlineare Optik|nichtlinearen Optik]] erlauben es, Lichtquellen für andere Wellenlängenregionen und mit noch größerer Bandbreite zu entwickeln (siehe Bild).
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| === Abtastrate ===
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| Im Zeitbereich wird das Interferenzsignal auf beliebig kleinen Intervallen abgetastet (engl. ''sampled''). Die Abtastrate hat allerdings keinen Einfluss auf die Auflösung. Die Kurve wird deshalb zwar genauer gemessen, die geringste Breite eines Einzelsignals wird aber nicht schmaler. Unterschreitet die Abtastrate allerdings die doppelte [[Trägerfrequenz]] des Signals kommt es zu [[Alias-Effekt|Aliasing]]-Artefakten gemäß dem [[Abtasttheorem]] von Nyquist-Shannon.
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| == Messmethoden ==
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| [[Datei:Prinzip-TD-FD OCT.svg|links|mini|Signale der TD- und FD-OCT]]
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| Aufgrund der Verknüpfung der [[Autokorrelation]] (Kreuzkorrelation eines zeitlichen Signales mit sich selbst) mit dem Frequenzspektrum einer Funktion über die [[Fourier-Transformation]] gilt im optischen Bereich die analoge Beziehung zwischen dem optischen Spektrum und dem Interferenzsignal. Deshalb spricht man einerseits vom Signal im [[Zeitbereich]] (englisch {{lang|en|''time domain''}}, TD) und andererseits vom Signal im Frequenzbereich (englisch {{lang|en|''frequency domain''}}, FD).
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| Einfach ausgedrückt bedeutet dies, dass man entweder den Referenzarm in der Länge verändert und kontinuierlich die Intensität der Interferenz misst, ohne auf das Spektrum Rücksicht zu nehmen ({{lang|en|''time domain''}}), oder die Interferenz der einzelnen spektralen Komponenten erfasst ({{lang|en|''frequency domain''}}). Eine Variante des FD-OCT nimmt die einzelnen spektralen Komponenten zeitlich nacheinander auf, indem die Wellenlänge der Strahlungsquelle durchgestimmt wird (englisch {{lang|en|''swept source''}}, SS). SS-OCT kommt deshalb ohne Spektrometer bei der Detektion aus, benötigt aber eine hinsichtlich der Wellenlänge durchstimmbare Strahlungsquelle.
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| FD-OCT wurden erst durch die Verfügbarkeit von schnellen, empfindlichen Kameras und schnellen Rechnern ermöglicht.
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| [[Datei:SEFD-OCT-Prinzip.svg|mini|„{{lang|en|spatially encoded frequency domain}}“-OCT-Prinzip]]
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| Der Vorteil der FD-Verfahren liegt in der einfachen und schnellen simultanen Messung. Hier kann simultan die vollständige Information über die Tiefe akquiriert werden, ohne ein mechanisch bewegliches Teil zu benötigen. Dies erhöht die Stabilität und die Geschwindigkeit. Man kann den Unterschied der Verfahren auch darin sehen, dass TD-OCT in jedem Messpunkt die Gesamtleistung des Referenz- und des Messarmes aufnehmen muss, dabei aber der Interferenzanteil nur einen extrem kleinen Teil ausmacht, wodurch das Rauschen des Gesamtsignals gegenüber dem Nutzanteil überwiegt. Bei Aufnahme im Frequenzbereich (FD-OCT) wird in jedem spektralen Kanal nur die entsprechende spektrale Leistung als Hintergrund gemessen. Somit gehen alle Störungen aus den anderen spektralen Bereichen verloren. Die notwendige Dynamik des Detektors sinkt mit der Gesamtleistung pro Kanal. Folglich benötigen bei gleicher [[Sensitivität]] (= Empfindlichkeit zur Messung kleinster [[Reflektivität]]en) Frequenzbereichsmessungen nur einen Bruchteil der Strahlungsleistung. FD-OCT ist weitaus effektiver als TD-OCT.<ref>{{Literatur |Autor=Bin Liu, Mark E. Brezinski |Titel=Theoretical and practical considerations on detection performance of time domain, Fourier domain, and swept source optical coherence tomography |Sammelwerk=Journal of Biomedical Optics |Band=12 |Datum=2007 |ISSN=1083-3668 |Seiten=044007 |DOI=10.1117/1.2753410}}</ref> Für Anwendungen am Auge kann dies ein wichtiger Aspekt sein. Prinzipiell ist auch im Zeitbereich das Analoge zur SS-OCT, d. h. eine simultane Messung möglich, sie erfordert aber nichtlineare Prozesse, die nur bei relativ hohen Lichtintensitäten funktionieren. Dies widerspricht aber der hochsensitiven Messung bei Messsignalleistungen unterhalb des Nanowattbereichs.
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| Die [[Fourier-Transformation]] arbeitet allerdings im [[Komplexe Zahlen|komplexen Zahlenraum]], deshalb sind beide Verfahren nur gleichwertig, wenn die komplexwertigen Funktionen bekannt sind. Das endgültige Messsignal soll aber den zeitlichen Verlauf der Reflektivität (=Absolutbetrag der Intensität in der Zeit) wiedergeben, weshalb es bei Intensitätsaufnahmen im Frequenzbereich und dem Fehlen der komplexwertigen Information zu Doppeldeutigkeiten kommt. Das Ergebnis ist das „Umklappen des Bildes“ beim konventionellen FD-Verfahren.
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| Da der imaginäre Anteil einer Funktion aber einem Phasensprung um 90° entspricht, kann man durch zusätzliche Messung mit einem um 90° in der Laufzeit (also einem Viertel der Wellenlänge) verschobenen Referenzarm die komplexwertige Funktion herstellen und damit die vollständige zeitliche Funktion rekonstruieren.
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| === Abtastrate, Linienbreite und Messtiefe ===
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| Die Abtastrate im Frequenzbereich ist über die Fourier-Transformation mit der Messtiefe verknüpft. Eine höhere [[Abtastrate]] bzw. Pixelanzahl eines Detektors innerhalb des gleichen Spektralbereiches erhöht also den Bereich, in dem mehrere Objekte eindeutig voneinander unterschieden werden können. Hier gilt aber wieder dieselbe Einschränkung wie im Zeitbereich: Wenn die Linienbreite, also die geringst mögliche spektrale Einzellinie unterschritten wird, gibt es keine zusätzliche Information beim Überabtasten mehr. (Die [[Linienbreite]] ist entweder durch die Lichtquelle beim {{lang|en|''temporal encoding''}} oder durch die Abbildungsgeometrie und Streueffekte im Spektrometer beim {{lang|en|''spatial encoding''}} beschränkt). Eine größere Linienbreite als Abtastdichte führt nach der Fourier-Transformation zu einem Abfall der Objektintensität gegen den Rand des Ortsraumes. Beim Unterabtasten wiederum kommt es zur Ausbildung von Mehrfachbildern auch abseits der nullten Ordnung des Ortsbereichs, also dem Bereich, in dessen Mitte der Messarm und der Referenzarm gleich lang sind. Beim Unterabtasten werden folglich Objekte außerhalb des Messbereichs hereingespiegelt.
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| === OCT-Messmethoden ===
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| In der letzten Zeit wurden viele unterschiedliche Methoden zur Signalerfassung entwickelt – im Folgenden ein systematischer Überblick über alle möglichen Verfahren. Die holografischen Verfahren sind das räumliche, transversale [[Pendant]] zum longitudinalen, zeitlichen Frequenzbereich der optischen Laufzeit. Es besteht also eine Fourier-Beziehung zwischen [[longitudinal]]er Laufzeit und zeitlicher Frequenz sowie zwischen transversaler Auslenkung und [[transversal]]er [[Ortsfrequenz]].
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| Prinzipiell unterscheidet man zwei Untergruppen, bei denen einerseits das Signal zeitlich kodiert wird ({{lang|en|''time encoded''}}), also sequentiell aufgenommen wird, oder räumlich kodiert ({{lang|en|''spatially encoded''}}), also räumlich aufgespalten, aber simultan aufgezeichnet wird.
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| Oft werden unsystematische Bezeichnungen wie „Fourier Domain OCT“ oder „Spectral OCT“ verwendet, die aber meist verwirrend (Verwechslung mit {{lang|en|''spectroscopic OCT''}} und ungenau – die Frequenz steht mit der Zeit in Korrelation, nicht die Wellenlänge) oder manchmal sinnentleert sind (es existiert kein Fourier-Bereich). Sie sind in der Tabelle unten dennoch zur Orientierung als ''alternative Bezeichnungen'' angegeben.
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| {| class="wikitable centered" style="text-align:center"
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| |+ Alternative Bezeichnungen im Bereich der optischen Kohärenztomografie (Übersicht)
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| |- class="hintergrundfarbe6"
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| !
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| ! colspan="2"| Time Domain (TD)
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| ! colspan="2"| Frequency Domain (FD)
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| | Tiefenscan || sequentiell || simultan || sequentiell ||simultan
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| | Aufwand || mechanisch hoch || elektronisch + optisch hoch || optisch + Nachverarbeitung hoch || optisch + Nachverarbeitung hoch
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| | Lichtquelle || breitbandig || breitbandig || veränderliche Wellenlänge || breitbandig
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| | Interferometer || Strahlteiler || aufgeweiteter Messstrahl || Strahlteiler || Strahlteiler
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| | Scanner || verschiebbarer Referenzarmspiegel || statisch || statisch || statisch
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| | Detektor || einfach, hochempfindlich (Diode) || Feld (Dioden, CCD oder CMOS line-array) || einfach, hochempfindlich (Diode) || komplex, Prisma oder Gitter + Feld
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| |- class="hintergrundfarbe5"
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| ! colspan="6"|1D-OCT
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| |-----
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| | systematische Bezeichnung || 1D-teTD OCT || 1D-seTD OCT || 1D-teFD OCT || 1D-seFD OCT
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| | ''alternative Bezeichnung'' || scanning TD OCT || – || swept source OCT, spectral Domain OCT ||''Frequency Domain OCT,<br />Fourier (Transform) OCT,<br />spectral Domain OCT''
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| |- class="hintergrundfarbe5"
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| ! colspan="6"| 2D-OCT
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| |-----
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| | systematische Bezeichnung || 2D-teTD OCT || 2D-seTD OCT || 2D-teFD OCT || 2D-seFD OCT
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| |-----
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| | ''alternative Bezeichnung'' || – || – || – || parallel spectral Domain OCT
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| | Parallelisierbarkeit || einfach || mittel || einfach || schwer
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| | 2D-Orientierung || en-face<br />(''normal zum Strahl'') || Querschnitt<br />(''eine Achse in Strahlrichtung)'' || en-face || Querschnitt
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| |- class="hintergrundfarbe5"
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| ! colspan="6"|3D-OCT
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| |-----
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| | systematische Bezeichnung || 3D-teTD OCT || 3D-seTD OCT || 3D-teFD OCT || 3D-seFD OCT
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| |-----
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| | ''alternative Bezeichnung'' || en-face OCT, full field/frame OCT || – || time encoded Frequency Domain OCT || –
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| | Parallelisierbarkeit || einfach || – || einfach || extrem komplex
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| |- class="hintergrundfarbe5"
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| ! colspan="6"|Holografische Abbildung
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| | systematische Bezeichnung || holo-teTD-OCT || – || holo-teFD-OCT || –
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| |-----
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| | ''alternative Bezeichnung'' || ''holographic OCT'' || – || ''holographic teFD OCT'' || –
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| |}
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| Die Verfahren unterscheiden sich in ihrer Abbildungsqualität und Anwendbarkeit, bedingt durch die Verwendung verschiedener Komponenten. Speziell die FD-Verfahren haben den Vorteil, kein Licht zu vergeuden, und besitzen eine vielfach höhere Empfindlichkeit. Das Ziel ist eine hohe Sensitivität bei Einsatz möglichst weniger beweglicher Komponenten und damit eine hohe Geschwindigkeit, beispielsweise 3D-teFD- und holografische Verfahren. Andererseits ist die Phasen[[Kohärenz (Physik)|kohärenz]] besser bei den potenziell langsameren Verfahren. Darüber hinaus kommt es auf die Ausrichtung der Rastermethode und deren Rasterdichte an; so wird in geschichteten biologischen Geweben üblicherweise eine hohe Rasterdichte im Tiefenquerschnitt gewünscht, die von den schnellen, einfachen On-face-Methoden nur schwer geliefert wird.
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| == Erweiterungen ==
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| Zusätzlich zur rein topografischen Information können weitere Daten aus dem Ursprungssignal ausgewertet werden. So kann über Messung mehrerer aufeinanderfolgender Tomogramme an der gleichen Stelle die lokale Dopplerverschiebung zur Geschwindigkeitsmessung herangezogen werden (Doppler-OCT). Darüber hinaus können verschiedene Materialeigenschaften wie Streuung, Absorption, Polarisationveränderung (englisch {{lang|en|''polarisation sensitive OCT''}}) und Dispersion ermittelt und dargestellt werden.
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| Darüber hinaus versucht man, Gewebe zu markieren oder nur selektiv nach bestimmten Molekülen zu durchsuchen (englisch {{lang|en|''molecular contrast OCT''}}).
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| == Vorteile ==
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| Der große technologische Vorteil der OCT ist die Entkopplung der Tiefenauflösung von der transversalen Auflösung. Die rein auf optischer Reflexion basierende und damit berührungslose Messung erlaubt den Wegfall der in der Mikroskopie angewandten Dünnschnitte, wodurch das Verfahren mikroskopische Bilder im lebenden Gewebe (''[[in vivo]]'') erlaubt.
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| Aufgrund der hohen Selektivität des Wirkungsprinzipes können sehr kleine Signale (unterhalb von Nanowatt) detektiert und einer bestimmten Tiefe zugeordnet werden, bei geringen Eingangsleistungen. Damit eignet sich dieses Verfahren auch gut, um lichtempfindliche Gewebe zu untersuchen.
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| Der Einsatz von OCT wird durch die wellenlängenabhängige Eindringtiefe elektromagnetischer Strahlung in das Untersuchungsobjekt sowie durch die [[bandbreite]]nabhängige Auflösung beschränkt.
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| Hochentwickelte Breitband-[[Laser]] ermöglichen seit 1996 <ref>{{Literatur |Autor=Wolfgang Drexler, [[Uwe Morgner]], Ravi K. Ghanta, Franz X. Kärtner, Joel S. Schuman, James G. Fujimoto |Titel=Ultrahigh-resolution ophthalmic optical coherence tomography |Sammelwerk=[[Nature Medicine]] |Band=Bd. 7 |Nummer=4 |Datum=2001 |Seiten=502–507 |Kommentar=''Erratum.'' In: ''Nature Medicine.'' Bd. 7, Nr. 5, May 2001, S. 636 |DOI=10.1038/86589}}</ref> die Entwicklung der UHR-OCT ({{lang|en|''ultra-high resolution OCT''}}), die die Tiefenauflösung von mehreren Mikrometern bis zu Bruchteilen von Mikrometern vorangetrieben hat. Subzelluläre Strukturen in menschlichen [[Krebszelle]]n können auf diese Weise dargestellt werden.
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| == Ähnliche Verfahren ==
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| OCT ist verwandt mit anderen interferometrischen [[Messprofil|profilgebenden]] Verfahren (die allerdings nur Oberflächen messen können) wie der [[Holografie]] und dem optischen [[Kohärenzradar]], das zur hochpräzisen dreidimensionalen Darstellung von Oberflächen im [[Flugzeugbau]] und der [[Automobilindustrie|Autoindustrie]] dient.
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| Außerdem überlappt die [[digitale Holografie]] mit dem Bereich der OCT. Hier wird das physikalische Bild in der Fourierebene aufgenommen und das [[Interferenz (Physik)|Interferenzmuster]] mittels mathematischer Rückrechnung auf das gesamte Volumen erweitert. Der Vorteil hier ist die Unabhängigkeit von der Fokussierung (die numerisch kompensiert wird), die nur einen Abfall in der Intensität, aber keine Unschärfe bewirkt. Numerische Holografie hat den Nachteil, dass sie sehr empfindlich bezüglich [[Speckle]] und mehrfach gestreuten Photonen ist, die bei streuenden Materialien vermehrt auftreten. Zudem kann die Holografie, so wie die „Full-Field“-OCT-Varianten, nicht von dem konfokalen Vorteil zur Unterdrückung des Übersprechens profitieren.
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| Überlappung gibt es auch bei den Phasenmodulationsverfahren, bei denen primär die Phase im Interferenzarm moduliert wird.
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| Eine Alternative zu OCT in der Medizin ist die [[Multiphotonen-Tomografie]], die höhere Auflösungen ermöglicht, jedoch ist die Signaltiefe auf mehrere hundert Mikrometer begrenzt.
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| == Ausblick ==
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| OCT ist ein relativ junges Verfahren (Erstentwicklung in den späten 1980ern) und beginnt sich derzeit auf verschiedenen Gebieten zu etablieren. Auch sind noch nicht alle technischen Möglichkeiten ausgeschöpft. Die geringe Belastung des Untersuchungsobjekts, die hohe Auflösung und zunehmende Geschwindigkeit machen das Verfahren sehr attraktiv. Neue Lichtquellen, Detektoren und Scanner werden es künftig erlauben, hochaufgelöste dreidimensionale Mikroskopie am lebenden Gewebe in Videogeschwindigkeit durchzuführen. Die Datenmenge für solche Aufnahmen hoher Qualität würde einige Giga[[voxel]] pro Sekunde erreichen; derzeitige hochauflösende OCT-Verfahren erreichen bis zu 250 Megavoxel pro Sekunde, wobei der Stand im Jahre 2000 noch unterhalb von 100 Kilovoxel pro Sekunde lag. Ultrahochgeschwindigkeits-OCT mit geringerer Empfindlichkeit erreicht durch parallele Detektion bereits bis zu 60 Gigavoxel pro Sekunde.
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| == Siehe auch ==
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| * [[Mikroskop]], [[Lichtmikroskopie]]
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| * [[Konfokaltechnik]]
| |
| * [[Weißlichtinterferometer]]
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| == Einzelnachweise ==
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| <references />
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| {{SORTIERUNG:Optische Koharenztomografie}}
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| [[Kategorie:Optik]]
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| [[Kategorie:Optisches Verfahren]]
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| [[Kategorie:Tomografie]]
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| [[Kategorie:Lichtmikroskopie]]
| |
| [[Kategorie:Laseranwendung]]
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| [[Kategorie:Diagnostisches Verfahren in der Augenheilkunde]]
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