Optische Kohärenztomografie

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Optische Kohärenztomografie der Fingerkuppe (Leistenhaut) mit Schweißdrüsengängen, Grundfläche 1 × 1 mm, Tiefe ca. 600 µm

Optische Kohärenztomografie (englisch optical coherence tomography, OCT) ist ein Untersuchungsverfahren, bei dem Licht geringer Kohärenzlänge mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung streuender Materialien eingesetzt wird. Das Untersuchungsobjekt wird punktweise abgetastet. Ihr Haupteinsatzgebiet ist die Medizin.

Vorteile gegenüber konkurrierenden Verfahren sind die relativ hohe Eindringtiefe (1–3 mm) in streuendes Gewebe und gleichzeitige hohe axiale Auflösung (0,5–15 µm) bei hoher Messgeschwindigkeit (20–300 kvoxel/s). Das entsprechende akustische Verfahren ist die Sonografie.

Prinzip[Bearbeiten]

Weißlichtinterferometrie und TD-OCT
transversale und axiale Auflösung in der OCT

OCT wurde analog zum B-scan der Sonographie gestaltet: Das OCT Bild wird aus seitlich benachbarten axialen Interferogrammen der Objekttiefe zusammengesetzt.

Die einzelnen axialen Interferogramme basieren auf der 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. amplitude-mode scan) abbildet. In den eindimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiges Tomogramm (brightness-mode scan) oder ein dreidimensionales Volumen (c-mode scan) aufnehmen lässt.

Anders als bei der konventionellen Lichtmikroskopie 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 spektralen Breite des verwendeten Lichts ab.

Anwendung[Bearbeiten]

In-vivo-OCT-Scan einer Retina bei 800 nm und einer axialen Auflösung von 3 µm

Anwendungsbereiche liegen primär in der Medizin: vor allem in der Augenheilkunde sowie zur frühzeitigen Krebsdiagnose und zur Hautuntersuchung. Hier werden Reflexionen an Grenzflächen von Materialien mit unterschiedlichem Brechungsindex ausgemessen und so ein dreidimensionales Bild rekonstruiert. Eine solche Rekonstruktion wird als Tomografie bezeichnet.

Der Haupteinsatz liegt derzeit bei der Untersuchung des Augenhintergrundes bzw. des hinteren Augenabschnittes, 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. 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). Gerade hier ist das berührungslose Messen ein unschätzbarer Vorteil, da damit Infektionsrisiken und die psychische Belastung weitgehend vermieden werden.

Ein neues Einsatzgebiet des OCT ist die kardiovaskuläre Bildgebung. Die intravaskuläre optische Kohärenztomografie (OCT) ist eine neue, auf 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 intramuraler sowie luminaler Morphologien ermöglicht, z. B. Plaques, Thromben, Dissektionen sowie Informationen über Lumen und Stentdimensionen. Studien zum Vergleich von IVUS und OCT zeigten, dass OCT zusätzliche morphologische Informationen erbringt, die eine verbesserte Plaquecharakterisierung erlauben.

Axiale Auflösung und Bandbreite[Bearbeiten]

Nach anfänglichen Versuchen mit Lichtquellen beschränkter Bandbreite (einige Nanometer) wurden relativ breitbandige Lichtquellen mit hoher räumlicher Kohärenz verfügbar und eingesetzt. Zumeist basierten die Systeme auf Superlumineszenzdioden mit einigen zehn Nanometer Bandbreite (typ. 30 nm, entspricht mehr als 30 µm Auflösung.). Erst im Jahre 1997 wurde erfolgreich der Sprung von dieser Standardauflösung bis zur „Ultrahochauflösung“ gewagt (>100 nm, entspricht weniger als 3 µm axialer Auflösung), die Tomogramme fast vergleichbar mit histologischen Schnitten ermöglicht.

Axiale Auflösung in der OCT bei variierender Bandbreite und zentraler Wellenlänge für unterschiedliche Lichtquellen

Folgende Formel (hergeleitet aus dem Fourierverhältnis zwischen Korrelationsbreite und spektraler Breite, gemessen bei voller Breite auf halber Höhe) erlaubt es bei einem Spektrum mit Gauß-Verteilung die zugehörige axiale Auflösung zu berechnen:

{\Delta z} = {{2 \ln(2) \, \lambda_0^2} \over {\pi \, \Delta \lambda}}
\Delta z = axiale Auflösung
\lambda_0 = zentrale Wellenlänge
\Delta \lambda = volle spektrale Bandbreite bei halber Höhe des Spektrums (FWHM) Annahme: gaußförmiges Spektrum

Die Dispersion im menschlichen Gewebe und vor allem im Glaskörper des Auges zerstört die Kohärenz der beiden Arme. Geschicktes Ausbalancieren der Dispersion in beiden Armen ermöglicht aber ein Restituieren der Kohärenz. Die Präzision der ultrahochauflösenden OCT haben 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.

Neueste Entwicklungen der nichtlinearen Optik erlauben Lichtquellen für andere Wellenlängenregionen und mit noch größerer Bandbreite zu entwickeln (siehe Bild).

Abtastrate[Bearbeiten]

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 Aliasing-Artefakten, gemäß dem Abtasttheorem von Nyquist-Shannon.

Messmethoden[Bearbeiten]

Signale der TD- und FD-OCT

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 time domain, TD) und andererseits vom Signal im Frequenzbereich (englisch frequency domain, FD). 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 (time domain), oder die Interferenz der einzelnen spektralen Komponenten erfasst (frequency domain). Dieses Verfahren wurde erst durch die Verfügbarkeit von schnellen, empfindlichen Kameras und schnellen Rechnern ermöglicht.

spatially encoded frequency domain“-OCT-Prinzip

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 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 Reflektivitäten) Frequenzbereichsmessungen nur einen Bruchteil der Leistung. FD-OCT ist meist sogar insensitiver, aber weitaus effektiver als TD-OCT.[1] Prinzipiell ist auch eine simultane Messung im Zeitbereich möglich, sie erfordert aber nichtlineare Prozesse, die nur bei relativ hohen Lichtintensitäten funktionieren. Dies widerspricht aber der hochsensitiven Messung bei Messsignalleistungen unterhalb des Nanowattbereichs.

Die Fourier-Transformation arbeitet allerdings im 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. 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.

Abtastrate, Linienbreite und Messtiefe[Bearbeiten]

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 temporal encoding, oder durch die Abbildungsgeometrie und Streueffekte im Spektrometer beim 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.

OCT-Messmethoden[Bearbeiten]

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 longitudinaler Laufzeit und zeitlicher Frequenz sowie zwischen transversaler Auslenkung und transversaler Ortsfrequenz. Prinzipiell unterscheidet man zwei Untergruppen, bei denen einerseits das Signal zeitlich kodiert wird (time encoded), also sequentiell aufgenommen wird, oder räumlich kodiert (spatially encoded), also räumlich aufgespalten, aber simultan aufgezeichnet wird. Oft werden unsystematische Bezeichnungen wie „Fourier Domain OCT“ oder „Spectral OCT“ verwendet, die aber meist verwirrend (Verwechslung mit 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.

Alternative Bezeichnungen im Bereich der optischen Kohärenztomografie (Übersicht)
  Time Domain (TD) Frequency Domain (FD)
Tiefenscan sequentiell simultan sequentiell simultan
Aufwand mechanisch hoch elektronisch + optisch hoch optisch + Nachverarbeitung hoch optisch + Nachverarbeitung hoch
Lichtquelle breitbandig breitbandig veränderliche Wellenlänge breitbandig
Interferometer Strahlteiler aufgeweiteter Messstrahl Strahlteiler Strahlteiler
Scanner verschiebbarer Referenzarmspiegel statisch statisch statisch
Detektor einfach, hochempfindlich (Diode) Feld (Dioden, CCD oder CMOS line-array) einfach, hochempfindlich (Diode) komplex, Prisma oder Gitter + Feld
1D-OCT
systematische Bezeichnung 1D-teTD OCT 1D-seTD OCT 1D-teFD OCT 1D-seFD OCT
alternative Bezeichnung scanning TD OCT swept source OCT, spectral Domain OCT 'Frequency Domain OCT,
Fourier (Transform) OCT,
spectral Domain OCT
2D-OCT
systematische Bezeichnung 2D-teTD OCT 2D-seTD OCT 2D-teFD OCT 2D-seFD OCT
alternative Bezeichnung parallel spectral Domain OCT
Parallelisierbarkeit einfach mittel einfach schwer
2D-Orientierung en-face
(normal zum Strahl)
Querschnitt
(eine Achse in Strahlrichtung)
en-face Querschnitt
3D-OCT
systematische Bezeichnung 3D-teTD OCT 3D-seTD OCT 3D-teFD OCT 3D-seFD OCT
alternative Bezeichnung en-face OCT, full field/frame OCT time encoded Frequency Domain OCT
Parallelisierbarkeit einfach einfach extrem komplex
Holografische Abbildung
systematische Bezeichnung holo-teTD-OCT holo-teFD-OCT
alternative Bezeichnung holographic OCT holographic teFD OCT

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 Phasenkohärenz 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.

Erweiterungen[Bearbeiten]

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 polarisation sensitive OCT) und Dispersion ermittelt und dargestellt werden. Darüber hinaus versucht man, Gewebe zu markieren oder nur selektiv nach bestimmten Molekülen zu durchsuchen (englisch molecular contrast OCT).

Vorteile[Bearbeiten]

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.

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.

Der Einsatz von OCT wird durch die wellenlängenabhängige Eindringtiefe elektromagnetischer Strahlung in das Untersuchungsobjekt sowie durch die bandbreitenabhängige Auflösung beschränkt. Hochentwickelte Breitband-Laser ermöglichen seit 1996 [2] die Entwicklung der UHR-OCT (ultra-high resolution OCT), die die Tiefenauflösung von mehreren Mikrometern bis zu Bruchteilen von Mikrometern vorangetrieben hat. Subzelluläre Strukturen in menschlichen Krebszellen können auf diese Weise dargestellt werden.

Ähnliche Verfahren[Bearbeiten]

OCT ist verwandt mit anderen interferometrischen 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 Autoindustrie dient.

Außerdem überlappt die digitale Holografie mit dem Bereich der OCT. Hier wird das physikalische Bild in der Fourierebene aufgenommen und das 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 ist, die bei streuenden Materialien auftreten. Zudem kann die Holografie, so wie die „Full-Field“-OCT-Varianten, nicht von dem konfokalen Vorteil zur Unterdrückung des Übersprechens profitieren. Überlappung gibt es auch bei den Phasenmodulationsverfahren, bei denen primär die Phase im Interferenzarm moduliert wird. Eine Alternative zu OCT in der Medizin ist die Multiphotonen-Tomografie, die höhere Auflösungen ermöglicht, jedoch ist die Signaltiefe auf mehrere hundert Mikrometer begrenzt.

Ausblick[Bearbeiten]

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 Gigavoxel 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.

Siehe auch[Bearbeiten]

Referenzen[Bearbeiten]

  1.  Bin Liu, Mark E. Brezinski: Theoretical and practical considerations on detection performance of time domain, Fourier domain, and swept source optical coherence tomography. In: Journal of Biomedical Optics. 12, 2007, ISSN 1083-3668, S. 044007, doi:10.1117/1.2753410.
  2.  Wolfgang Drexler, Uwe Morgner, Ravi K. Ghanta, Franz X. Kärtner, Joel S. Schuman, James G. Fujimoto: Ultrahigh-resolution ophthalmic optical coherence tomography. In: Nature Medicine. Bd. 7, Nr. 4, 2001, S. 502–507, doi:10.1038/86589 (Erratum. In: Nature Medicine. Bd. 7, Nr. 5, May 2001, S. 636).