9sind alle autofluoreszent und bilden sich in den Außensegmenten, bevor sie vom RPE phagozytiert werden [11,

12]. Durch den fehlenden direkten Kontakt der Photo- rezeptor-Außensegmente mit dem RPE und die damit verbundene Verzögerung der Phagozytose kann es zu größeren Mengen A2PE durch das Reaktionsprodukt von all-trans-Retinal und Phosphatidylethanolamin kommen. A2E und seine Vorläufermoleküle sind zudem potenziell empfindlich gegenüber oxidativen Schäden [13, 14] und fähig, an photoreaktiven Reaktionen benachbarter Moleküle teilzunehmen [15]. Eine Ablösung der Netzhaut vom RPE verhindert eine intakte Phagozytose abgeworfener Außensegmente. Zahlreiche verschiedene Erkrankungen können einen Autofluoreszenzanstieg der äußeren Retina verursachen. RPE-Lipofuszin besteht zu einem Großteil aus Retinoiden. Diese weisen aufgrund ihrer eher geringen Anzahl an konjugierten Doppelbindungen eine Lichtabsorption im sichtbaren Lichtspektrum auf. Dieselbe molekulare Struktur ermöglicht die Fluoreszenz und damit die Sichtbarmachung der Retinoidmoleküle.

Die handelsüblichen SLO-basierten Systeme nutzen Licht der Wellenlänge 488 nm, um Lipofuszin anzuregen, und einen Langpass-Sperrfilter, der bei 500 nm beginnt. Zu den Vorteilen der handelsüblichen SLO-Systeme zählt die Möglichkeit der konfokalen Bildgebung, bei der nur Licht aus der Fokusebene für die Bildgebung genutzt wird. Handelsübliche SLO verfügen über eine Software, die automatisch Helligkeit und Kontrast jedes Bildes ausregelt, was die Erstellung gut nutzbarer Bilder erleichtert. Nachteilig ist, dass die Bilder ein höheres Rauschen sowie größere Unterschiede von Bild zu Bild aufweisen und

eine potenziell variable, doch unbekannte Veränderung durch die Software erfahren.

Funduskamera-basierte Systeme nutzen Filter, die ähnlich wie bei der Fluoreszein-Angiographie im Lichtweg platziert werden, jedoch mit einem grünen Exzitationslicht von 535–585 nm und einer Sperre bei 605–715 nm. Die Wellenlängen des Funduskamera-basierten Systems regen das untere Ende der Lipofuszinkurve an. Vorteile des auf der Funduskamera basierenden Systems sind geringere Mehrkosten, geringes Rauschen, Reproduzierbarkeit und die Möglichkeit, Rohdaten des Patienten aufzunehmen und zu messen. Ein Nachteil ist, dass jegliche softwaregestützte Hilfe zur Optimierung der Bilder fehlt. Das Rohbild der Funduskamera hat oftmals einen geringeren Kontrast als die automatisch bearbeiteten Bilder des SLO. Dies ist zwar leicht zu beheben, stellt jedoch einen ständig anfallenden manuellen Arbeitsschritt dar, den besser eine Software übernehmen sollte.

9.5Optische Kohärenztomographie

9.5.1 Welleneigenschaften des Lichts

Bedingt durch ihre Welleneigenschaften können Lichtstrahlen miteinander interferieren. Diese Eigenschaften werden in Interferometern genutzt, in denen das Licht aus dem Messarm mit den Lichtwellen aus einem Referenzarm verglichen wird. Aufgrund einer raffinierten Ausnutzung der periodischen Eigenschaften der Wellen können bei diesem Vergleich Änderungen im zeitlichen Eintreffen des Lichts

9.5 · Optische Kohärenztomographie

aus dem Messarm im Vergleich zum Referenzarm leicht bestimmt werden. Wegen seiner periodischen Eigenschaften ist jedes Photon seinen eigener Bezugstaktgeber. Die Phasenabweichung zwischen den Taktsignalen aus dem Messbeziehungsweise dem Referenzarm wird verglichen. Dies erlaubt die Detektion sehr kleiner Laufzeitunterschiede, die weit geringerer als solche sind, die mit elektronischen Messmethoden und Gatter-Schaltkreisen bestimmt werden können. Das Licht ist somit sein eigener Taktgeber.

9.5.2 Kohärenzlänge

Man spricht von kohärentem Licht, wenn die Korrelation zweier verschiedener Wellenarten ein festgesetztes Limit überschreitet. Räumliche Kohärenz liegt vor, wenn es eine ausreichende Korrelation zweier Lichtsignale gibt, die sich räumlich unterscheiden. Zeitliche Kohärenz ist dagegen ein Maß für die zeitliche Phasenkorrelation. Manche Wellenarten weisen eine räumliche Kohärenz auf, das heißt, die Phase an einem Ort des Lichtstrahls korreliert mit der Phase in einem anderen Bereich der Wellenfront. Es muss jedoch keine zeitliche Kohärenz, d. h. keine Phasenkorrelation zu einem anderen Zeitpunkt bestehen. Die Zeit, in der Lichtstrahlen kohärent bleiben, wird Kohärenzzeit und die Distanz, die während dieser Zeit zurückgelegt wird, Kohärenzlänge genannt. Übliche Laser wie der Helium-Neon- Laser haben sehr lange Kohärenzlängen. Das Lichtsignal eines Strahlenabschnitts kann eine hohe Korrelation mit dem Strahl mehrere Meter davor oder dahinter aufweisen.

In einem Interferometer erleichtert Licht mit langer Kohärenzlänge die Messung kleiner Unterschiede der Weglänge. Kleine Veränderungen der Weglänge verursachen eine messbare Änderung der Interferenz zwischen zwei Lichtstrahlen. Das Problem bei langer Kohärenzlänge ist, dass große Veränderungen der Weglänge zu denselben Änderungen führen können wie kleine Abweichungen. Tatsächlich ändert sich die Interferenz nicht, wenn Interferenz zwischen zwei Armen besteht und die Weglänge eines Armes um 1000 Wellenlängen verändert wird.

9.5.3Time-Domain-optische Kohärenztomographie

Eine Addition periodischer Wellenarten führt zu einer Summation wie bei Fourier. Die resultierende Wellenart beinhaltet alle Anteile. Manche Lichtquellen können eine Bandbreite von Wellenlängen produzieren, die sich zum Ausgangsprodukt summieren. Dieses Licht weist eine Bandbreite an Licht unterschiedlicher Wellenlänge auf, welche wiederum zur Entstehung einer komplexeren Wel-

lenart beitragen, die sich mit der Zeit verändert. Bedingt durch die Veränderlichkeit der produzierten Wellenform hat eine Kohärenz des Lichts nur kurze Zeit Bestand. Die Kohärenzlänge dieses Lichts kann sehr kurz sein. Licht kurzer Kohärenzlänge kann nur mit ähnlichen Wellenarten interferieren. Daher wird eine Interferenz zwischen Referenzund Messarm des Interferometers nur dann auftreten, wenn die Arme eine annähernd gleiche Länge aufweisen. Mit diesem Wissen ist es möglich, bestimmte Punkte im Objektraum zu lokalisieren, da die Länge des Referenzarmes bekannt ist. Durch Bewegung des Testpunktes durch den Objektraum kann ein A-Scan des untersuchten Gewebes erstellt werden. Bei Hinzufügung aufeinanderfolgender A-Scans entsteht ein B-Scan. Dies ist die Arbeitsweise der Time-Domain-OCT (TD-OCT).

Das Problem der TD-OCT ist, dass das Signal von einem sehr kleinen Punkt im Gewebe ausgeht, auch wenn das Licht die gesamte Dicke des Gewebes durchdringt. Die vertretbare Dauer der OCT-Untersuchung ist durch Faktoren wie mögliche Lichtschäden des Gewebes und die Kooperation des Patienten begrenzt. Dies limitiert die Gesamtdauer der Untersuchung und damit auch die Zeit, die für die Erstellung jedes einzelnen Scans zu Verfügung steht. Je weniger Zeit für jeden A-Scan bereit steht, desto geringer ist die Untersuchungszeit jedes einzelnen Messpunktes. Wie bei jeder Messtechnik ist die kürzere Untersuchungsdauer mit einem ungünstigeren Signal- Rausch-Verhältnis verbunden.

9.5.4Frequency-Domain-optische Kohärenztomographie

Interferenz ist keine Alles-oder-Nichts-Antwort. Bei Interferenz zweier Lichtstrahlen wird ein Interferogramm produziert und es tritt eine Frequenzverschiebung auf, die mit Versatz der Weglänge variiert. Das bedeutet, dass die Information über die Tiefe im Frequenzbereich kodiert ist. Bei Nutzung eines Gitters zur Aufspaltung des Spektrums auf ein Zeilen-CCD können die darin enthaltenen Informationen entschlüsselt werden. Dies ist so ähnlich als hätte man viele Detektoren in einem Time-Domain-Gerät. Im Dekodierprozess wird eine Fourier-Transformation genutzt, um Informationen zur Dicke des untersuchten Gewebes zu erhalten. OCT, die die Fourier-Transformation zur Analyse der Spektralinformation nutzen, werden Fourier-Domain- oder Spectral-Domain-OCT (SD-OCT) genannt. Der Vorteil der SD-OCT ist, dass Informationen von mehr als einem Punkt des Lichtwegs gleichzeitig erhoben werden. Dies beschleunigt die Untersuchung im Vergleich zur TDOCT, bei der immer nur ein Punkt nach dem anderen gemessen wird. Bei Anwendung einer SD-OCT erhält man