**Optical coherence tomography** (**OCT**) adalah sebuah teknik pencitraan medis yang menggunakan cahaya untuk menangkap gambar tiga dimensi beresolusi mikrometer dari dalam media hamburan optik (misalnya, jaringan biologis). Optical coherence tomography didasarkan pada Interferometri koherensi rendah, biasanya menggunakan cahaya inframerah dekat. Penggunaan yang cahaya dengan panjang gelombang relatif panjang memungkinkan untuk menembus ke dalam media hamburan. Confocal microscopy, teknik optik yang lain, biasanya menembus kurang dalam ke dalam sampel tetapi dengan resolusi yang lebih tinggi.

Tergantung pada sifat dari sumber cahaya (superluminescent diode, ultrashort pulsed laser, dan supercontinuum laser sudah pernah digunakan), optical coherence tomography telah mencapai resolusi sub-mikrometer (dengan sumber spektrum sangat lebar memancarkan kisaran panjang gelombang lebih dari ~100 nm).

Pendahuluan
-----------

Optical coherence tomogram dari ujung jari. Memungkinkan untuk mengamati kelenjar keringat, yang memiliki "penampilan seperti uliran pembuka botol"
Mulai dari cahaya putih interferometri untuk *in vivo* okular mata pengukuran pencitraan dari jaringan biologis, terutama dari mata manusia, diselidiki oleh beberapa kelompok di seluruh dunia. Pertama dua dimensi *di vivo* penggambaran fundus mata manusia sepanjang meridian horizontal berdasarkan cahaya putih interferometric kedalaman scan disajikan di ICO-15 DUDUK konferensi pada tahun 1990. Selanjutnya dikembangkan pada tahun 1990 oleh Naohiro Tanno, kemudian seorang profesor di Yamagata University, dan khususnya sejak tahun 1991 oleh Huang et al. di Prof. James Fujimoto laboratorium di Institut Teknologi Massachusetts, optical coherence tomography (OCT) dengan mikrometer resolusi dan cross-sectional kemampuan pencitraan telah menjadi menonjol biomedis jaringan-teknik pencitraan; hal ini sangat cocok untuk aplikasi mata dan jaringan lain pencitraan yang membutuhkan mikrometer resolusi milimeter dan kedalaman penetrasi. Gambar pertama OCT *in vivo* – menampilkan struktur retina – diterbitkan pada tahun 1993, dan gambar pertama endoskopi pada tahun 1997.
OCT juga telah digunakan untuk berbagai proyek pelestarian barang seni, di mana ia digunakan untuk menganalisis lapisan yang berbeda dalam sebuah lukisan. OCT telah menarik keuntungan lain dari sistem pencitraan medis.

OCT scan retina di 800nm dengan resolusi aksial dari 3µm.

Kelebihan utama OCT adalah:

* Gambar di bawah permukaan hidup-hidup dengan resolusi mendekati mikroskopik
* Pencitraan segera dan langsung dari morfologi jaringan
* Tanpa penyiapan sampel atau subyek
* Tanpa radiasi yang menyebabkan ionisasi

Fig. 2 Typical optical setup of single point OCT. Scanning the light beam on the sample enables non-invasive cross-sectional imaging up to 3 mm in depth with micrometer resolution.

|  |
| --- |
| Fig. 1 Full-field OCT optical setup. Components include: super-luminescent diode (SLD), convex lens (L1), 50/50 beamsplitter (BS), camera objective (CO), CMOS-DSP camera (CAM), reference (REF), and sample (SMP). The camera functions as a two-dimensional detector array, and with the OCT technique facilitating scanning in depth, a non-invasive three dimensional imaging device is achieved. |

Fig. 4 Spectral discrimination by fourier-domain OCT. Components include: low coherence source (LCS), beamsplitter (BS), reference mirror (REF), sample (SMP), diffraction grating (DG) and full-field detector (CAM) acting as a spectrometer, and digital signal processing (DSP)

|  |
| --- |
| Fig. 3 Spectral discrimination by swept-source OCT. Components include: swept source or tunable laser (SS), beamsplitter (BS), reference mirror (REF), sample (SMP), photodetector (PD), and digital signal processing (DSP) |

### Time domain

*Time domain OCT* berprinsip bahwa *pathlength* dari *reference arm* divariasi menurut waktu (cermin referensi ditranslasikan secara longitudinal). Suatu sifat low coherence interferometry adalah bahwa interferensi, yaitu seri fringe gelap dan terang, hanya dapat dicapai ketika perbedaan jalur terjadi di sepanjang koherensi sumber cahaya. Interferensi ini disebut *auto correlation* dalam suatu *symmetric interferometer* (kedua lengan mempunyai refleksivitas yang sama), atau *cross-correlation* pada kasus umum. Envelope modulasi ini berubah ketika pathlength difference divariasi, di mana puncak envelope selaras dengan pathlength matching.

Interferensi dua berkas cahaya yang koheren secara parsial dapat diekspresikan dengan persamaan intensitas sumber cahaya, {\displaystyle I\_{S}}, sebagai

{\displaystyle I=k\_{1}I\_{S}+k\_{2}I\_{S}+2{\sqrt {\left(k\_{1}I\_{S}\right)\cdot \left(k\_{2}I\_{S}\right)}}\cdot Re\left[\gamma \left(\tau \right)\right]\qquad (1)}
di mana {\displaystyle k\_{1}+k\_{2}<1} adalah rasio pembelahan sinar interferometer, dan {\displaystyle \gamma (\tau )} disebut *complex degree of coherence*, yaitu interference envelope dan carrier yang tergantung pada *reference arm scan* atau time delay {\displaystyle \tau }, dan yang pemulihannya diamati oleh OCT..

Referensi
---------

1. ↑  Garg, A. (2014). *Anterior & Posterior Segment OCT: Current Technology & Future Applications, 1st edition*.