광결맞음단층영상

1. 개요

광결맞음단층영상(OCT)은 저간섭성 간섭계에 기반한 의료 영상 기술이다. 짧은 펄스 레이저를 사용하여 넓은 대역폭의 빛을 생성하고, 샘플과 기준 팔에서 반사된 빛의 간섭 패턴을 분석하여 샘플의 단면 이미지를 생성한다. OCT는 시간 영역 OCT와 푸리에 영역 OCT로 나뉘며, 안과, 심장학, 신경 혈관, 종양학, 피부과, 치의학, 산업 공학 등 다양한 분야에서 활용된다. 특히, 망막과 눈의 전방부, 관상 동맥, 피부 병변 등의 고해상도 이미지를 제공하여 질병 진단 및 치료에 기여한다.

2. 역사

광결맞음단층영상(OCT) 기술은 1980년대부터 생체 조직, 특히 사람 눈에 대한 생체 내 측정을 위한 백색광 간섭 측정법 연구에서 시작되었다. 전 세계 여러 그룹에서 연구가 진행되었으며, 1990년 ICO-15 SAT 회의에서 인간 안저의 첫 2차원 생체 내 묘사가 발표되었다.

1991년, 매사추세츠 공과대학교(MIT)의 제임스 후지모토 교수 연구팀은 'optical coherence tomography (OCT)'라는 새로운 영상 기술을 개발했다. OCT는 마이크로미터 해상도와 단면 영상 기능 덕분에 뛰어난 생의학 조직 영상 기술로 평가받았다. 특히 안과 및 기타 조직 이미징에 적합하며, 미술품 보존 등 다양한 분야에도 활용되었다.

OCT는 의료 초음파 촬영, 자기 공명 영상(MRI), 공초점 현미경 등 다른 의료 이미징 시스템과 비교했을 때, 형태학적 조직 영상에 있어 차별점을 보인다. OCT는 500 마이크로미터 깊이까지 영상을 얻을 수 있지만, 해상도는 다른 기술에 비해 낮은 편이다.

OCT는 저간섭성 간섭계(low coherence interferometry)에 기초한다. 넓은 대역폭의 광원을 사용하여 간섭을 마이크로미터 거리로 단축시키고, 이를 통해 샘플의 반사 프로파일을 얻는다.

2.1. 초기 개발

생체 조직, 특히 사람의 눈에 대한 생체 내 안구 측정을 위해 백색광 간섭 측정법을 이용한 연구가 1980년대부터 전 세계 여러 그룹에서 진행되었다. 1990년 ICO-15 SAT 회의에서는 백색광 간섭계를 이용하여 깊이 스캔을 한 수평선을 따라 인간 안저의 첫 번째 2차원 생체 내 묘사가 발표되었다.

1990년 야마가타 대학의 나오노로 탄노(Naohiro Tanno) 교수가 이 기술을 개발했고, 1991년부터는 매사추세츠 공과대학교(MIT)의 제임스 후지모토 교수 연구팀, 특히 후앙(Huang)이 개발을 주도했다. 광결맞음단층영상(OCT)은 마이크로미터 해상도 및 단면 영상 기능 덕분에 뛰어난 생의학 조직 영상 기술로 자리매김했다.

2.2. 상용화 및 발전

1990년 야마가타 대학의 나오노로 탄노(Naohiro Tanno) 교수가 개발하고, 1991년부터 매사추세츠 공과대학교(MIT)의 제임스 후지모토(James Fujimoto) 교수 연구팀이 발전시킨 광결맞음단층영상(OCT)은 마이크로미터 해상도와 단면 영상 기능 덕분에 뛰어난 생의학 조직 영상 기술로 자리 잡았다. 특히 망막 구조를 보여주는 최초의 생체 내 OCT 이미지는 1993년에 발표되었고, 1997년에는 최초의 내시경 이미지가 발표되었다.

OCT 기술은 저간섭성 간섭계(low coherence interferometry)에 기반을 두고 발전해왔다. 초기에는 시간 영역 OCT (TD-OCT) 방식을 사용하였으나, 푸리에 영역 OCT (FD-OCT) 방식으로 전환되면서 속도와 신호 대 잡음비(SNR)가 크게 개선되었다.

2006년에는 LightLab Imaging, Inc.에서 TD-OCT 영상 카테터 및 시스템을 상용화하였고, 2009년에는 관상 내 FD-OCT가 시장에 출시되면서 OCT 기술은 더욱 널리 사용되기 시작했다.

3. 원리

OCT의 기본 원리는 저간섭성 간섭계이다. 일반적인 간섭계(예: 레이저 간섭계)에서는 빛의 간섭이 미터 단위의 거리에서 발생하지만, OCT에서는 넓은 대역폭의 광원(넓은 범위의 주파수를 가진 빛을 방출하는 광원)을 사용하여 간섭 거리를 마이크로미터 단위로 단축시킨다. 넓은 대역폭의 빛은 초고휘도 다이오드나 펨토초 레이저와 같이 매우 짧은 펄스를 가진 레이저를 사용하여 생성할 수 있다. 백색광은 전력이 낮은 광대역 광원의 예시이다.

OCT 시스템에서 빛은 샘플 팔(관심 대상 포함)과 참조 팔(일반적으로 거울)로 나뉜다. 샘플 팔에서 반사된 빛과 기준 팔에서 반사된 빛을 조합하면 간섭 무늬가 발생하는데, 이는 두 팔의 빛이 "동일한" 광학 거리(간섭 길이보다 작은 차이)를 이동했을 때만 나타난다. 기준 팔의 거울을 스캔하면 샘플의 반사율 프로파일(A-scan)을 얻을 수 있으며(시간 영역 OCT), 빛을 많이 반사하는 영역은 그렇지 않은 영역보다 더 큰 간섭을 생성한다. 짧은 간섭 길이를 벗어난 빛은 간섭을 일으키지 않는다. A-scan은 관심 대상 내부 구조의 공간적 차원 및 위치 정보를 담고 있으며, 일련의 A-scan을 측면으로 결합하여 단면 단층 영상(B-scan)을 얻을 수 있다.

1991년, 매사추세츠 공과대학교(MIT) 제임스 후지모토 교수 연구실의 데이비드 황 등은 영상화에 성공하며 새로운 영상 방식을 "광학 간섭 단층 촬영"이라고 명명했다. 이후 OCT는 마이크로미터 단위의 축 해상도와 단면 영상 기능을 통해 주요 생물 의학 영상 기술로 자리 잡았으며, 기술적 성능과 응용 범위가 지속적으로 발전하고 있다.

3.1. 시간 영역 OCT (Time Domain OCT)

시간 영역 OCT(Time Domain OCT)는 기준 팔의 경로 길이를 시간에 따라 변화시켜 샘플의 반사 프로파일을 얻는 방식이다. 낮은 간섭성을 이용한 간섭계의 특성 덕분에, 경로 차이가 광원의 간섭 길이 내에 있을 때만 간섭, 즉 일련의 어둡고 밝은 간섭 무늬가 나타난다. 이 간섭은 대칭 간섭계에서는 자기 상관, 일반적인 경우에는 상호 상관이라고 한다. 이 변조의 엔벨로프는 경로 길이 차이가 변함에 따라 변화하며, 엔벨로프의 피크는 경로 길이 매칭에 해당한다.

두 개의 부분적 간섭 광선은 광원 강도 $I\_S$로 표현될 수 있다.

:$I\; =\; k\_1\; I\_S\; +\; k\_2\; I\_S\; +\; 2\; \backslash sqrt\; \{\; \backslash left\; (\; k\_1\; I\_S\; \backslash right\; )\; \backslash cdot\; \backslash left\; (\; k\_2\; I\_S\; \backslash right\; )\}\; \backslash cdot\; Re\; \backslash left\; [\backslash gamma\; \backslash left\; (\; \backslash tau\; \backslash right\; )\; \backslash right]\; \backslash qquad\; (1)$

여기서 은 간섭계 빔 분할 비율을 나타내고, $\backslash gamma\; (\; \backslash tau\; )$는 복합적인 간섭성 정도, 즉 기준 팔 스캔 또는 시간 지연 $\backslash tau$에 따라 달라지는 간섭 엔벨로프 및 캐리어이며, 그 복구는 OCT에서 중요하다. OCT의 간섭 게이팅 효과로 인해 복합적인 간섭성 정도는 가우시안 함수로 표현된다.

:$\backslash gamma\; \backslash left\; (\; \backslash tau\; \backslash right\; )\; =\; \backslash exp\; \backslash left\; [-\; \backslash left\; (\; \backslash frac\{\backslash pi\backslash Delta\backslash nu\backslash tau\}\{2\; \backslash sqrt\{\backslash ln\; 2\}\; \}\; \backslash right\; )^2\; \backslash right]\; \backslash cdot\; \backslash exp\; \backslash left\; (\; -j2\backslash pi\backslash nu\_0\backslash tau\; \backslash right\; )\; \backslash qquad\; \backslash quad\; (2)$

여기서 $\backslash Delta\backslash nu$는 광학 주파수 영역에서 광원의 스펙트럼 폭을 나타내고, $\backslash nu\_0$는 광원의 중심 광학 주파수를 나타낸다. 식 (2)에서 가우시안 엔벨로프는 광학 캐리어에 의해 진폭 변조된다. 이 엔벨로프의 피크는 테스트 중인 샘플의 미세 구조 위치를 나타내며, 진폭은 표면의 반사율에 따라 달라진다. 광학 캐리어는 간섭계의 한 팔을 스캔하여 발생하는 도플러 효과로 인해 발생하며, 이 변조의 주파수는 스캔 속도에 의해 제어된다. 따라서 간섭계의 한 팔을 이동시키는 것은 두 가지 기능을 한다; 깊이 스캔 및 도플러 이동된 광학 캐리어는 경로 길이 변화에 의해 수행된다. OCT에서 도플러 이동된 광학 캐리어의 주파수는 다음과 같다.

:$f\_\{Dopp\}\; =\; \backslash frac\; \{\; 2\; \backslash cdot\; \backslash nu\_0\; \backslash cdot\; v\_s\; \}\; \{\; c\; \}\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash quad\; (3)$

여기서 $\backslash nu\_0$는 광원의 중심 광학 주파수, $v\_s$는 경로 길이 변화의 스캔 속도, $c$는 빛의 속도이다.

OCT의 축 방향 및 측면 해상도는 서로 분리되어 있다. 축 방향 해상도는 광원의 간섭 길이에 해당하며, 다음 식으로 정의된다.

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📌 열 고정 해제

$\backslash ,\; \{l\_c\}$	$=\backslash frac\; \{2\; \backslash ln\; 2\}\; \{\backslash pi\}\; \backslash cdot\; \backslash frac\; \{\backslash lambda\_0^2\}\; \{\backslash Delta\backslash lambda\}$
$\backslash approx\; 0.44\; \backslash cdot\; \backslash frac\; \{\backslash lambda\_0^2\}\; \{\backslash Delta\backslash lambda\}\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; \backslash qquad\; (4)$

여기서 $\backslash lambda\_0$ 및 $\backslash Delta\backslash lambda$는 각각 광원의 중심 파장 및 스펙트럼 폭이다. 측면 해상도는 광학의 함수로 결정된다.

3.2. 푸리에 영역 OCT (Fourier Domain OCT)

푸리에 영역 OCT(FD-OCT)는 시간 영역 OCT(TD-OCT)에 비해 향상된 속도와 신호 대 잡음비(SNR)를 제공하는 기술이다. FD-OCT는 크게 두 가지 방식으로 나뉜다.

* 분광 영역 OCT (Spectral-Domain OCT, SD-OCT): 분산 요소(예: 회절 격자)를 사용하여 서로 다른 광학 주파수를 감지기 스트라이프(선형 어레이 CCD 또는 CMOS)에 분산시켜 스펙트럼 정보를 추출한다(그림 4 참조). 이를 통해 한 번의 측정으로 전체 깊이 스캔 정보를 얻을 수 있다. 하지만, FD-OCT의 높은 신호 대 잡음비(SNR) 이점은 단일 광다이오드에 비해 스트라이프 감지기의 낮은 동적 범위 때문에 감소하여, 빠른 속도에서 약 10 dB의 SNR 이점을 얻는다. 1300 nm 파장 대역에서는 동적 범위 문제가 크지 않아 이 단점이 덜 부각된다.
* 스윕 소스 OCT (Swept-Source OCT, SS-OCT): 시간 부호화 주파수 영역 OCT라고도 불리며, 스펙트럼 구성 요소를 공간적으로 분리하지 않고 시간에 따라 인코딩한다. 즉, 주파수가 시간에 따라 변하는 광원(예: 주파수 스캐닝 레이저)을 사용한다(그림 3 참조). 광학 설정은 SD-OCT보다 간단하지만, 스캐닝 문제는 기준 암에서 광원으로 이동한다. SS-OCT는 높은 SNR 감지 기술을 활용하고, 스윕 레이저 광원은 매우 높은 주파수(20-200 kHz)에서 매우 작은 순간 대역폭(선폭)을 달성한다는 장점이 있다. 그러나 파장의 비선형성, 높은 주파수에서의 선폭 확장, 스캐닝 또는 샘플 움직임에 대한 민감도 등의 단점도 존재한다.

SD-OCT의 단점으로는 신호 대 잡음비(SNR)가 0 지연으로부터 거리에 비례하여 크게 감소하고, 제한된 감지 선폭으로 인해 깊이에 따른 감도가 싱크 함수 형태로 감소한다는 점이 있다. 또한, 분광 감지기의 분산 요소는 빛을 주파수에 따라 균등하게 분산시키지 않고 역 의존성을 가지는 경우가 많아, 신호 처리가 복잡해지고 품질이 저하될 수 있다. 하지만, 최근 CCD 및 포토다이오드 어레이 기술의 발전으로 이러한 단점은 점차 극복되고 있다.

합성 어레이 헤테로다인 감지는 높은 분산 없이 SD-OCT의 문제점을 해결할 수 있는 또 다른 접근 방식이다.

3.3. 스캐닝 방식

광결맞음단층영상(OCT)은 검사 대상 표면의 한 점에 광선을 집중시키고, 반사된 빛을 기준 광과 다시 결합하여 단일 A-스캔(Z축만 해당)에 해당하는 표본 정보를 가진 간섭 무늬를 생성한다. 표본 스캔은 표본에 빛을 스캔하거나 검사 대상 표본을 이동시켜 수행할 수 있다. 선형 스캔은 단면 이미지에 해당하는 2차원 데이터 세트(X-Z축 스캔)를 생성하며, 면적 스캔은 부피 이미지에 해당하는 3차원 데이터 세트(X-Y-Z축 스캔)를 얻는다.

단일 지점, 공초점 또는 플라잉 스폿 시간 영역 OCT 기반 시스템은 샘플을 두 개의 가로 방향으로 스캔하고 축 방향으로 스캔하는 참조 암을 통해 간섭 게이팅하여 얻은 깊이 정보를 사용하여 3차원 이미지를 재구성한다. 2차원 가로 스캔은 변환 스테이지를 사용하여 샘플을 이동시키거나, 새로운 미세 전자기계 시스템 스캐너를 사용하여 전기 기계적으로 구현할 수 있다.

선형장 공초점 광간섭 단층 촬영법(LC-OCT)은 광대역 레이저를 사용한 선형 조명과 선형 주사 카메라를 사용한 선형 검출을 통해 시간 영역 OCT의 원리를 기반으로 하는 영상 기술이다. LC-OCT는 병렬로 획득한 여러 A-스캔으로부터 실시간으로 B-스캔을 생성한다. 또한, 조명선을 측면으로 스캔하여 표면 영상 및 3차원 영상을 얻을 수 있다. 높은 측면 해상도로 이미징하기 위해 고(高) 개구수(NA) 현미경 대물렌즈를 사용하여 샘플 깊이 스캔 동안 초점을 지속적으로 조정한다. 슈퍼연속 레이저를 광원으로 사용함으로써, ~800 nm의 중심 파장에서 ~ 1 μm의 준(準) 등방성 공간 해상도를 얻을 수 있다. 반면, 고 NA 현미경 대물렌즈의 사용과 결합된 선형 조명 및 검출은 신호에 기여하지 않는 대부분의 산란광이 카메라에 감지되는 것을 방지하는 공초점 게이트를 생성한다. 전(全)장 OCT 기술에는 없는 이 공초점 게이트는 LC-OCT에 피부 조직과 같이 산란이 심한 매질에서 검출 감도와 투과 측면에서 장점을 제공한다. 지금까지 이 기술은 주로 피부과 및 미용학 분야에서 피부 영상에 사용되어 왔다.

시간 영역 OCT에 대한 영상 기법은 1998년 클로드 보카라(Claude Boccara)의 연구팀에 의해 개발되었으며, 빔 스캔 없이 영상을 획득한다. 이 기술은 전장 OCT(FF-OCT)라고 불리며, 샘플의 단면을 획득하는 다른 OCT 기술과 달리, 이미지는 "엔페이스(en-face)" 즉, 고전적인 현미경 이미지와 같이 조명 빔에 직각이다.

보다 정확히는, 마이켈슨 간섭계에 의해 간섭성 이미지가 생성되며, 여기서 경로 길이 차이는 빠른 전기적 구성 요소(일반적으로 참조 암의 압전 미러)에 의해 변경된다. CCD 카메라로 획득한 이러한 이미지는 후처리(또는 온라인)에서 위상 이동 간섭법에 의해 결합되며, 일반적으로 사용된 알고리즘에 따라 변조 주기당 2개 또는 4개의 이미지가 획득된다. 최근에는 단일 카메라를 사용하여 재구성에 필요한 여러 위상 이동 이미지를 동시에 캡처하기 위해 빠른 단일 샷 이미징을 허용하는 접근 방식이 개발되었다. 단일 샷 시간 영역 OCM은 카메라 프레임 속도와 사용 가능한 조명에 의해서만 제한된다.

"엔페이스" 단층 이미지는 마이켈슨 간섭계의 린닉(Linnik) 구성을 통해 보장되는 광시야 조명에 의해 생성되며, 여기서 현미경 대물렌즈가 양쪽 암에 사용된다. 또한, 소스의 시간적 일관성은 고전적인 OCT에서와 같이 낮게 유지되어야 하지만(즉, 넓은 스펙트럼), 공간적 일관성도 기생 간섭을 피하기 위해 낮아야 한다(즉, 큰 크기의 소스).

4. 응용 분야

광결맞음단층영상(OCT)은 안과학, 심장학을 포함한 여러 의료 분야에서 사용되는 확립된 의료 영상 기술이며, 기초 과학 연구 및 산업 응용 분야에서도 널리 사용된다.

OCT는 의료 초음파 촬영, 자기 공명 영상(MRI), 공초점 현미경과 비교했을 때, 형태학적 조직 영상에 있어 각기 다른 장점을 가진다. 의료 초음파 촬영과 MRI는 전신 영상 촬영이 가능하지만 해상도가 낮고(일반적으로 밀리미터 단위), 공초점 현미경은 1 마이크로미터 미만의 해상도로 0~100 마이크로미터 깊이의 영상을 제공할 수 있다. 반면 OCT는 500 마이크로미터 깊이까지 탐사할 수 있지만 해상도는 상대적으로 낮다(안과에서는 측면 약 10 마이크로미터, 깊이 몇 마이크로미터, 내시경 검사에서는 측면 20 마이크로미터).

OCT는 빛을 기반으로 하기 때문에 소리나 전파를 이용하는 방식보다 고해상도를 제공하며, 다음과 같은 주요 장점을 가진다.
* 거의 현미경 수준의 해상도로 실시간 표면 아래 이미지 획득
* 조직 형태를 즉각적이고 직접적으로 영상화
* 시료 또는 피검사자 준비 및 접촉 불필요
* 이온화 방사선 없음

OCT는 미술품 보존과 같이 다양한 분야에 적용되어왔다. 특히, 그림의 다양한 레이어를 분석하는 데 사용된다.

4.1. 안과학

안과학 및 검안사는 망막과 전방부의 고해상도 이미지를 얻기 위해 OCT를 널리 사용한다. OCT는 조직층의 단면을 마이크로미터 해상도로 보여주기 때문에, 세포 구조, 광수용체 무결성, 및 축삭 두께를 녹내장, 황반 변성, 당뇨병성 황반 부종, 다발성 경화증, 시신경염, 및 기타 눈 질환 또는 안구 징후가 있는 전신 병리를 평가하는 간단한 방법을 제공한다. 또한 안과의는 OCT 혈관 조영술(OCTA)이라는 기술을 통해 망막의 혈관 건강을 평가하기 위해 OCT를 활용한다. 안과 수술 특히 망막 수술에서 OCT를 현미경에 장착할 수 있는데, 이러한 시스템을 "수술 중 OCT"(iOCT)라고 하며, 임상적 이점을 가지고 수술 중 지원을 제공한다. 편광 민감 OCT는 최근 시신경 근처의 혈관벽의 광학 편광 특성을 결정하기 위해 인간 망막에 적용되었다.

PS-OCT를 이용한 망막 영상은 건강한 피험자의 혈관벽 조직의 두께와 복굴절을 생체 내에서 정량화할 수 있음을 보여주었다. 이후 PS-OCT는 당뇨병 환자와 연령이 일치하는 건강한 피험자에게 적용되었으며, 혈관벽 두께의 유의미한 변화 없이 당뇨병으로 인해 혈관벽 복굴절이 거의 100% 증가한 것을 보여주었다. 그러나 고혈압 환자의 경우, 망막 혈관벽 두께가 평균 60% 증가한 반면 혈관벽 복굴절은 20% 감소했다. 건강한 피험자와 환자에서 측정된 큰 차이는 PS-OCT를 이용한 망막 측정이 고혈압 및 당뇨병 선별 도구로 사용될 수 있음을 시사한다.

OCT는 망막 신경 섬유층(RNFL)의 두께를 측정하는 데에도 사용될 수 있다.

4.2. 심장학

광결맞음단층영상은 관상 동맥을 영상화하여 혈관 내 초음파 및 X선 혈관 조영술(관상 내 광학 단층 촬영술)보다 약 10배 높은 해상도로 혈관벽의 루멘 형태 및 미세 구조를 시각화하는 데 사용된다. 이러한 유형의 응용을 위해 직경이 1mm 이하인 광섬유 카테터를 경피적 관상 동맥 중재술과 같은 반 침습적 중재를 통해 동맥 루멘에 접근한다.

1997년 매사추세츠 공과대학교 후지모토 연구소의 연구원들이 내시경 OCT의 첫 번째 시연을 보고했다. 2006년 매사추세츠에 본사를 둔 LightLab Imaging, Inc.에 의해 최초의 TD-OCT 영상 카테터 및 시스템이 상용화되었다. 2008년 매사추세츠 종합 병원에서 최초의 FD-OCT 영상 연구가 보고되었다. 관상 내 FD-OCT는 2009년 LightLab Imaging, Inc.에 의해 시장에 처음 소개되었으며, 2012년에는 Terumo Corporation, 2020년에는 Gentuity LLC가 뒤따랐다. FD-OCT의 더 높은 획득 속도는 관상 동맥 영상화를 위해 이 영상 기술의 광범위한 채택을 가능하게 했다. 연간 100,000건 이상의 FD-OCT 관상 동맥 영상 촬영이 수행되고 있으며, 시장은 매년 약 20%씩 증가하고 있는 것으로 추산된다.

관상 내 OCT는 다중 모드 영상을 위해 다른 광학 영상 모드와 결합되기도 한다. 예를 들어, 혈관 내 OCT는 분자/기능 및 조직 형태 정보를 동시에 감지하는 기능을 향상시키기 위해 근적외선 형광 분자 영상(NIRF)과 결합되었다. 유사한 방식으로, 근적외선 분광법(NIRS)과의 결합이 구현되었다.

4.3. 신경 혈관

광결맞음단층영상(OCT)은 허혈성 뇌졸중 및 뇌 동맥류의 혈관 내 치료를 돕고 뇌혈관을 영상화하는 데 사용되는 기술이다.

초기 임상 연구에서는 기존의 관상동맥 OCT 카테터를 사용하였는데, 이는 뇌혈관의 굴곡진 구조에 적합하지 않아 적용 범위가 제한적이었다. 하지만 이러한 한계에도 불구하고 OCT는 신경혈관 질환 영상화에 가능성을 보였다.

2020년에는 뇌혈관의 굴곡진 구조에 맞게 특별히 설계된 혈관 내 OCT 영상 카테터가 제안되었다. 2024년에는 혈관 내 신경 OCT (nOCT)를 사용한 최초의 인체 연구 결과가 보고되었다.

4.4. 종양학

내시경적 광간섭 단층 촬영술(OCT)은 바렛 식도 및 식도 이형성증과 같은 암 및 전암성 병변의 발견과 진단에 적용되어 왔다.

4.5. 피부과학

광결맞음단층영상(OCT)은 1997년 처음 피부과에 도입된 이후, 암종을 포함한 다양한 피부 병변 진단에 활용되어 왔다. 특히, 기존 OCT로는 진단이 어려웠던 흑색종의 경우, LC-OCT와 같은 고해상도 OCT 기술이 임상 진단 과정을 개선하여 조기 발견 가능성을 높이고 있다.

LC-OCT는 선형 조명과 선형 검출을 통해 실시간으로 B-스캔을 생성하고, 표면 및 3차원 영상을 획득할 수 있는 기술이다. ~800 nm의 중심 파장에서 ~ 1 μm의 준 등방성 공간 해상도를 가지며, 공초점 게이트를 통해 산란이 심한 피부 조직에서도 높은 검출 감도와 투과 깊이를 제공한다. 이러한 장점을 바탕으로 LC-OCT는 피부과 및 미용 분야에서 피부 영상에 활발히 사용되고 있다.

고해상도 OCT 기술은 흑색종과 같은 악성 피부 종양의 조기 발견 외에도, 절제가 어렵거나 불가능한 병변의 영상화, 종양 경계 식별을 통한 수술적 중재 지침 등 다양한 분야에서 활용될 가능성이 높다.

4.6. 치의학

도쿄 의과 치과 대학 연구원들은 스윕 소스 OCT를 사용하여 치아 교정 브라켓 주변과 아래의 에나멜 백색 반점 병변을 감지할 수 있었다.

4.7. 기타 연구 및 산업 응용 분야

광결맞음단층영상(OCT)은 산업 공학과 같은 산업 응용 분야에서 점점 더 많이 활용되고 있다. 예를 들어, 다음과 같은 분야에서 사용된다.

* 비파괴 검사(NDT)
* 재료 두께 측정 (특히 얇은 실리콘 웨이퍼 및 화합물 반도체 웨이퍼 두께 측정)
* 표면 거칠기 특성 분석
* 표면 및 단면 영상
* 부피 손실 측정

피드백을 갖춘 OCT 시스템은 제조 공정을 제어하는 데 사용될 수 있다. 고속 데이터 수집과 서브 마이크론 해상도 덕분에 OCT는 인라인 및 오프라인 모두에서 활용 가능하다. 제약 산업에서는 대량 생산되는 알약의 코팅을 제어하는 데 OCT가 유용하게 사용될 수 있다.

광섬유 기반 OCT 시스템은 산업 환경에 특히 적합하다. 이 시스템은 접근하기 어렵거나 방사성, 극저온, 매우 뜨거운 환경과 같은 극한 환경에서도 작동할 수 있다.

광자 집적 회로는 소형화된 OCT를 구현할 수 있는 유망한 기술이다. 집적 회로와 유사하게 실리콘 기반 제조 기술을 사용하여 소형화된 광자 시스템을 생산할 수 있으며, 최근에는 최초의 생체 내 인간 망막 영상이 보고되었다. 또한, 3차원 미세 제조에서 OCT는 적층 제조 과정에서 비파괴 검사 및 실시간 검사를 가능하게 하여, 부품 손상 없이 결함 감지, 재료 특성 분석, 내부 형상 무결성 보장을 가능하게 한다.