解读光学相干层析(OCT)成像技术
OCT的核心是光纤迈克尔逊干涉仪。低相干光源超辐射发光二极管(Superluminescence Diode，SLD)发出的光耦合进入单模光纤，被2×2光纤耦合器均分为两路，一路是经透镜准直并从平面反射镜返回的参考光;另一路是经透镜聚焦到被测样品的采样光束。
由反射镜返回的参考光与被测样品的后向散射光在探测器上汇合，当两者之间的光程差在光源相干长度之内时则发生干涉，探测器输出信号反映介质的后向散射强度。
扫描反射镜并记录其空间位置，使参考光与来自介质内不同深度的后向散射光发生干涉。根据反射镜位置和相应的干涉信号强度即町获得样品不同深度(z方向)的测量数据.再结合采样光束在x-y平面内的扫描，所得结果经计算机处理，可获得样品的三维结构信息。
OCT成像技术的发展
随着超声波检查在眼科领域的广泛应用，人们希望发展一种更高分辨率的检测手段。超声生物显微镜(UBM)的出现在一定程度上满足了这一要求，它通过使用更高频率的声波，可以对眼前段进行高分辨率的成像。但是由于高频率声波在生物组织内迅速衰减，它在的探测深度受到一定的限制。如果用光波代替声波，其缺陷是否可以得到补偿呢?
1987年，Takada等研究出光学的低相干干涉测量法，它是在纤维光学和光电组件的支持下发展成为进行高分辨率光学测量的方法;Youngquist等则研究出光学相干反射计，其光源是一个直接与光纤耦联的超级发光二极管，仪器中含有参考镜面的一个臂位于内部，而另一个臂中的光纤则与类似于照相机的设备相连接。这些都为OCT的出现奠定了理论和技术依据。
1991年，麻省理工学院华裔科学家David Huang等将研制的OCT用于测量离体的视网膜和冠状动脉。由于OCT具有前所未有的高分辨率，类似于光学活检，因此很快就被发展用于生物组织的测量和成像。
由于眼部的光学特点，OCT技术在眼科临床应用发展得最快。1995年以前，Huang等科学家运用OCT对离体及活体人眼的视网膜、角膜、前房及虹膜等组织进行测量和成像，不断完善OCT技术。经过几年的改进，OCT系统进一步完善，并发展成为一种临床实用的检测工具，制成了商品化仪器，并最终确定了它在眼底及视网膜成像方面的优越性。1995年OCT开始正式用于眼科临床。
1997年，OCT逐渐被应用于皮肤科、消化道、泌尿系统和心血管方面的检查。食管、胃肠、泌尿系OCT和心血管OCT均为侵入性检查，类似于内窥镜和导管，但它的分辨率更高，可观察超微结构。皮肤OCT为接触性检查，也可观察超微结构。
最初应用于临床的OCT为OCT1，分别由控制台和动力台组成。控制台包括OCT计算机、OCT显示器、控制板和监视屏;动力台包括眼底观察系统、干涉光控制系统。由于控制台和动力台为相对独立的装置，两者之间由导线相连，所以仪器体积较大，所占空间较大。
OCT1的分析程序分为图像处理和图像测量。图像处理包括图像标准化、图像校准、图像校准与标准化、图像高斯平滑、图像中值平滑;图像测量程序较少，只有视网膜厚度测量与视网膜神经纤维层厚度测量。但由于OCT1的扫描程序及分析程序均较少，因而很快被OCT2所取代。
OCT2是在OCT1的基础上进行软件升级形成。也有一些仪器是将控制台和动力台合二为一，形成OCT2的仪器，这种仪器减少了图像监视器，在同一个电脑荧屏上观察OCT图像和监视患者的扫描部位情况，但操作与OCT1相似，是在控制板上手动操作。
2002年OCT3的出现，标志着OCT技术进入一个新的阶段。OCT3除操作界面更友好，全部操作都可用鼠标在电脑上完成外，其扫描和分析程序日趋完善。更重要的是，OCT3的分辨率更高了，其轴向分辨率≤10 μm，横向分辨率为20μm。OCT3获取的轴向样本从原来的1个A扫描的128个增加到768个，因此OCT3的积分从原来的131 072个增加到786 432个，构建的扫描组织横截面图像的层次结构更清晰。
OCT成像的技术种类
OCT 技术手段方面，根据探测信号的类型不同，OCT 主要有两种技术手段：时域 OCT(Time Domain OCT，TD-OCT)和频域 OCT(Fourier Domain OCT， FD-OCT)。
时域OCT技术
时域OCT技术原理图如下：
光学相干层析成像系统结合了低相干干涉和共焦显微测量的特点。系统选用的光源为宽带光源，常用的是超辐射发光二极管(SLD)。光源发出的光经2×2耦合器分别通过样品臂和参考臂照射到样品和参考镜，两个光路中的反射光在耦合器中汇合，而两臂光程差只有在一个相干长度内才能发生干涉信号。同时由于系统的样品臂是一个共焦显微镜系统，探测光束焦点处返回的光束具有最强的信号，可以排除焦点外的样品散射光的影响，这是OCT可以高性能成像的原因之一。把干涉信号输出到探测器，信号的强度对应样品的反射强度，经过解调电路的处理，最后由采集卡采集到计算机进行灰度成像。
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