光学相干层析成像（optical coherence tomography, OCT）是20世纪90年代逐步发展而成的一种新的三维层析成像技术。OCT基于低相干干涉原理获得深度方向的层析能力，通过扫描可以重构出生物组织或材料内部结构的二维或三维图像，其信号对比度源于生物组织或材料内部光学反射（散射）特性的空间变化。该成像模式的核心部件包括宽带光源、迈克尔逊干涉仪和光电探测器，其轴向分辨率取决于宽带光源的相干长度，一般可以达到1-10μm，而径向分辨率与普通光学显微镜类似，决定于样品内部聚焦光斑的尺寸，一般也在微米量级。OCT具有非接触、非侵入、成像速度快（实时动态成像）、探测灵敏度高等优点。OCT技术已经在临床诊疗与科学研究中获得了广泛的应用。
理论
1.时域光学相干层析成像术（time domain optical coherence tomography，TDOCT）
由于纵向采用时间/空间逐点扫描的机制，成像速度受限，一般认为TDOCT属于OCT的第一代技术。如图2所示，TDOCT一般以迈克尔逊干涉仪为主体，利用单点探测器记录宽带光源(如超发光二极管)低相干干涉的时域信号。当且仅当参考臂与样品臂的光程完全匹配的情况下，才能产生干涉信号。通过参考臂的扫描，实现样品内部纵向信息（深度方向）的逐点获取。由于该扫描机制的限制，TDOCT的轴向线扫描速度（A-line）一般被限制在2-4kHz，极大的限制了TDOCT的成像速度。但是，由于其灵敏度不随深度增加而衰减，TDOCT仍然用于眼前节、冠状动脉等需要较大量程的情况。
图2. 时域光学相干层析成像(TDOCT)系统示意图
2.傅里叶域光学相干层析成像术（Fourier domain optical coherence tomography，FDOCT）
由于纵向改用傅里叶域并行探测的机制，成像速度获得了极大的提升，FDOCT一般认为是OCT的第二代技术。FDOCT通过记录低相干干涉的光谱信号，利用傅里叶分析，实现纵向的空间结构信息的并行获取。根据干涉光谱信号的获取方式的不同，FDOCT大致有两种实现方法：光谱域OCT和扫频OCT。
2.1 光谱域光学相干层析成像术（Spectral domain optical coherence tomography，SDOCT）
如图3所示，SDOCT一般以迈克尔逊干涉仪为主体，利用线阵相机同时记录宽带光源(如超发光二极管)的低相干干涉光谱信号，通过傅里叶变换，实现样品内部纵向信息（深度方向）的并行获取。该技术不需要参考臂的机械扫描，A-line速度主要决定于相机的曝光频率，一般可以达到几十kHz，甚至数百kHz，是临床眼科应用的主流技术。
图3 光谱域光学相干层析成像（SDOCT）系统示意图
2.2 扫频光学相干层析成像技术（Swept source optical coherence tomography，SSOCT）
如图4所示，SSOCT一般以迈克尔逊干涉仪为主体，利用点探测器分时记录宽带扫频光源的低相干干涉光谱信号，通过傅里叶变换，实现样品内部纵向信息（深度方向）的并行获取。该技术的成像速度主要决定于光源的扫频频率。得益于高速扫频光源技术的发展，该OCT技术最高可以实现数MHz的纵向线扫描速度，具有良好的发展前景。
图4 扫频光学相干层析成像（SSOCT）系统示意图
功能拓展应用
普通OCT技术可以实现组织内部微观形态结构的三维活体成像，通过与Doppler技术、光谱技术、偏振技术等结合，可以获得三维空间分辨的生物组织生理功能信息。特别是，通过将OCT与动态散射技术结合可以实现无标记三维微血管造影，获得组织内部血流灌注的三维活体成像。
图5. 人眼角巩膜缘处微血管造影[2]
在临床眼科中，OCT可以实现眼前节（角膜、房角、晶状体等）、视网膜和脉络膜等重要眼组织的活体三维成像，可用于糖尿病性视网膜病变、老年性黄斑变性和青光眼等疾病的诊断和治疗。OCT还可以用于冠状动脉、消化道、呼吸道、脑皮层、癌症、皮肤等生物组织的成像，以及某些材料特性的检测。
图6. 人眼活体全眼前节大视场OCT断层成像[3]
图7. 人眼活体眼底大视场OCT断层成像[4]
扩展阅读
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