光学相干断层成像OCT是20世纪90年代初发展起来的低损、高分辨、非侵入式的医学成像技术。它的原理类似于超声成像，不同之处是它利用的是光，而不是声音。利用光的低相干原理获取组织的深度信息，是一种干涉成像技术，这种技术能够获取组织的高分辨率横断层图像。
光学相干层析技术它利用弱相干光干涉仪的基本原理，检测生物组织不同深度层面对入射弱相干光的背向反射或几次散射信号，通过扫描，可得到生物组织二维或三维结构图像。
相比其它一些成像技术，例如超声成像、核磁共振成像(MRI)、X-射线计算机断层(CT)等，OCT技术具备与之相比较高的分辨率(几微米级)，同时，与共聚焦显微(、多光子显微技术等超高分辨技术相比，OCT技术又具有与之相比较大的层析能力。可以说OCT技术填补了这两类成像技术之间的空白。
要点一、为什么要用光学？
（1）光学成像可以不直接接触组织，
（2）采用的成像光的功率都不会太高，损伤小，
（3）光的波长短，衍射效应小（直线传输效果好，相对超声，电波等来说），所以分辨率会更高（如显微镜成像），
（4）光是一种电磁波，显微镜等几何成像只是利用了强度信息，如果能利用光的频率信息和相位信息，还能获取组织的其他信息，比如深度上，对光的偏振影响等，OCT就是利用了光的相位信息来获取组织深度上的信息。
要点二、为什么要采用相干？
（1）光是电磁波的一种，和常见的水波一样，具有振幅，相位和频率；
（2）光的波长约是nm-nm，换成频率即10^14~10^15量级，震荡速度非常快；
（3）如果需要探测光的频率，按照采样定理，一个周期中至少需要采样两个点才能确定该周期的大小，如果直接探测光频率的话，也就是说探测器的探测速度至少需要在10^15点/秒以上才行，显然很难达到。所以光探测器探测的是一大段信号积分后的结果，即一大段时间的信号揉在一起的结果，相位和频率就已经没有了；（4）波的干涉可以形成稳定的强度分布，也就是两束移动的波相加后，出现一个不动的条纹，该条纹与之前的波有关系。则通过探测该不动条纹来推算移动的波的信息，即相干的过程。
要点三、差分探测
答、前一点讲的相干和信号探测中的差分探测实际是一样的。举例：一束待测信号假设为+0.1GHz，速度太快，探测器响应速度跟不上，所以只能探测强度信息，另造一个已知信号GHz，那么将两束信号作差值，得到信号是+0.1GHz，这个信号有点慢，探测器可以探测到强度和频率信息，那么原始信号也就推算出来了。
公式表示：信号1，E0=I*sin(w0*t+m0);信号2，E1=I*sin(w1*t+m1);
两束信号叠加后，E=2*I*sin[(w0+w1)*t/2]*cos[(w0-w1)*t/2];-------(三角函数中的和差化积公式，暂忽略相位项)
分析：叠加信号中有两项：(1)sin[(w0+w1)*t/2],频率比原来信号还更高，探测时相互混叠，只留下强度信息，没有频率信息。
(2)cos[(w0-w1)*t/2],频率是原来两信号的差值，两信号频率很接近的话，就很容易检测出该差值后的频率，如果再知道了其中一个频率，另外一个频率就很容易推算了。
要点四、干涉的条件？
答：干涉的含义即为，两束波的叠加后形成稳定的条纹。形成稳定的干涉条纹需要条件：(1)波长相等,(2)初始相位差固定,(3)偏振不相互垂直。
解答一下其中关键点，
1）波长相等，能形成稳定干涉；波长相近能形成缓慢变化的干涉（参照前一点差分探测，波长和频率是对应的），波长相差越大，变化越剧烈，所以在探测器的响应范围内，允许波长有一点差异。
2）光波的波列不是无限长的，而是一段一段的，即一段光波是有一定长度的，并且每段光的初始相位是随机的，如果初始相位不固定，条纹也是稳定不下来的。因此，不同光源的光是不能产生干涉条纹的，同一光源的不同时间段的光之间也不能产生干涉条纹的，因为相位差是随机的。所以只有同一光源的同一时间点的光分成两部分后再重新相加才能产生干涉（重要）。
3）偏振不垂直就好理解了，垂直了就不存在波的叠加了。
下面开始讲解一下OCT的原理：（在理解的过程中始终要记住，探测器只能探测输入信号的强度，也就是振幅，而其他信息是反映在强度中的）
（1）相位差与探测强度的关系
首先构造一个干涉系统，包括一个光源，一个探测器和分别用于光路分开和结合的耦合器。
图1
图一、光源出射的光分为两束，分别经过一定的长度后重新叠加，由于经过的长度不同，相位之间的差异则不同。
通过matlab仿真做两条频率和强度相同但是相位有差异的曲线，并相互叠加得出：
图2
图二、红色和黑色为原始波形，淡绿色为叠加后的信号，因此从图像可以得出一个结论叠加后的信号强度与相位有一定的关系。
关系图大概是一个周期性的曲线，因为相位差是可以认为是一个周期函数：
图3
图三、根据现象可以总结出一个相位差与叠加后振幅之间的关系曲线。
（2）反射率与强度的关系
和上一点相同的系统，只是其中一条光路的光不是全部都能被接收，也就是两路的叠加前的振幅是有差异的。
图4
图四、干涉前的光如果振幅不是相同，最终产生的干涉强度是如何的变化曲线。
图5
图五、从图中可以看出，假设一束光的强度不变，叠加后的强度信号和另一束光的强度有关系的。
（3）多个波长之间的干涉问题
假设一个光源发出的不再是单色的而是宽谱的，（图中以三个不同波长的波形示意），经过分别两条长度差固定光路后，相互叠加。
图6
图六、空间长度差固定，但是对于不同波长，所产生的相位差是不同的，根据图三结论，相位差不同，叠加后的强度也不相同。
因为相位是有周期性的，因此会呈现一个类周期的关系，将波长和强度之间的关系用曲线表示如上图表示（上图曲线是错的，只是示意一下））
图7
图七、根据相位、波长和光程差之间的关系可以求导得到波长和相位之间的变换关系不是线性的，波长越长，变换越慢，因此变换曲线如上图所示。
图8
图八、上文图六中显示的当两条光路中的距离差是固定时的波长与相位关系，当两路之间的距离差变化，即L改变，相位与波长之间的关系随之变化，可根据公式得出，距离越长，变换速度越快.因此得出结论，“波长-强度曲线“的震荡快慢与距离差是关联的。
重新整理一下以上关系曲线，”对于同一波长，两路信号之间的相位差会产生叠加强度变化，如图三所示“；”对于同一波长的同一相位差，两路光中的其中一束光的强度变换也将导致叠加强度变化“；”对于多个波长，两路光经过的同一长度差，因为波长不同导致相位差不同，从而引起不同波长之间的强度变化，如图七所示“；”对于多个波长，两路光经过的长度差发生改变时，’波长-强度曲线‘的变化快慢与长度差是有关联的“。
（4）插值
当光束经过镜面反射时，长度差是固定的。因此，图八信号的震荡快慢，反映了平面镜之间的长度差（以其中一个平面镜作为参考，另一个平面镜到参考平面镜的距离），信号的整体幅度表示平面镜反射率（从平面镜反射了多少比例的光），因此从干涉强度信号可以推算出“样品反射镜”相对“参考反射镜”的位置，以及反射比例。
需要量化信号的振幅和频率，该数学过程即为傅立叶变换（FT）。
对于一个两固定位置反射镜的干涉信号如下图所示：
图9
图九，固定位置的反射镜的干涉信号和傅立叶变换后的信号。
首先，这个信号是一个反射镜面所产生的干涉信号，经过FFT提取特征后（振幅-反射率，频率-位置），理应得到频谱图上某一个位置的强度，但是由于干涉信号的频率是变化的（图八公式），频谱展宽了。最后得出了如图九（右图）所示的信号，明显该结果不是想要的。因此需要将原始信号做进一步处理。即插值。
插值可以理解为，将频率不均匀的信号，拉伸成频率均匀的信号。（频率快，多取几个点，频率满，少取点）重采样。
图10
图十，插值后干涉信号均匀了，做FFT后，得到的一个平面镜的特征信号就很明显.
（4）信号的分离和解析
假设有多个反射面（半透明的），从而会出现多个反射镜的干涉信号，这些干涉信号都将回到同一个探测器，因此探测器的信号是多个反射镜面的叠加信号。
图11
图十一，探测器出来的强度信号是多个反射镜面的信号叠加。
那么将这些不同频率分量的信号叠加后再分开的过程，也就是傅立叶变换的过程了。
（5）干涉信号的探测
前面介绍了探测器的干涉强度信号反映了反射镜面的反射率和位置，但是这个连续的（强度--波长）信号是如何获取的呢。
首先要明确以上干涉信号是强度--波长。即对于某一个波长，探测到该波长分开传输又叠加后的强度信号，并且有一系列不同波长的该类型信号的结果。因为是强度信号，所以探测器是可以探测的，只需要将各个波长分开，分别探测强度。
不同波长的叠加后强度的探测方法，分有两种，分别是扫频源和谱域，一前者采用时间分离波长，后者采用空间分离波长。
图12
图十二，谱域OCT系统的干涉信号的探测过程
上图是谱域系统（SD-OCT）的信号探测过程，光源同时发出一系列的不同波长的光，这些光都经过同一个分光器和反射镜面，并到达同一个探测器（可以说同时到达），这些不同波长的光最后的强度不一样，这些波长之间的强度差异携带了反射镜面的位置和反射率信息，因为是同时到达探测器的，所以可以利用光栅将这些光分开，然后不用波长的光被不用的探测器接收（线阵CCD），最后这些探测器的信号可以重组“强度--波长”曲线，从而计算出反射镜的位置和反射率信息。
图13
图十三，扫频源系统的干涉信号的探测过程。
上图反映的是扫频源OCT系统（SS-OCT）的“强度--波长”关系图的探测过程。光源是宽谱的，但是不同波长的光不是同时出来的，而是依次出现，因此波长和时间是有关联的，“强度-波长”曲线可转化为“强度-时间”曲线，只需要在不同时间下探测的信号强度即为干涉信号图，因此采用的探测器是点探测器，探测到的当前时间的光强度信号即为某波长的干涉后强度信号。
将信号做处理（插值和FFT），即可得到反射镜面相对参考镜面的位置和反射率。
当OCT系统对样品组织探测时，将样品组织等效为一系列的反射面，则可探测某深度上组织的反射率（即后向散射率）。这是一条A-Line的成像
将光束对组织样品进行横向的移动（B-Scan），得出多条A-Lines，拼接出一副二维断层图像。
OCT技术发展
第一代时域OCT
时域OCT利用低相干成像原理，光源发出的光两部分，一部分是经过平面镜反射的参考光，另一部分是经过样品反射回来的样品光，根据干涉条件，只有一束光经过恒定光程差后才会发生干涉现象，所以时域OCT通过参考臂的移动制造光程差与相对应深度的光发生干涉从而获得深度信息，实现横向扫描是利用样品的水平移动或旋转，由于机械机构的移动速度不均匀，采集过程中要求样本长时间静止，所以误差很大。
第二代频域OCT
频域OCT是在时域OCT的基础上发展改进，系统结构如图所示：频域OCT用光电探测器用光谱仪（或衍射光栅+线阵CCD）代替参考臂的机械扫描结构，收集到的干涉图样进行傅里叶变化从而获得深度信息，这样不需要机械臂的移动，在一个固定位置就可以完成扫描，通过横向两个维度的扫描即可得到样品的三维图像，极大的提高了成像速度和精度。频域OCT目前分为两种：一是光谱域OCT（SDOCT）原理基本同上，它使用固定频率的低相干光光源，另外一种扫频OCT利用频率可变的扫频光源替代低相干光源，探测器也由线阵CCD换为单点探测器来检测不同波长的干涉信号，扫频OCT除了精度上的提高还具有其他OCT不具备的功能：传统nm低相干光源多应用与眼球成像，而波长nm扫频光源对人体皮层的透射更强，可用于人体浅层皮肤细胞的成像，在眼球成像上也可以通过降低功率来保护眼球。
第三代功能OCT
随着技术发展，OCT更多的向功能性发展，如采多普勒OCT利用多普勒滤波可对移动的组织如血管等部位进行成像，偏振OCT通过测量生物组织中的双折射性质可以诊断其是否发生病变。目前OCT技术的发展方向为自适应光学、OCT分子成像法和OCT图像的三维重构。
光学相干层析技术的应用
早期的OCT大多应用于眼科，因为眼睛相对来说属于透光性较好的介质。随着OCT技术的不断发展，对于透光性不那么好、散射较强的其他组织，OCT也逐渐有了许多应用。在过去十几年里，OCT与光纤技术和内窥技术结合，应用扩展到了胃肠道、皮肤、肺部、肾脏、心血管等诸多领域。
在眼科方面的应用
OCT技术的第一个临床应用领域就是眼科学。由于利用了宽带光源的低相干性，OCT具有出色的光学切片能力，能够实现对次表面高分辨率的层析成像，其探测深度远超过传统的共焦显微镜，尤其适合眼组织的成像研究，能够提供传统眼科无损诊断技术无法提供的视网膜断层结构图像，不仅能清晰地显示出视网膜的细微结构及病理改变，同时还可以进行观察并做出定量分析，其在眼科诊断方面的研究是OCT生物医学应用发展的重点方向之一，对眼科疾病诊断做出重大贡献，目前已成为视网膜疾病和青光眼强有力的诊断工具。
随着OCT性能的提高，可以预测OCT对眼科将产生更加深远的影响，从而可以提高疾病早期诊断的灵敏度和特异性，改变监测疾病进展的能力。OCT对于理解视网膜的结构和功能，解释视网膜疾病的发病机理，确定新型治疗方案，监测疾病治疗效果等方面起着越来越重要的作用。目前在临床上OCT主要用于青光眼、黄斑病变、玻璃体视网膜疾病、视网膜下新生血管的早期诊断及术后随诊。
在皮肤科方面的应用
OCT技术已经达到人体皮肤成像的目的。高分辨率的OCT能检测到人体健康皮肤的表皮层、真皮层、附属器和血管。Welzel等实现了OCT系统的人体皮肤成像，成像系统中波长为nm，深度分辨率为15μm，探测深度为0.5~1.5mm，成像时间为10~40s。Wang等还可以描绘出轴向分辨率10μm的在体小鼠皮肤和人体胃肠道的OCT成像，将甘油和丙二醇涂于小鼠皮肤表面OCT成像，可见表皮、表皮基底层，真皮乳头层、真皮网络层，皮下组织，筋膜，肌肉和毛囊。
OCT可以用于损伤修复监测。Yeh等用OCT、多光子显微镜(Multiphotonmicroscope，MPM)在皮肤组织仿真模型中监测激光热损伤和随后的损伤修复。离体的皮肤组织仿真模型由含有1型胶原蛋白、纤维细胞的真皮和不同角蛋白酶的表皮组成。非侵入性光成像技术被用作随时间变化的基质损伤和修复的系列测量，并与组织病理学检查结果对比。
在心血管系统的应用
OCT作为非侵入性检测技术用于活体血液成像，在生物医学研究和临床诊断中具有很大的价值。光学多普勒层析成像(OpticalDopplertomography，ODT)是将激光多普勒流量计与OCT相结合，也称作彩色多普勒相干层析成像(ColorDoppleropticalcoherencetomography，CDOCT)，可达到人体血流的高分辨率成像和实时检测。Chen等用ODT获得了在体鸡胚绒毛膜和啮齿类动物肠系膜的活体血流层析速度成像，并监测对于血管活性药物的干预和光动力学治疗后血流动力学的改变及血管结构的变化。
在跨科手术领域的应用
在跨科手术方面，OCT可在去除肿瘤的手术过程中分析有无癌细胞。一般而言，外科医生取出肿瘤周围组织时，总是希望能清除所有的癌细胞。而被清除的肿瘤及周围的组织会送至病理实验室进行一周的分析，以做出手术后的书面报告。由于OCT影像在组织学/病理学应用均为相同的分辨率，因此手术室中的OCT系统能够让外科医生在手术过程中精确地知道需要清除多少组织，同时留下多少安全边缘部份，采用如此的做法便不会错误去除未感染癌症的组织，因而省却后续手术的费用及痛苦。OCT技术能够让医生以组织学的分辨率水平，实时看见影像，以便在第一次进行去除肿瘤的外科手术时做出更好的决定。
日后会有更多采用OCT技术的医疗应用。例如，OCT能够搭配穿刺切片切除早期阶段的小肿瘤。对于罹患乳癌的病患，OCT可搭配视觉及“智能”信号处理技术，引导细针插入精确的肿瘤位置，以查明疑似感染的组织，尽可能减少手术的侵入性。对于心血管疾病患者，OCT可搭配极小型导管支架，更准确地找出血管内支架或检查斑块沉积。在这些类型的应用中，先进的数字信号处理技术不仅能够达到绝佳的影像画质，而且能够进行组织分类。
非医学领域的应用
OCT研究的最初目的是为生物医学的层析成像，并且医学应用仍然继续占主导地位。除了在医学领域的应用，随着OCT技术的发展，OCT技术正在向其他领域推进，特别是工业测量领域，如位移传感器、薄底片的厚度测量以及其他可以转换成位移的被测物的测量。
最近，低相干技术已作为高密度数据存储的关键技术。OCT技术还可用于测量高散射聚合物分子的残余孔隙、纤维构造和结构的完整性。还可以用于测量材料的镀层。OCT技术还能用于材料科学，J.P.Dunkers等人使用OCT技术对复合材料进行了无损伤的检测。M.Bashkansky等人利用OCT系统对陶瓷材料进行了检测，拓展了OCT技术的应用范围。S.R.Chinn等还对OCT在高密度数据存储中的应用进行了研究，实现多层光学存储和高探测灵敏度。
OCT技术的未来发展趋势
未来OCT的发展趋势大致可以认为是从单纯结构成像OCT向功能和结构综合成像的OCT发展。通常生物组织在产生病变之前其功能参数就已开始发生变化，因此，功能参数对疾病早期诊断是非常有用的。这些功能参数通常包含血流速度、含氧压、组织结构变化、双折射性质等，功能型OCT通过探测这些变化进行功能成像提供更多信息。近年来得到快速发展的功能型的OCT技术包括：多普勒OCT、偏振光敏感OCT、光谱型OCT和双光线OCT。
光学相干层析成像作为一种新颖的成像技术，能对活体组织内部微小结构进行实时、在体、高分辨率断层成像，与传统成像诊断方法相比，显示出极大的优越性，在医学疾病诊断中具有很大的潜力。
备注：老来读书笔记分享，大部分来自网络。
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