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光学相干断层扫描 (OCT) 是 20 世纪 90 年代初发展起来的一种低损耗、高分辨率、无创医学成像技术。 它的工作原理类似于超声波成像，只是它使用光而不是声音。 利用光的低相干性原理获取组织深度信息是一种干涉成像技术，可以获得组织的高分辨率横截面图像。

光学相干断层扫描技术利用弱相干光干涉仪的基本原理，检测生物组织不同深度处入射的弱相干光的背反射或多次散射信号。 通过扫描，可以获得生物组织的二维或三维结构图像。

与其他一些成像技术相比，如超声成像、磁共振成像（MRI）、X射线计算机断层扫描（CT）等，OCT技术具有较高的分辨率（几微米），同时，它与共聚焦成像兼容。 与显微（和多光子显微镜）等超高分辨率技术相比，OCT 技术具有相对较大的层析能力。 可以说OCT技术填补了这两类成像技术之间的空白。

要点 1. 为什么要使用光学器件？

(1)光学成像不能直接接触组织，

(2)使用的成像灯功率不太高，伤害小，

(3)光的波长短，衍射效应小(线性传输效果好，与超声波、电波等相比)，因此分辨率会更高(如显微镜成像)，

(4) 光是一种电磁波。 诸如显微镜之类的几何成像仅使用强度信息。 如果能利用光的频率信息和相位信息，就可以获得组织的其他信息，比如深度、偏振对光的影响等，OCT就是利用光的相位信息来获取组织的信息组织的深度。

第二点，为什么要使用连贯性？

(1) 光是一种电磁波，与普通水波具有相同的振幅、相位和频率；

(2)光的波长约为390nm-780nm，频率为10^14~10^15，振荡速度很快；

(3)如果需要检测光的频率，根据采样定理，需要在一个周期内至少采样两个点，以确定周期的大小。 如果直接检测光的频率，也就是说探测器的检测速度至少需要10^15点/秒以上就够了，这显然很难实现。 所以，光检波器检测的是信号经过大周期的整合的结果，即信号在很长一段时间内揉合在一起，相位和频率都没有了的结果； (4) 波干涉可以形成稳定的强度分布，即两个运动的波叠加在一起时，会出现静止的条纹，这与前一个波有关。 运动波的信息是通过检测静止的条纹来推断的，即相干过程。

Point 3. 鉴别检测

A. 上一点说的相干性差分检测和信号检测其实是一样的。 例子：假设一个待测信号是100+0.1GHz，速度太快，探测器响应速度跟不上，只能探测强度信息，再创建一个100GHz的已知信号，然后取差值在两个信号之间，得到的信号是+0.1 GHz，这个信号有点慢，检测器可以检测到强度和频率信息，然后可以推断出原始信号。

公式表示：信号1，E0 = I * sin(w0 * t + m0); 信号 2，E1 = I * sin(w1 * t + m1)；

两个信号叠加后，E = 2*I *sin[ (w0 + w1) * t / 2 ] * cos[ (w0-w1) * t / 2 ]; -------（三角函数和差积公式中，暂时忽略相位项）

分析：叠加信号中有两项：（1）sin[(w0 + w1) * t / 2 ]，频率高于原信号，检测时相互混叠，只留下强度信息，没有频率信息。

(2) cos[ (w0 - w1) * t / 2 ]，频率是原始两个信号之间的差异。 如果两个信号的频率很接近光纤光谱仪 单色光源，差分后的频率很容易检测出来。 如果你知道其中一个频率，另一个频率就很容易计算出来。

第 4 点。干预的条件？

答：干涉的意思是两个波叠加形成稳定的条纹。 稳定干涉条纹的形成需要以下条件：（1）波长相等，（2）初始相位差固定，（3）偏振不相互垂直。

要回答关键点，

1）波长相等可以形成稳定的干涉； 相似的波长可以形成缓慢变化的干涉（参考前面的差分检测，波长和频率是对应的），波长差越大，变化越剧烈，所以在检测器的响应范围内，允许波长有细微的差别。

2）光波的波列不是无限长，而是一段一段的，即一段光波有一定的长度，每段光的初始相位是随机的。 如果初始相位不固定，条纹将不稳定。 因此，来自不同光源的光不会产生干涉条纹，同一光源在不同时间段发出的光也不会产生干涉条纹，因为相位差是随机的。 因此，只有同一个光源在同一时间点的光被分成两部分再重新相加产生干涉（重要）。

3）很容易理解极化不是垂直的。 如果是垂直的，就不会有波浪的叠加。

下面开始解释OCT的原理：（在理解的过程中，永远记住检测器只能检测输入信号的强弱，也就是幅度，其他信息都是体现在强度上）

(1)相位差与检测强度的关系

首先构建一个干涉系统，包括光源、检测器和耦合器，分别用于分离和合并光路。

图1

图1. 光源发出的光分成两束，经过一定长度后叠加。 由于经过的长度不同，阶段之间的差异是不同的。

通过matlab仿真，做出两条频率和强度相同但相位不同的曲线，相互叠加得到：

图 2

图2中，红色和黑色是原始波形，淡绿色是叠加后的信号，所以从图中我们可以得出结论，叠加后的信号强度与相位有一定的关系。

关系图大概是一条周期曲线光纤光谱仪 单色光源，因为相位差可以认为是一个周期函数：

图 3

图3 根据现象可以总结出相位差与叠加振幅的关系曲线。

(2)反射率与强度的关系

与上一点相同的系统，只是其中一条光路发出的光不是全部都能接收到，即叠加前两条路的振幅不同。

图 4

图4 如果干涉前的光振幅不一样，最终干涉强度的变化曲线是怎样的。

图 5

图5. 从图中可以看出，假设一束光的强度不变，叠加后的强度信号与另一束光的强度有关。

(3) 多波长之间的干扰问题

假设一个光源不再是单色的，而是广谱的，（图中显示为三种不同波长的波形），经过两条长度差固定的光路后，它们相互叠加。

图 6

图 6. 空间长度差是固定的，但对于不同的波长，产生的相位差是不同的。 根据图3的结论，相位差不同，叠加后的强度也不同。

因为相位是周期性的，所以会呈现一种类周期关系。 波长与强度的关系用曲线表示如上图（上图中的曲线是错误的，只是为了说明））

图 7

图7 根据相位、波长和光程差之间的关系，可以推导出波长和相位之间的转换关系是非线性的。 波长越长，转化越慢，所以转化曲线如上图所示。

图 8

图8. 两条光路的距离差固定时，如上图6所示的波长与相位的关系。 当两条路径的距离差发生变化，即L发生变化时，相位与波长的关系也随之变化。 变化可以根据公式得出，距离越远，变化速度越快。 因此得出结论，“波长-强度曲线”的振荡速度与距离差有关。

重新整理上述关系曲线，“对于相同的波长，两个信号的相位差会产生叠加的强度变化，如图3所示”； “对于相同波长的相同相位差，两个信号之一的光的强度变化也会导致叠加的强度变化”；“对于多个波长，光的两个路径之间具有相同的长度差，因为不同的波长导致到不同的相位差，从而引起不同波长之间的强度变化，如图7“；”对于多个波长，当光的两个路径之间的长度差发生变化时，'波长-强度曲线'的变化速度是相关的到长度差异。”

(4) 插值

当光束被镜面反射时，长度差是固定的。 因此，图8中信号的振荡速度反映了平面镜之间的长度差（以其中一个平面镜为参考，另一个平面镜到参考平面镜的距离），以及整个平面镜的振幅。信号表示平面镜的反射率（平面镜反射光的多少），因此可以从干涉强度信号推导出“样品镜”相对于“参考镜”的位置和反射率。

信号的幅度和频率需要量化，这是一个称为傅里叶变换 (FT) 的数学过程。

两个固定位置反射镜的干涉信号如下图所示：

图 9

图9，固定镜的干涉信号和傅里叶变换后的信号。

首先，这个信号是镜面产生的干涉信号。 通过FFT提取特征后（振幅->反射率，频率->位置），应该可以得到频谱图上某个位置的强度，但是因为干扰信号的频率发生了变化（图8公式），频谱变宽了. 最后得到如图9（右图）所示的信号，这显然不是我们想要的结果。 因此，需要对原始信号进行进一步处理。 那就是插值。

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。 （频率快的多取几个点，频率满的少取几个点）重采样。

图 10

图10，插值后的干涉信号是均匀的，FFT后得到的平面镜的特征信号非常明显。

(4)信号的分离与分析

假设有多个反射面（半透明），就会有多个反射面的干涉信号，而这些干涉信号会全部返回到同一个探测器，所以探测器的信号就是多个反射面的叠加信号。

图 11

在图 11 中，来自检测器的强度信号是多个反射器的信号叠加。

那么将这些不同频率分量的信号叠加分离的过程就是傅立叶变换的过程。

(5) 干扰信号的检测

前面介绍过探测器的干涉强度信号反映了镜面的反射率和位置，但是这个连续的（强度-波长）信号是如何得到的。

首先要明确的是，上面的干扰信号是强度-波长。 也就是说，对于某一波长，检测该波长单独透射叠加后的强度信号，在不同的波长处存在该类信号的一系列结果。 因为它是强度信号，所以检测器可以检测到它。 只需将每个波长分开，分别检测强度即可。

不同波长叠加强度的检测方法有扫频源和谱域两种。 前者使用时间分离的波长，后者使用空间分离的波长。

图 12

图12、谱域OCT系统的干扰信号检测过程

上图是谱域系统（SD-OCT）的信号检测过程。 光源同时发出一系列不同波长的光。 ），这些不同波长的光的最终强度是不同的，这些波长之间的强度差携带着反射镜的位置和反射率信息，因为它们是同时到达检测器的，所以可以利用光栅来分离这些光，然后不同波长的光分别被不同的探测器（线阵CCD）接收，最后这些探测器的信号可以重新组合成“强度-波长”曲线，从而计算出物体的位置和反射率信息镜子。

图 13

图13，扫频源系统干扰信号检测过程。

上图反映了扫源OCT系统（SS-OCT）“强度-波长”关系图的检测过程。 光源是广谱的，但不同波长的光并不是同时出来的，而是依次出现的，所以波长和时间是有关系的，“强度-波长”曲线可以转化为“强度- time”曲线，只需要将时刻检测到的信号强度作为干涉信号图，所以使用的检测器是点检测器，当前检测到的光强信号就是某一波长干涉后的强度信号。

对信号进行处理（插值和FFT）后，可以获得反射镜相对于参考镜的位置和反射率。

OCT系统在检测样本组织时，样本组织相当于一系列的反射面，可以检测到组织在一定深度的反射率（即后向散射率）。这是一张A-Line图像

光束横向移动到组织样本（B 扫描），并获得多条 A 线，并将二维断层图像拼接在一起。

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第一代时域OCT

时域 OCT 使用低相干成像原理。 光源发出的光有两部分，一部分是平面镜反射的参考光，另一部分是样品反射回来的样品光。 根据干涉条件，只有一束光通过恒定的光程差。 会出现干涉现象，所以时域OCT利用参考臂的运动产生光程差，与相应深度处的光发生干涉，从而获得深度信息。 水平扫描是利用样品的水平移动或旋转来实现的。 由于机械机构运动速度不均匀，采集过程中要求样品长时间静止，因此误差较大。

第二代频域OCT

频域OCT是在时域OCT的基础上发展和改进的。 系统结构如图： 频域OCT采用光电探测器和光谱仪（或衍射光栅+线阵CCD）代替参考臂的机械扫描结构。 采集到的干涉图样经过傅里叶变换得到深度信息，从而在机械臂不移动的情况下，在固定位置完成扫描，通过水平二维扫描得到样品的三维图像，大大提高了成像速度和精度。 频域OCT目前分为两种：一种是谱域OCT（SDOCT），其原理同上，采用固定频率的低相干光源，另一种是扫频OCT，采用频率- 可变扫描频率光源代替低相干光源。 检测器也由线阵CCD改为单点检测器，检测不同波长的干涉信号。 除了精度的提升，扫频OCT还具有其他OCT所不具备的功能：传统的960nm低相干光源多用于眼球成像，而1080nm波长扫描光源对人体的透射性更强皮层，可用于人体表层皮肤细胞的成像。 在眼球成像中，也可以降低功率以保护眼球。

第三代功能性OCT

随着技术的发展，OCT的功能越来越强大。 例如，多普勒 OCT 可以使用多普勒滤波对血管等运动组织进行成像。 偏振 OCT 可以通过测量生物组织中的双折射特性来进行诊断。 是否有病。 目前OCT技术的发展方向是自适应光学、OCT分子成像和OCT图像的三维重建。

光学相干断层扫描的应用

早期的OCT多用于眼科，因为眼睛是一种相对透光的介质。 随着OCT技术的不断发展，OCT逐渐在其他透光性差、散射性强的组织中找到了很多应用。 近十年来，OCT与光纤技术、内窥镜技术相结合，其应用范围已扩展到胃肠道、皮肤、肺、肾、心血管等多个领域。

在眼科学中的应用

OCT技术的第一个临床应用领域是眼科。 由于宽带光源的低相干性，OCT具有优异的光学切片能力，可以实现亚表面的高分辨率层析成像。 其探测深度远超传统共聚焦显微镜，特别适用于眼部组织的成像研究。 它可以提供传统眼科无损诊断技术无法提供的视网膜层析结构图像。 它不仅可以清楚地显示视网膜的细微结构和病理变化，还可以进行观察和定量分析。 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，对眼科疾病的诊断做出了重大贡献，成为视网膜疾病和青光眼的有力诊断工具。

随着OCT性能的提高，可以预见OCT将对眼科产生更深远的影响，可以提高疾病早期诊断的敏感性和特异性，改变监测疾病进展的能力。 OCT 在了解视网膜的结构和功能、解释视网膜疾病的发病机制、确定新的治疗方案以及监测疾病治疗效果方面发挥着越来越重要的作用。 目前，OCT在临床上主要用于青光眼、黄斑变性、玻璃体视网膜病变、视网膜下新生血管的早期诊断和术后随访。

在皮肤科的应用

OCT技术已经达到了人体皮肤成像的目的。 高分辨率OCT可以检测人体健康皮肤的表皮、真皮、附属器和血管。 韦尔泽尔等人。 实现了OCT系统的人体皮肤成像。 成像系统波长830nm，深度分辨率15μm，探测深度0.5~1.5mm，成像时间10~40s。 王等。 也可以描述轴向分辨率

OCT 可用于损伤修复监测。 叶等人。 使用OCT和多光子显微镜（Multiphotonmicroscope，MPM）在皮肤组织模拟模型中监测激光热损伤和随后的损伤修复。 离体皮肤组织模拟模型由含有1型胶原蛋白的真皮、成纤维细胞和具有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推移对间质损伤和修复的连续测量，并与组织病理学结果进行比较。

在心血管系统中的应用

OCT作为一种无创的活体血液成像检测技术，在生物医学研究和临床诊断中具有重要价值。 光学多普勒断层扫描（Optical Dopplertomography，ODT）是激光多普勒流量计与OCT的结合，又称彩色多普勒相干断层扫描（Color Doppler optical coherencetomography，CDOCT），可实现人体血流的高分辨率、高速率成像和真实-时间检测。 陈等。 利用ODT在体内获得鸡胚绒毛膜和啮齿类动物肠系膜的活体层析速度成像，监测血管活性药物和光动力疗法干预后血流动力学和血管结构的变化。 .

在交叉学科领域的应用

在跨学科手术方面，OCT可以分析肿瘤切除手术过程中癌细胞的存在与否。 一般来说，外科医生在切除肿瘤周围组织时，总是希望将癌细胞全部切除。 切除的肿瘤和周围组织将被送往病理实验室进行为期一周的分析，并在手术后做出书面报告。 由于 OCT 图像在组织学/病理学应用中具有相同的分辨率，因此手术室中的 OCT 系统可以让外科医生准确地知道需要切除多少组织以及手术过程中还留有多少安全余量。 这样，就不会错误地移除受癌症感染的组织，从而节省了后续手术的成本和痛苦。 OCT 技术使医生能够以组织学分辨率实时查看图像，以便在第一次执行切除肿瘤的外科手术时做出更好的决策。

未来将会有更多的医疗应用使用OCT技术。 例如，OCT可以与穿刺活检相结合，在早期切除小肿瘤。 对于乳腺癌患者，OCT可以结合视觉和“智能”信号处理技术，引导细针插入精准肿瘤位置，识别疑似感染组织，最大限度降低手术侵入性。 对于患有心血管疾病的患者，OCT可以与非常小的导管支架一起使用，以更准确地识别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可以实现出色的图像质量，还可以实现组织分类。

非医学领域的应用

OCT 研究的最初目的是生物医学层析成像，医学应用继续占据主导地位。 除了在医疗领域的应用，随着OCT技术的发展，OCT技术正在向其他领域推进，尤其是在工业测量领域，如位移传感器、薄膜厚度测量等对被测物的测量。可以转化为位移。

最近，低相干技术已被用作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率、纤维形成和结构完整性。 它还可用于测量材料的涂层。 OCT 技术也可用于材料科学。 JPDunkers 等人。 使用OCT技术检测复合材料无损伤。 M.Bashkansky等人利用OCT系统检测陶瓷材料，拓展了OCT技术的应用范围。 SRChinn 等。 还研究了OCT在高密度数据存储中的应用，以实现多层光存储和高检测灵敏度。

OCT技术的未来发展趋势

未来OCT的发展趋势可以大致认为是OCT从单纯的结构成像向功能成像与结构成像一体化的OCT发展。 通常，生物组织的功能参数在发生病理变化之前就开始发生变化。 因此，功能参数对于疾病的早期诊断非常有用。 这些功能参数通常包括血流速度、氧压、组织结构变化、双折射特性等。功能OCT通过检测这些变化为功能成像提供更多信息。 近年来发展迅速的功能性OCT技术包括：多普勒OCT、偏振敏感OCT、光谱OCT和双光束OCT。

光学相干断层扫描作为一种新型成像技术，可以对活组织内部的微小结构进行实时、活体、高分辨率的断层成像。 与传统的影像学诊断方法相比，显示出巨大的优势。 疾病诊断的巨大潜力。

备注：老赖看书分享笔记，大部分来源于网络。

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