图1.2  SD-OCT示意图
图1.3所示的为SS-OCT系统，不同于SD-OCT之处在于其采用波数随时间连续变化的宽带扫频光源[7]，干涉的光谱信号由单点光电探测器分时探测并记录，经过λ-k空间映射和傅里叶逆变换之后可获取样品深度方向的信息。SS-OCT系统的参考臂也是不需要机械扫描，固定不动的。FD-OCT成像速度相比于TD-OCT成像速度快，该技术具有良好的应用和发展前景，成为OCT技术发展的一个里程碑。
 
图1.3  SS-OCT示意图
经过了二三十年的发展，OCT技术突飞猛进，系统的性能得到不断地完善和提高。相信未来它在医学领域甚至其他领域里能够发挥有效的作用，给人类生活带来益处。
1.2  OCT技术在血流研究方面的功能性拓展
能够实现在体非侵入性的血流速度量化成像对于医学诊断和治疗具有重要的意义。OCT技术，尤其是后来的FD-OCT，是实现对生物组织血流速度快速、高灵敏度成像的一个具有发展前景的工具[8~10]。OCT提供了在体组织结构高分辨率及高灵敏度的图像[2]。除了提供组织的形态学结构数据，功能OCT技术也用于探测生物组织内的血流速度信息[9]等。
最常用的方式是利用多普勒OCT来测量血流速度[10]。传统的多普勒OCT利用参考光和样品中运动粒子背向散射光之间干涉后产生的多普勒频移，获取与探测光束平行的轴向血流速度分量。在求解多普勒频移方面，早期所采用的最直接的措施就是采用短时傅里叶变换对功率谱分析来实现[2]，然而该方法的灵敏度主要取决于快速傅里叶变换的时间窗口，它限制了在测量小血管中血流速度时的轴向扫描速度和空间分辨率。为了保证较高的轴向扫描速度和空间分辨率，Zhao等[11]提出了基于相位分辨的OCT系统，通过计算同一横向位置上的相邻A扫信号间的相位改变量，可以确定多普勒频移的大小；Chen等[12]在此基础上提出了求解干涉信号两相邻和隔行A扫之间的自相关的方法实现对血管中血流速度的成像。然而基于相位分辨的方法仅适用于对低流速粒子测量，而且探测范围相比短时傅里叶变换法要小[13]。传统的多普勒OCT只能得到轴向速度分量，要测定流速的绝对大小还需要知道探测光束和血液流向之间的夹角（多普勒角）。在测量多普勒角方面做了很多的研究，如Dai等[14]和Werkmeister等[15]研究出的利用双光束多普勒OCT测量多普勒角，而后确定视网膜绝对血流速度。
在对横向速度分量（即垂直于轴向速度分量）的测量方面也有相关的研究。Ren等[16]提出在相位分辨的功能型OCT中从频移的标准偏差中分离出多普勒带宽，利用在大于一定的阈值条件下多普勒带宽与流速的线性关系，测得了横向速度分量。该方法拓展了基于相位分辨法测量血流的动态范围，能够在多普勒角满足一定范围内无需知道该角度的准确值而实现对横向速度的测量。但是该方法未考虑由轴向血流速度引入的频谱展宽，从而可能导致对流速矢量的估测不精确。Piao等[17]想出了综合的办法：利用传统的单光束多普勒OCT系统，将多普勒带宽和多普勒频移测量法二者相联系去估计多普勒角，而后根据多普勒频移和估计的多普勒角计算流速，最终实现对血流绝对速度的成像。
然而对于实际的生物组织，血管走向分布各有区别，精准确定多普勒角的值是非常困难的，尤其是测量处于高散射介质中的运动粒子流速。而后出现了不同于利用多普勒原理测量血流速度的方法[18~21]。近年来，Wang等[18,19]报道了采用自相关的方法基于频域OCT系统量化横向血流速度。该方法源于对受运动粒子调制的背向散射光的光强波动特征的分析，得出背向散射光的归一化自相关函数与横向血流速度成正比关系。Srinivasan等[1]针对利用多普勒OCT进行血流速度测量的方法所存在的一些缺陷，并在Wang的工作基础之上做了更深层的研究，建立了基于静态散射光、动态散射光以及噪声相结合的OCT干涉复值信号模型，提出并验证了动态散射光部分随机扰动的时间范围与血红细胞运动速度之间的关联性。此外，Lee等[20]报道了采用动态光散射（Dynamic Light Scattering, DLS）和OCT相结合的方法对脑部血流速度量化成像。 基于频谱域OCT的血流速度成像技术研究(3):http://www.youerw.com/tongxin/lunwen_26246.html