4。1 多普勒OCT（DOCT）的原理和弊端 21

4。2  SV-OCT 22

结  论 26

致  谢 27

参 考 文 献 28

1  引言

1。1  OCT原理及发展过程

光学相干层析（Optical Coherence Tomography, OCT）是基于样品内部结构固有分层散射性质的一项非侵入性、高分辨成像技术[1]。样品内部每层都有固有的反射系数，将每层的后向散射光与参考光干涉，形成干涉条纹，再经过解调算法，最终恢复出图像内部的结构图样。论文网

最初的OCT称为时域OCT（Time OCT，TOCT），它利用带宽较大的白光光源，使得相干长度极小。当入射光照射到样品的整个深度范围时，由于相干长度极小，只有当参考臂和样品臂相等时，才能产生干涉条纹。进一步说即：当参考臂设定好，只有特定层的样品信息可以被获取。移动参考臂，从而获得其他深度的信息。通过对参考臂的扫描移动，来将样品光切，依次恢复每层信息。

傅里叶域OCT（Fourier Domain OCT，FOCT）不需要移动参考臂，可以同时获得整个深度的后向散射光与参考光干涉的条纹信息，从而有速度快、纵向分辨率高等优势，日渐代替TOCT被广泛使用[1]。FDOCT主要分为谱域OCT（Spectral Domain OCT, SDOCT）和扫频OCT（Swept Source OCT, SSOCT）[2]。一般SDOCT光源是宽带宽的SLD，需要通过光栅将不同频率的光分开，相干条纹的谱图是通过光谱仪来整体探测的，光谱仪的分辨率由光栅刻线的条数和CCD的像素来决定。SSOCT使用扫频光源，即光源频率随时间而变化，使得光源谱函数有着更好的时间（或波数k）相关性。相较于SDOCT中光谱仪光栅对能量的损耗，SSOCT有更高的探测深度，且可实现频率高达MHz的纵向扫描频率（A-scan）。目前，SSOCT在眼科、皮肤以及血流成像中应用广泛。如Dhalla等对人体视网膜和角膜进行成像[2]；Blatter对人体皮肤及其内部进行结构成像，并进行了相应的病症预诊[3]。

光谱的虚假部分由各种机制引起，如在标本末端有固定静态的反射面，在参考光路中的透光镜有部分后向散射光等。这些反射都会在成像过程中产生与标本无关的噪声，由于这些噪声对样品信息的影响是固定的，因此称之为固定模式噪声。即使在成像深度之外，由于虚假的反射光与参考光干涉，噪声依旧会在最后图像中呈现。由于它的静态性质，这些噪声在OCT图像中表现为水平直线。当然，这部分噪声可以通过平衡探测器抑制部分，然而标本末端的反射、各光学器件的后向散射(尤其内窥镜的导管、光纤等)的影响随系统变化而改变，平衡探测器无法满足这一要求[4]。

要去除固定模式噪声，只需要在没有标本情况下，获得良好的背景参考光谱信息，它携带了固定模式噪声；之后再从最终获得的OCT图像中将参考光谱信息作为背景减去，就可以达到滤噪的效果。但是，单独测量参考光谱并不容易，在放置标本时同样会造成机械振动，同时光源的光谱、测量时的光学相位、偏振状态等等都会影响提前测量的参考光谱精度。这些因素使得单独测量参考光谱不可靠。因此，现广泛使用的获得参考光谱的方法是平均法，即在样品某一位置，进行大量连续的A扫，获得若干组A-line数据进行平均，得到作为参考的A-line数据；随后从每次A扫数据中将参考A-line数据减去，以达到去除固定模式噪声的目的[5]。这种平均光谱相减的方式简单快捷，不需要额外器件，因而在SSOCT和SDOCT中都有着广泛的使用。然而在实验中发现，常用的平均值A-line法存在无法避免的先天缺陷：在少数振幅值极大的数据点处，存在统计学错误。这些振幅值较大的值一般分布在组织和介质（一般为空气）的交界面处，从而影响最终的图像质量。为克服这一缺点，本文构想了一种重新拟定A-line的方法，有效的排除较大振幅数据点对滤噪过程的影响，包括：中位数相减法、最小偏差法、区域模糊法以及前两种算法的进一步补偿校正。实验证明，本文所提出的方法可以有效抑制大多数的固定模式噪声，为之后的血流成像提供了良好的对照图样。 扫频光源的人体血流高分辨率光学断层成像(2):http://www.youerw.com/tongxin/lunwen_92040.html