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1.1 光学相干层析术（OCT）起源与发展概况 生物细胞和组织内部结构的可视化对医学诊断实践来说显然是非常有价值的[3]。由于组织折射率的空间变化造成了入射光束的自然散射过程，因而在理论上，可以通过测量散射光的角谱和光谱分布得到组织结构的一些信息。然而，由于组织结构非常复杂，光通过组织传播时强烈散射，因此虽然已经找到组织结构的性质和散射光场之间的一些关系，但是通过研究散射光场的特性仍然不容易产生组织结构的三维图像。一个原因是我们只能获得关于散射场的有限数据；第二个原因是，它需要巨大的计算能力。 入射光场和组织之间最简单的相互作用是反射和折射的过程，而且我们很容易将折射或反射光场与体积样品或薄样品的折射率及其表面情况联系起来。因此，传统上，首先将体积样品切割成一系列的薄片，然后在显微镜下进行处理和观察，例如相差显微镜[4,5]，这样则可以获得细胞和组织结构的内部信息，但是此方法具有很大的局限性，首先，只能观察体外样品；其次，样品制备过程需要工件；最后，由于耗时而不能用于外科手术中。 因此，可行的理论是发展这样一种实时成像装置，无需真正切割样品而能对活体细胞和在体组织生成高分辨率的光学切片图像。从光场点的角度看，显然只能通过选择组织体积的某个特定薄片的反射或散射光场来实现这种光学切片的能力。然后对可以实现有效选择的各种现象进行了探讨，包括共聚焦影响[6]、双光子现象[7]和宽带光源的低相干特性，这些技术的一个共同点是它们只能检测透镜焦平面的后向散射光，从而可以有效地抑制外层的散射光。 在二十世纪九十年代初，低相干干涉测量和扫描技术的结合成功产生了人类视网膜和体外视盘的高分辨率横断面图像[8]。
1991年美国麻省理工大学(MIT)的 David Huang等人率先提出一种全新的光学成像技术，即光学相干层析成像（OCT），在《Science》上一经发表就引起了极大的关注，其揭示了一种全新的光学切片方法，并促进了更深入的工作，即去充分了解并提高其成像性能从而探索其应用。接着 OCT出现了一种新的实现方式，即基于对迈克尔逊干涉仪中参考镜的反射光和样本的后向散射光发生干涉后的信号光谱检测，被称为傅里叶域OCT（FD-OCT）[9]。传统的实现方式基于对干涉仪两臂光场的时间延迟差的检测，被命名为时域 OCT（TD-OCT）[10]。 人们很快就认识到FD-OCT比TD-OCT具有更高的检测灵敏度， FD-OCT是 OCT概念的主要实现形式之一，使用这种技术已成功地产生各种类型的组织的高分辨率横断面图像。目前，基于单元实时四维（三维+时间）信号处理的图形处理和可视化系统已实现[11]，而且最大三维容积率，包括 B 超、面观显示和三维渲染，已达到 23 卷/秒（体积大小：1024，256，200）[12]。 在FD-OCT和TD-OCT 系统中，都只利用了宽带光源所发出光束的低时间相干性，在这种实现方式中，为了在培养基中产生一个比成像深度大的焦距，入射光束没有高度聚焦到样品上。高质量成像的深度范围与物镜的各种性能有关，并由公式0 0 0 (1.22 ) / ( sin tan ) dcl n u u 给出，其中c 是光源的中心波长，0 n 是物镜的折射率，0 u 是物镜的孔径。因此，该系统具有较低的横向分辨率。常用的数值孔径（NA）小于 0.1,因此该系统在830纳米的中心波长处横向分辨率大于 3μm。 为了在深度和横向方向上使用低相干干涉都能产生生物组织的高分辨率光学切片图像，应该同时利用光的时间相干性和空间相干性。显然，热光源同时具备低时间和空间相干性，源由于其非常广泛的光谱带宽和有限的空间扩展。Davidson 等人[13]首先报告了这一概念的理论分析和实验演示，在他们的实验中，通过计算林尼克干涉显微结构的参考成像平面与物体对应像素间的相干度来产生光学断层图像，这种在系统中使用干涉显微镜的方法被称为相干显微探测，实验表明其得到的横向和纵向分辨率与激光共聚焦扫描显微镜得到的相同。因为装置中涉及长光束路径，所以林尼克装置对振动噪声很敏感。接着又提出了 Mirau 相关显微镜，由空间和时间上非相干的光源白炽灯或氙气灯提供照明[14]，因为参考光和样本光大多数时候是共光路的，所以相比 Linnik 装置Mirau 相关显微镜对振动愈不容易敏感。上述的两种系统设计可以用来测定集成电路的厚度。