频域OCT（FD-OCT）虽然成像速度较快，但深度不够。在进行病理分析时，往往需要一副全眼域的动态成像图，才能准确的判断病情，全眼域要求OCT系统有20mm左右的成像深度，这对普通的FD-OCT系统来说是困难的，因为FD-OCT中不需要参考镜进行纵向扫描，深度信息直接由光谱仪读出，而红外光在生物组织上的穿透力有限。

    迄今为止，国内外的大多数研究都是对FD-OCT系统的工作效率进行改进，如：提高横向、纵向分辨率；优化图像处理的方法；改进更加廉价精致的光源等，但若需推广，必须解决成像深度问题。FD-OCT要实现全眼域成像要从改良光源和结构入手，在SS-OCT系统中，人们对更高质量的扫频光源已经开始了研究，对于SD-OCT，全范围成像和组合成像技术也逐渐研发出来，从而使得OCT技术的成像深度不断有所突破。

  为了提高FD-OCT系统的成像深度，各大研究机构也在进行积极的改进。在SD-OCT方面，自从1997年，以一个带10HZ外腔调谐光栅检流计的半导体激光器作为扫频光源的SS-OCT系统出现了以后[22]，对扫频光源的改进就在不断的进行。目前,随着通过缓冲和多路扫描从而能够实现高达 5。2 MHz扫描率的傅里叶模式锁定技术（FDML）的诞生[23]，SS-OCY突破了谐振器相对较长和扫频速度慢的缺点，使外腔可调谐激光器可实现多达几百千赫的频率。最近,微机电系统(MEMS)[24]的出现使外腔可调谐激光器逐步实现了小型化，这又使得OCT的轴向扫描率增大到150KHZ。同时垂直腔表面发射激光器(VCSEL)的出现，也降低了激光谐振腔的长度，从而大大提升了SS-OCT单次纵模工作的性能[25]。

  在SD-OCT中，提高成像深度的方法主要是提高光谱仪的光谱分辨率[26]。近年来用不同波长的探测光或改进成像光路也成为研究的方向之一，这最早起源于1996年M。 E。 Brezinski所做的不同波长的光对人体会厌结构的成像情况[27]，如下图所示。

图 1。3 850nm和1300nm光对人体会厌结构的成像图（自左至右）

1300nm的光虽然穿透力较低 ，但从图可以看出组织对1300nm波长的光的反射率较低，这个波长也不能导致大量的电子跃迁且小于水分子的震动吸收波长1450nm，造成了较低的吸收率，其成像深度可以适当延长。此外，J。S。Maier与M。Cohl、RK。Wang研究者等也提出过基于生物学的高渗制剂法[28]，获得了较为可观的成像深度。

    此外，Beop-Min Kim等提出使用830nm中心波长的单个光谱仪与双照明交错检测的SD-OCT，它能同时提供前节和视网膜x线断层照片[29]。如图1。4所示，2个正交偏振片片的使用使得平行会聚光束能够同时入射到眼睛内，这种2个样品臂上都有独立正交偏振片的装置能够有效获取前节和视网膜的成像图，同时把样品信息的损失降到最小。但是，在样品臂上，单个光谱仪是通过交错检测时的光开光开照亮的，所以它的前节和后节不能同时成像。文献综述

    还有学者提出使用带光开关的OCT系统来对眼睛里的各类组织进行分别成像然后组合，以此来获得一个足够长成像深度的眼部全眼域成像图。但是这种方法不能得到一个较高的横向分辨率，因为单光束不能同时聚焦在眼前节和视网膜上。

图 1。4 830nmSD-OCT双重成像系统的装置示意图

2 双通道SD-OCT系统概述

2。1  普通单测量光路OCT系统的工作原理

一切得OCT 系统都是基于迈克尔逊干涉仪的基础上搭建的。参考光路和携带位置信息的样品光路的反射光在接收器里发生干涉，物体的深度信息影响光传播的相位信息，相位信息会影响干涉时的强度，最后解析强度信息就可分析出位置信息。