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OCT技术采用光学方法对生物组织进行成像，所采用光源的波段对生物组织也没有任何威胁与伤害。
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1991年是OCT的起点，在这一年光学相干层析的想法由美国麻省理工学院的Huang等人首次提出。他们采用的光源为SLD，光纤式的迈克尔逊干涉仪，其分辨率达到了10um，这在当时的医学界引起了广泛的关注，获得了视网膜的微米量级的成像。1993年，光学相干层析成像技术可以对人视网膜中区部分进行成像。至此，其在生物医学领域的应用开始逐渐扩大范围，对人体表皮、胃肠组织、肝组织等等均可以获取组织信息图像。1994年，光学相干显微成像技术即OCM的出现，将低相干干涉仪(Low Coherenceterferometry LCI)与共聚焦扫描显微镜(Confocal Scanning Microscopy)相结合[12]，使得成像的横向分辨率提高到一个新的高度，能够达到大约1um左右的分辨率。成像水平达到细胞的量级。因为系统中采用了高数值孔径的物镜，故其分辨率得到了很大的提高。1995年，Ferche等人研究出了傅里叶域的光学相干层析成像。作为一种频域的成像方式，其同样是利用参考光与样品光的返回重合干涉，不同于时域的是，之后其要经过衍射光栅对其进行色散，样品散射回来的光和参考镜返回的光重合后发生干涉，然后被衍射光栅色散开来，论文网经采集器对其进行捕捉采集，采集到的是关于波数为自变量的光强信息。之后再对所得光强信息进行数学处理，即傅里叶逆变换，则可以获得关于深度坐标z的样品信息F (Z)。同期，OCT技术也开始应用于眼科的临床试验。1996年，首台应用在眼科的商用OCT经ZEISS公司研发并制造出来。对于青光眼等需要定量测得视网膜变化的疾病，可以由OCT测得[13-14]。1997年， 扫频OCT（Swept Source OCT, SS-OCT)被提出。它相当于是另一种方式的FD-OCT成像，二者合起来就为光谱OCT。扫频OCT的优势是既具有时域OCT点探测的优点，也具备频域OCT的快速成像的优点，但扫频光源比较难以实现，这是它的一个不足之处。同一年，Tearney等人研发了一种叫快速扫描光学延迟线(Rapid一Scanning Optical Delay line，RSOD)的扫描技术，使得系统扫描速率达到6m/，快速扫描得以实现。将它应用到TD-OCT中，可以提高成像速度，同时还可以实现大视场实时成像。1998年，这一年对于OCT的发展史来说又有了一个新的兴奋点，全场光学相干层析成像技术(Full Field Optical Coherence Tomography,FF-OCT )被Beaurepaire等人提出[1]。作为一种改进的OCT成像技术，其一经出现就引起了国内外的广泛关注。它利用生物组织的后向散射光与参考光发生弱相干干涉，来获取组织的深度信息，再利用扫描成像技术，则实现了的微米量级高分辨率的断层成像。25236
目前国外此项技术的发展已经达到了实时成像的要求。FF-OCT能够达到微米量级的分辨率，可观察到亚细胞结构，其在细胞领域的成像有着极其诱人的发展前景。国内的研究也紧跟其后，天津大学和南京理工大学等都有课题组对此进行研究，力求突破。