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光學干斷層掃描 (OCT) 是一種以相當于低倍顯微鏡的分辨率獲取半透明或不透明材料的次表面圖像的技術。 它實際上是“光學超聲”，對來自組織內部的反射進行成像以提供橫截面圖像。

OCT 引起了醫學界的興趣，因為它提供的組織形態圖像分辨率比 MRI 或超聲等其他成像方式高得多（軸向分辨率小于 10 μm，橫向分辨率小于 20 μm）。

OCT 的主要優點是：

近顯微分辨率的實時地下圖像
組織形態的即時、直接成像
無需準備樣品或受試者，無需接觸
無電離輻射

OCT 提供高分辨率，因為它基于光，而不是聲音或無線電頻率。 光束指向組織，并收集從次表面特征反射的一小部分光。 請注意，大多數光不會被反射，而是以大角度散射。 在傳統成像中，這種漫射散射光會產生模糊圖像的背景。 然而，在 OCT 中，使用一種稱為干涉測量的技術來記錄接收到的光子的光程長度，從而可以拒絕大多數在檢測前多次散射的光子。 因此，OCT 可以通過拒絕背景信號同時收集從感興趣表面直接反射的光來構建厚樣品的清晰 3D 圖像。

在已引入醫學研究界的無創三維成像技術范圍內，OCT 作為一種回波技術類似于超聲成像。 其他醫學成像技術，如計算機軸向斷層掃描、磁共振成像或正電子發射斷層掃描，不使用回聲定位原理。

該技術僅限于在生物組織表面以下 1 至 2 毫米處成像，因為在更深的深度，沒有散射而逃逸的光的比例太小而無法檢測到。 不需要對生物標本進行特殊準備，圖像可以“非接觸”或通過透明窗口或膜獲得。 同樣重要的是要注意，所用儀器的激光輸出很低——對人眼安全的近紅外或可見光——因此不太可能損壞樣品。

理論

OCT 的原理是白光，或低相干，干涉測量法。 光學裝置通常由干涉儀（圖 1，通常是邁克爾遜型）和低相干、寬帶寬光源組成。 光分別從參考臂和樣本臂中分離出來并重新組合。

時域

F O D T ( ν ) = 2 S 0 ( ν ) K r ( ν ) K s ( ν ) ( 3 ) {\displaystyle F_{O}DT\left(\nu \right)=2S_{0} left(\nu \right)K_{r}\left(\nu \right)K_{s}\left(\nu \right)\qquad \quad (3)}

在時域 OCT 中，參考臂的路徑長度隨時間變化（參考鏡縱向平移）。 低相干干涉法的一個特性是干涉，即暗條紋和亮條紋的系列，只有當光程差位于光源的相干長度內時才能實現。 這種干涉在對稱干涉儀中稱為自相關（雙臂具有相同的反射率），或者在常見情況下稱為互相關。 這種調制的包絡隨著路徑長度差的變化而變化，其中包絡的峰值對應于路徑長度匹配。

兩個部分相干光束的干涉可以用光源強度 I S {\displaystyle I_{S}} 表示，如下

I = k 1 I S + k 2 I S + 2 ( k 1 I S ) ? ( k 2 I S ) ? R e [ γ ( τ ) ] ( 1 ) {\displaystyle I=k_{1}I_{S}+k_ {2}I_{S}+2{\sqrt {\left(k_{1}I_{S}\right)\cdot \left(k_{2}I_{S}\right)} }\cdot Re\left[\gamma \left(\tau \right)\right]\qquad (1)}

其中 k 1 + k 2 < 1 {\displaystyle k_{1}+k_{2}<1} 表示干涉儀分束比，γ ( τ ) {\displaystyle \gamma (\tau )} 是 稱為復雜的相干度，即依賴于參考臂掃描或時間延遲 τ {\displaystyle \tau } 的干擾包絡和載波，其恢復在 OCT 中很重要。 由于 OCT 的相干門效應，復雜的相干度表示為高斯函數，表示為

γ ( τ ) = exp ? [ ? ( π Δ ν τ 2 ln ? 2 ) 2 ] ? exp ? ( ? j 2 π ν 0 τ ) ( 2 ) {\displaystyle \gamma \left(\tau \right)=\exp \left[-\left({\frac {\pi \Delta \nu \tau }{2{\sqrt {\ln 2}}}} \right){2}\right]\cdot \exp \left(-j2\pi \nu _{0}\tau \right)\qquad \quad (2)}

其中 Δ ν {\displaystyle \Delta \nu } 表示光源在光頻域的光譜寬度，而 ν 0 {\displaystyle \nu _{0}} 是光源的中心光頻率 . 在等式 (2) 中，高斯包絡由 opt 幅度調制。