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(2)分辨率较高。考察OCT系统的分辨率主要看两个方面，轴向分辨率和横向分辨率，其横向分辨率可以达到10μm左右，理论轴向分辨率也比传统超声多普勒成像高上1~2个数量级，达到微米量级。
(3)探测灵敏度较高。由于OCT干涉系统探测的是光的电场强度而不是直接探测光强的大小，因而探测灵敏度变的很高，一般可以达到90dB~100dB[9]，这对于探测大多数2mm左右深度的样品来说已经足够了。
(4)结构简单，成本低。OCT系统的主要结构是迈克尔逊干涉仪，成像原理也是基于此结构，因而系统原理并不复杂，各个部件也是市面上容易购买获得的器件，并且整机体积小，由于使用光纤导光，使其可以很方便的与其他医疗设备相连，应用于不同的医学领域，比如内窥。
1.4 本课题拟解决的问题
本文从OCT技术的历史出发，着重介绍了时域和频域OCT系统的基本原理和不同之处，并在频域OCT的研究前提下，尝试建立一套OCT系统用以对表层生物组织成像，并用其计算毛细血管中血液流动速度的大小，实验以玻璃毛细管模拟、实验白鼠耳朵上表面为主，接着讨论一些影响测量结果准确性的因素以及降低这些干扰的方法。
1.5 本文各章的安排
第一章，绪论，介绍医学表层成像的现实意义和作为近20年研究热点的OCT的发展历史和主要优势。
第二章，着重介绍时域和频域OCT两者的原理以及如何结合多普勒效应来测量微循环流速的原理,并引入一些评价OCT系统的相关指标。
第三章，详细介绍了本实验所用的的实验系统及相关参数。
第四章，展示玻璃毛细管、白鼠耳朵实验结果的图像，并稍作分析。
第五章，讨论一些对流速测量结果精确性有影响的因素，初步分析它们是如何影响实验结果的。
2. OCT系统原理及数学模型
在OCT发展历史中，人们最先研究的是时域OCT。时域OCT一般直接在自由空间内工作，即光直接在空气中传播并干涉，系统光源一般采用低相干光源——超发光二极管(SLD)，主要原因在于光源的相干度低则表示相干长度很短，因此只有在样品一定深度上的散射光才能与参考光满足干涉条件，在探测器上产生干涉图样，如果深度增加，光程差增加，则会导致干涉信号迅速降低至无法探测，因此这样的OCT系统的分辨率很高。频域OCT虽然起步较晚，但是如今已经成为OCT研究领域的热点，它和时域OCT最大的不同之处就在于参考镜是固定不动的，即无需纵向扫描就能获得样品深度信息，因此成像速度快[10]。
本章将从两种OCT结构出发，阐述OCT的工作原理，然后介绍一些评价OCT性能好坏的参数指标，最后从数学模型的角度深入解释了OCT的成像原理。
2.1 时域OCT
图2.1时域OCT系统简图
如图2.1，时域OCT系统主要用到的干涉结构是迈克尔逊干涉光路[11]。分束镜将光源入射其上的光分为平均的两部分，50%的光经分束镜反射至可调反射镜，绝大部分反射光重新反射至分束镜，这一光路在系统中也称为参考臂；另一束光经分束镜照射待测样品，由于样品的组织结构关系，光在其中发生散射现象，即光遇到小尺寸障碍物时，一部分光线传播路线会向多个方向改变，其中一小部分后向散射光经分光镜反射后与参考光汇合，称为探测臂，由于在相干长度内，因而在探测器上产生干涉现象。利用快速扫描延迟线或步进电机控制参考镜沿着光路方向轴向匀速运动，则探测光也以同样的速度沿着样品的深度方向运动，这样就实现了对样品的深度扫描，也称为A扫描。类似的，把样品臂沿着垂直于光路方向作平移运动则完成了对样品的B扫描，重复B扫描可以得到一幅样品对应深度的二文扫描图像，A扫描和B扫描配合就可以得到样品的三文成像图[12]。
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