光相干斷層掃描成像（optical coherence tomography，OCT）是一種無創、快速的光學醫學診斷成像模式，已成為生物醫學領域的研究熱點。近年來，許多功能性 OCT 技術不斷涌現，包括多普勒 OCT、偏振敏感 OCT、光譜 OCT、光相干斷層掃描彈性成像等。這些新技術為觀察、理解組織活動提供了當前其他成像技術所無法實現的新方法，從而拓寬了 OCT 技術在臨床的應用前景。
引用本文： 呂淑媛, 張明. 光相干斷層掃描成像技術的進化. 華西醫學, 2018, 33(11): 1344-1348. doi: 10.7507/1002-0179.201811087 復制
光相干斷層掃描成像（optical coherence tomography，OCT）是一種實時、快速、無創的光學醫學診斷成像模式，它基于反射弱相干干涉原理，通過測量樣品光與參考光的干涉信號來獲得樣品的深度信息，實現活體內結構的二維斷面及三維容積成像[1-2]，使生物系統內部微觀結構的可視化成為可能。OCT 技術發明于 20 世紀 90 年代初，其最初的理念是實現無創光學活檢[1]，即組織微觀結構的原位成像，其成像分辨率接近組織學檢查但不需要進行有創的組織切片和后續處理。為了實現這個具有挑戰性的目標，OCT 技術的研究長期致力于提高成像分辨率、提高數據采集速度、優化組織穿透性能（增加掃描深度）以及增強對比度等，并取得了長足的進展。近年來研發的醫療設備及人機交互端口易化了 OCT 在各個醫療領域的廣泛應用，使得通過導管、內鏡、成像探頭等實現的人體內器官的 OCT 成為可能。基于這一背景，OCT 成為過去幾十年中最具創新性和快速發展的光學成像模式之一，在開發不到 20 年的時間里，從時域 OCT（time domain OCT，TD-OCT）到傅立葉域 OCT（Fourier domain OCT，FD-OCT），其軸向分辨率已經提高了 10 倍以上，成像速度提高了上千倍，圖像對比度大大提高。近年來，OCT 技術正在從單純結構成像 OCT 向功能和結構綜合成像的 OCT 發展，許多基于擴展特性的功能性 OCT 不斷涌現，如多普勒 OCT（Doppler OCT，DOCT）、偏振敏感 OCT（polarization-sensitive OCT，PS-OCT）、光譜 OCT（spectroscopic OCT，SOCT）、OCT 彈性成像（optical coherence tomographic elastography，OCTE）等，在成像的同時，亦可提供組織的光譜學特性、雙折射特性、血流動力學及生理學特點等，這種功能性的擴展不但有助于進一步提高圖像對比度，還能夠通過局部代謝特點或功能狀態的不同，為區分病灶和正常組織提供參考依據，有助于提高早期診斷率及更好地理解疾病的發病機制。
1 OCT 的成像原理及分類
1.1 TD-OCT 的原理
TD-OCT 系統的核心是一個寬帶光源照明的邁克爾遜干涉儀及光電探測器，寬帶光源發出的光經分光器分為 2 束，分別進入參考臂和樣品臂[2-4]。樣品光束從待檢查組織返回，經分光器由顯微鏡接口的光學器件傳入處理單元的光電探測器，處理單元可對返回的樣品光束和參考光束進行干涉處理，計算參考光束和樣品光束的光程差，只有當參考光束與樣品光束的光程相等，即光程差為 0 時，才能獲得樣品的深度信息[2, 4]，通過計算樣品光束與參考光束返回的時間差獲取組織反射的幅度和時間延遲信息，經計算機處理后得到該組織的二維圖像[5]。TD-OCT 系統因需要參考臂的機械移動在樣品深度方向進行縱向掃描，通過控制參考臂的光程來實現光程匹配，且干涉信號是由處理單元內的光電探測器進行逐一采集，降低了系統的掃描和成像速度[3]。
眼科是 OCT 應用最早的領域，美國麻省理工學院的 Huang 等[6]于 1991 年搭建了第 1 套 TD-OCT 系統，并利用該技術對離體的人類視網膜和冠狀動脈組織進行成像，在 830 nm 波長下的圖片組織軸向分辨率為 15 μm，軸向掃描速度為 2 次/s，這一實驗顯示了 OCT 在透明組織和光散射組織中的成像性能，也使得眼部和血管內成像成為當時 OCT 在臨床中的主要應用領域[7]。開發用于臨床的原型機是實現眼科早期臨床研究的關鍵，美國麻省理工學院的 Eric Swanson 研究團隊在上世紀 90 年代中期構建了一臺 OCT 原型機，該機器軸向掃描速率達到 130 Hz，成像深度為 1 mm，該儀器在新英格蘭眼科中心被用于第 1 個關于 OCT 的眼科臨床試驗，對數千名患者進行成像[8-10]。1996 年，第 1 代 OCT（Carl Zeiss Meditec）被正式用于眼科疾病的診斷，這一早期設備的軸向分辨率達 10 μm，掃描速度可達100 A-scan/s[7]。第 2 代 OCT 在第 1 代 OCT 的基礎上增加了幾個掃描及分析模式，但總的來說這 2 代 OCT 掃描速度較慢、掃描分析模式較少，故很快被第 3 代 OCT 取代[5]。第 3 代 OCT—Stratus OCT 于 2002 年推出，它在保留原有分辨率的基礎上，將掃描速度提高至 400 A-scan/s[5, 11]，進而增加了圖像的像素密度，提高了成像效率，且提供了豐富的掃描和分析模式，使臨床操作更加簡易，分析結果更為直觀，使 OCT 迅速成為眼科疾病診斷及隨訪的常規參考[1, 12]。
1.2 FD-OCT 的原理
FD-OCT 系統由光源、邁克爾遜干涉儀、探測器組成[4-5]，樣品光束返回后與參考光束匯合并進行干涉，探測到的光譜干涉信號傳送至計算機進行處理后得到組織的圖像。該系統中，沿探測光束傳播方向的位置信息隱藏于干涉條紋的頻率信息中，參考臂的位置是固定不變的，即無須縱向掃描的來回移動，直接探測樣品臂和參考臂反射光的干涉光譜，然后經過傅里葉變換即可獲得樣品的深度信息（A-scan）[2]，不涉及直接物理位移，故大大提高了系統的圖像采集速度；另一方面，與 TD-OCT 系統中只有光程匹配的部分樣品光束參與干涉成像不同，FD-OCT 中穿透整個樣品深度范圍返回的光均參與產生干涉光譜信號[3]，提高了圖像的信噪比，從而使成像敏感性得以提高。FD-OCT 系統目前主要分為譜域 OCT（spectral domain OCT，SD-OCT）和掃頻光源 OCT（swept source OCT，SS-OCT），主要區別在于使用的光源和探測器。SD-OCT 使用寬帶光源，用基于快速線陣探測器（如電荷耦合元件或互補金屬氧化物半導體線陣掃描相機）[3, 13-17]的光譜儀探測干涉光譜信號；SS-OCT 利用窄帶寬的掃頻激光光源，用光電二極管或光電探測器探測干涉光譜信號[2, 18-20]，由于其不依賴于光譜儀和線陣掃描相機，其工作波長和掃描速度不受線陣掃描相機的限制，故 SS-OCT 掃描速度更快，且能夠利用更長的光源波長，從而能進一步增加掃描深度和范圍。
SD-OCT 于 1995 年由 Fercher 等[13]首次提出，并于 2002 年由 Wojtkowski 等[14]首次展示了 SD-OCT 的視網膜成像，證明了該技術在視網膜成像中的可行性及廣闊前景。在 Nassif 等[21]的研究中，其速度可達 29 000 A-scan/s，軸向分辨率達 6 μm；Cense 等[16]展示了利用多路超發光二極管光源的超高分辨率 SD-OCT 的視網膜成像，其組織分辨率可達 3.5 μm，掃描速度為 14 600 A-scan/s；Wojtkowski 等[17]利用飛秒激光光源構建的超高分辨率視網膜成像系統有 2.1 μm 的組織分辨率和 19 000 A-scan/s 的軸向掃描速率；2008 年，Potsaid 等[22]利用互補金屬氧化物半導體線陣掃描相機將軸向掃描速度提高到 312 500 A-scan/s。與 TD-OCT 相比，其掃描速度提高了 50～100 倍，高速的掃描增加了軸向掃描的數量和 B-scan 中的像素數量，提高了圖像分辨率；另一方面，以往的 TD-OCT 因掃描速度及分辨率限制，在有限的時間內只能獲得有限而分離的截面圖，而 SD-OCT 的高速及高分辨率掃描能在短時間內獲得大量 B-scan，使得基于 B-scan 的 3D 容積掃描得以實現。分辨率越高，像素數量多，對視網膜內部各層結構及細微病變的顯示越清晰敏感，這一性能的提高有望為疾病早期診斷和隨訪提供參考。
SS-OCT 最早于 1997 年由 Chinn 等[18]和 Golubovic 等[23]報道，但在當時受可用激光光源的限制，SS-OCT 在敏感性和速度方面的優勢并未得以體現。從 2003 年開始，基于半導體光放大器的新型掃頻光源開始出現[3]，為提高 OCT 的掃描速度提供了新思路，也廣泛引起了各個研究小組的興趣。Yun 等[19]在 2003 年通過運用多面鏡快速旋轉的掃頻光源，達到了 13～14 μm 的軸向分辨率和19 000 A-scan/s 的掃描速度，并于 2005 年提高到了 115 000 A-scan/s[24]；Srinivasan 等[25]報道 SS-OCT 的掃描速度高達 249 000 A-scan/s，軸向分辨率高達 2.6 μm。這與 SD-OCT 相比無疑是巨大的提高，如此高的成像速度使得密集的光柵掃描成為可能，從而能夠得到更準確詳細的 3D-OCT 數據，經程序處理后可以得到任意層面的視網膜橫斷面圖像及透視圖像；另一方面，高速成像減少了運動偽影的影響，對于固視不好、淚膜不穩定等患者具有更好的成像效果；此外 SS-OCT 的光源波長更長，從而具備更深的探測深度，不僅能夠對以往就能觀察到的視網膜各層結構有更好的顯示，還使以往顯示不佳、位于更深層的脈絡膜結構得以被呈現[26]。
2 功能性 OCT 的發展
近年來，OCT 技術正在從單純結構成像 OCT 向功能和結構綜合成像的 OCT 發展，這些功能性 OCT 在 TD-OCT 和 SD-OCT 的基礎上對系統進行改動，根據側重組織器官功能的不同，衍生出各種功能性 OCT，如測量組織偏振特性的 PS-OCT、測量粒子流速特性的 DOCT、測量組織吸收光譜特性的 SOCT、測量組織彈性的 OCTE 等[2, 5, 27]，這些特性變化可出現于結構變化之前，有助于早期區分異常組織，為提高早期診斷率和理解病變區域的病理生理學變化提供依據。
2.1 DOCT
DOCT 可以說是應用最廣泛的功能性 OCT，DOCT 血管成像已成為基于 OCT 的血管成像技術的范例，它不僅能實時、無創地提供視網膜的血管信息，還能動態觀察視網膜及病灶中的血流動力學變化情況，獲得較為準確的血管及血流量信息，為尋找潛在病灶、早期診斷和隨訪提供更多參考指標。
類似于聲學的多普勒效應，DOCT 可以通過測量粒子散射光的頻移來獲得樣品中移動粒子的實際速度[27]。在試驗條件下，研究者已在許多人類組織模型和小動物中進行了 DOCT 的成像研究：Larina 等[28]在 2009 年使用 SS-DOCT 對存活鼠胚胎的心跳和血流進行成像和分析研究，分辨率已達到單個細胞水平；Peterson 等[29]在 2012 年對鵪鶉胚胎發育過程中心臟的剪切應力進行了測量。在實際應用方面：Wang 等[30]于 2009 年利用 DOCT 測量了正常人視網膜的總血流量，其結果與之前報道的利用激光多普勒流量計測得的健康受試者全視網膜靜脈流量范圍相符[31-33]；Yazdanfar 等[34]在 2003 年利用 TD-DOCT 系統首次在體展示了人視網膜血管的 DOCT 彩色圖像；White 等[35]在同年首次以 SD-OCT 系統在體展示了人視網膜血管的 DOCT 圖像，掃描速率達 29 000 A-scan/s。具有 DOCT 模式的商業化系統也已問世，如美國 Thorlabs 公司開發的 930 nm 光源的 SD-OCT 系統和 1 300 nm 光源的 SS-OCT 系統，以及美國 Optovue 公司開發的 Angiovue OCT 血管成像系統，實現了視網膜血管的三維可視化[27]。
2.2 PS-OCT
PS-OCT 是另一個廣泛應用的功能性 OCT 技術，與傳統 OCT 系統相比，其在激光發生裝置和信號裝置上各增加了一個偏光器[5]，通過收集提取組織中具有偏振特性樣品的背向散射光的偏振態信息進行成像，從而可以檢測樣品的雙折射特性[27]，揭示組織的結構、功能等其他方面的變化。
1992 年，Hee 等[36]證明了離體小牛冠狀動脈組織的雙折射特性；Yamanari 等[37]于 2008 年研制了一套基于 SS-OCT 的 PS-OCT 系統，波長 1 310 nm，掃頻速率 20 kHz，這一系統成功對雞的離體胸肌和人類角膜進行成像。某些疾病相關的組織結構變化可引起組織雙折射特性的變化，PS-OCT 可檢測這種變化，探測潛在的病灶，并對病變程度進行評估：Park 等[38]在 2001 年利用這一特性對皮膚組織熱損傷的深度和程度進行了觀察和評估；Lammer 等[39]在 2014 年的研究成果展示了利用 PS-OCT 對 16 例糖尿病性黃斑水腫患者眼底硬性滲出的成像，該結果與彩色眼底照片中的人工評估結果相符。對于膠原、膽固醇結晶、軟骨、牙齒、血管壁、神經纖維等具有雙折射性質的組織，其雙折射特性為 PS-OCT 提供了有用的成像對比機制，該特性的改變往往提示了病變的可能，為診斷疾病、評估損傷和監測治療反應提供了參考。
2.3 OCTE
OCTE 基于組織的彈性性質可以改變的原則，在被檢測樣品中使用內源性對比機制，增加了外部誘導的機械刺激，從而獲得樣品的彈性信息[27]。已知腫瘤、水腫、纖維化和鈣化等都會改變細胞外基質的彈性模量，從而與樣品中的正常組織形成對比。Ford 等[40]利用 OCTE 發現角膜水腫會影響離體人類角膜的機械特性，局部橫向與軸向位移比在水腫角膜和正常角膜中存在差異，這一發現證明了 OCTE 可量化評估臨床相關的角膜機械特性；另外，OCTE 還應用于動脈粥樣硬化斑塊的評估，乳腺癌、皮膚及肺組織病變的檢測等[41-43]。
2.4 SOCT
SOCT 是 OCT 和光譜分析技術的結合[5]，利用光譜分析技術，光波的波長相關的吸收及在生物組織中的散射特性可用于獲得生物組織的相關功能參數。Faber 等[44-45]測量了氧合血紅蛋白和血紅蛋白在稀釋血液和全血中的吸收光譜，認為 SOCT 可用于血氧飽和度的評估；Graf 等[46]利用 SOCT 檢測倉鼠頰囊中的癌前病變，通過對正常和異常組織進行光譜分析，結果揭示病變組織中細胞核的平均直徑增加；Fleming 等[47]利用 SOCT 對主動脈中注射蛋黃醬的豬模型進行檢測，證實了 SOCT 探測膽固醇的準確性，為 SOCT 檢測動脈內斑塊提供了實驗基礎。雖然迄今為止關于 SOCT 的研究僅限于組織模型和動物模型，SOCT 仍處于臨床應用的初級階段，但該技術已在評估生物組織的功能參數方面顯示了良好的應用前景。
3 展望
OCT 技術自發明以來，得到了廣泛關注，其顯著的科研及應用價值使其成為過去幾十年中最具創新性和快速發展的光學成像模式之一，隨著其成像分辨率的提高、掃描速度的加快、組織穿透性的增強及圖像對比度的優化，加之各種擴展特性的不斷涌現，其在生物醫學領域的影響亦將不斷深化。
光相干斷層掃描成像（optical coherence tomography，OCT）是一種實時、快速、無創的光學醫學診斷成像模式，它基于反射弱相干干涉原理，通過測量樣品光與參考光的干涉信號來獲得樣品的深度信息，實現活體內結構的二維斷面及三維容積成像[1-2]，使生物系統內部微觀結構的可視化成為可能。OCT 技術發明于 20 世紀 90 年代初，其最初的理念是實現無創光學活檢[1]，即組織微觀結構的原位成像，其成像分辨率接近組織學檢查但不需要進行有創的組織切片和后續處理。為了實現這個具有挑戰性的目標，OCT 技術的研究長期致力于提高成像分辨率、提高數據采集速度、優化組織穿透性能（增加掃描深度）以及增強對比度等，并取得了長足的進展。近年來研發的醫療設備及人機交互端口易化了 OCT 在各個醫療領域的廣泛應用，使得通過導管、內鏡、成像探頭等實現的人體內器官的 OCT 成為可能。基于這一背景，OCT 成為過去幾十年中最具創新性和快速發展的光學成像模式之一，在開發不到 20 年的時間里，從時域 OCT（time domain OCT，TD-OCT）到傅立葉域 OCT（Fourier domain OCT，FD-OCT），其軸向分辨率已經提高了 10 倍以上，成像速度提高了上千倍，圖像對比度大大提高。近年來，OCT 技術正在從單純結構成像 OCT 向功能和結構綜合成像的 OCT 發展，許多基于擴展特性的功能性 OCT 不斷涌現，如多普勒 OCT（Doppler OCT，DOCT）、偏振敏感 OCT（polarization-sensitive OCT，PS-OCT）、光譜 OCT（spectroscopic OCT，SOCT）、OCT 彈性成像（optical coherence tomographic elastography，OCTE）等，在成像的同時，亦可提供組織的光譜學特性、雙折射特性、血流動力學及生理學特點等，這種功能性的擴展不但有助于進一步提高圖像對比度，還能夠通過局部代謝特點或功能狀態的不同，為區分病灶和正常組織提供參考依據，有助于提高早期診斷率及更好地理解疾病的發病機制。
1 OCT 的成像原理及分類
1.1 TD-OCT 的原理
TD-OCT 系統的核心是一個寬帶光源照明的邁克爾遜干涉儀及光電探測器，寬帶光源發出的光經分光器分為 2 束，分別進入參考臂和樣品臂[2-4]。樣品光束從待檢查組織返回，經分光器由顯微鏡接口的光學器件傳入處理單元的光電探測器，處理單元可對返回的樣品光束和參考光束進行干涉處理，計算參考光束和樣品光束的光程差，只有當參考光束與樣品光束的光程相等，即光程差為 0 時，才能獲得樣品的深度信息[2, 4]，通過計算樣品光束與參考光束返回的時間差獲取組織反射的幅度和時間延遲信息，經計算機處理后得到該組織的二維圖像[5]。TD-OCT 系統因需要參考臂的機械移動在樣品深度方向進行縱向掃描，通過控制參考臂的光程來實現光程匹配，且干涉信號是由處理單元內的光電探測器進行逐一采集，降低了系統的掃描和成像速度[3]。
眼科是 OCT 應用最早的領域，美國麻省理工學院的 Huang 等[6]于 1991 年搭建了第 1 套 TD-OCT 系統，并利用該技術對離體的人類視網膜和冠狀動脈組織進行成像，在 830 nm 波長下的圖片組織軸向分辨率為 15 μm，軸向掃描速度為 2 次/s，這一實驗顯示了 OCT 在透明組織和光散射組織中的成像性能，也使得眼部和血管內成像成為當時 OCT 在臨床中的主要應用領域[7]。開發用于臨床的原型機是實現眼科早期臨床研究的關鍵，美國麻省理工學院的 Eric Swanson 研究團隊在上世紀 90 年代中期構建了一臺 OCT 原型機，該機器軸向掃描速率達到 130 Hz，成像深度為 1 mm，該儀器在新英格蘭眼科中心被用于第 1 個關于 OCT 的眼科臨床試驗，對數千名患者進行成像[8-10]。1996 年，第 1 代 OCT（Carl Zeiss Meditec）被正式用于眼科疾病的診斷，這一早期設備的軸向分辨率達 10 μm，掃描速度可達100 A-scan/s[7]。第 2 代 OCT 在第 1 代 OCT 的基礎上增加了幾個掃描及分析模式，但總的來說這 2 代 OCT 掃描速度較慢、掃描分析模式較少，故很快被第 3 代 OCT 取代[5]。第 3 代 OCT—Stratus OCT 于 2002 年推出，它在保留原有分辨率的基礎上，將掃描速度提高至 400 A-scan/s[5, 11]，進而增加了圖像的像素密度，提高了成像效率，且提供了豐富的掃描和分析模式，使臨床操作更加簡易，分析結果更為直觀，使 OCT 迅速成為眼科疾病診斷及隨訪的常規參考[1, 12]。
1.2 FD-OCT 的原理
FD-OCT 系統由光源、邁克爾遜干涉儀、探測器組成[4-5]，樣品光束返回后與參考光束匯合并進行干涉，探測到的光譜干涉信號傳送至計算機進行處理后得到組織的圖像。該系統中，沿探測光束傳播方向的位置信息隱藏于干涉條紋的頻率信息中，參考臂的位置是固定不變的，即無須縱向掃描的來回移動，直接探測樣品臂和參考臂反射光的干涉光譜，然后經過傅里葉變換即可獲得樣品的深度信息（A-scan）[2]，不涉及直接物理位移，故大大提高了系統的圖像采集速度；另一方面，與 TD-OCT 系統中只有光程匹配的部分樣品光束參與干涉成像不同，FD-OCT 中穿透整個樣品深度范圍返回的光均參與產生干涉光譜信號[3]，提高了圖像的信噪比，從而使成像敏感性得以提高。FD-OCT 系統目前主要分為譜域 OCT（spectral domain OCT，SD-OCT）和掃頻光源 OCT（swept source OCT，SS-OCT），主要區別在于使用的光源和探測器。SD-OCT 使用寬帶光源，用基于快速線陣探測器（如電荷耦合元件或互補金屬氧化物半導體線陣掃描相機）[3, 13-17]的光譜儀探測干涉光譜信號；SS-OCT 利用窄帶寬的掃頻激光光源，用光電二極管或光電探測器探測干涉光譜信號[2, 18-20]，由于其不依賴于光譜儀和線陣掃描相機，其工作波長和掃描速度不受線陣掃描相機的限制，故 SS-OCT 掃描速度更快，且能夠利用更長的光源波長，從而能進一步增加掃描深度和范圍。
SD-OCT 于 1995 年由 Fercher 等[13]首次提出，并于 2002 年由 Wojtkowski 等[14]首次展示了 SD-OCT 的視網膜成像，證明了該技術在視網膜成像中的可行性及廣闊前景。在 Nassif 等[21]的研究中，其速度可達 29 000 A-scan/s，軸向分辨率達 6 μm；Cense 等[16]展示了利用多路超發光二極管光源的超高分辨率 SD-OCT 的視網膜成像，其組織分辨率可達 3.5 μm，掃描速度為 14 600 A-scan/s；Wojtkowski 等[17]利用飛秒激光光源構建的超高分辨率視網膜成像系統有 2.1 μm 的組織分辨率和 19 000 A-scan/s 的軸向掃描速率；2008 年，Potsaid 等[22]利用互補金屬氧化物半導體線陣掃描相機將軸向掃描速度提高到 312 500 A-scan/s。與 TD-OCT 相比，其掃描速度提高了 50～100 倍，高速的掃描增加了軸向掃描的數量和 B-scan 中的像素數量，提高了圖像分辨率；另一方面，以往的 TD-OCT 因掃描速度及分辨率限制，在有限的時間內只能獲得有限而分離的截面圖，而 SD-OCT 的高速及高分辨率掃描能在短時間內獲得大量 B-scan，使得基于 B-scan 的 3D 容積掃描得以實現。分辨率越高，像素數量多，對視網膜內部各層結構及細微病變的顯示越清晰敏感，這一性能的提高有望為疾病早期診斷和隨訪提供參考。
SS-OCT 最早于 1997 年由 Chinn 等[18]和 Golubovic 等[23]報道，但在當時受可用激光光源的限制，SS-OCT 在敏感性和速度方面的優勢并未得以體現。從 2003 年開始，基于半導體光放大器的新型掃頻光源開始出現[3]，為提高 OCT 的掃描速度提供了新思路，也廣泛引起了各個研究小組的興趣。Yun 等[19]在 2003 年通過運用多面鏡快速旋轉的掃頻光源，達到了 13～14 μm 的軸向分辨率和19 000 A-scan/s 的掃描速度，并于 2005 年提高到了 115 000 A-scan/s[24]；Srinivasan 等[25]報道 SS-OCT 的掃描速度高達 249 000 A-scan/s，軸向分辨率高達 2.6 μm。這與 SD-OCT 相比無疑是巨大的提高，如此高的成像速度使得密集的光柵掃描成為可能，從而能夠得到更準確詳細的 3D-OCT 數據，經程序處理后可以得到任意層面的視網膜橫斷面圖像及透視圖像；另一方面，高速成像減少了運動偽影的影響，對于固視不好、淚膜不穩定等患者具有更好的成像效果；此外 SS-OCT 的光源波長更長，從而具備更深的探測深度，不僅能夠對以往就能觀察到的視網膜各層結構有更好的顯示，還使以往顯示不佳、位于更深層的脈絡膜結構得以被呈現[26]。
2 功能性 OCT 的發展
近年來，OCT 技術正在從單純結構成像 OCT 向功能和結構綜合成像的 OCT 發展，這些功能性 OCT 在 TD-OCT 和 SD-OCT 的基礎上對系統進行改動，根據側重組織器官功能的不同，衍生出各種功能性 OCT，如測量組織偏振特性的 PS-OCT、測量粒子流速特性的 DOCT、測量組織吸收光譜特性的 SOCT、測量組織彈性的 OCTE 等[2, 5, 27]，這些特性變化可出現于結構變化之前，有助于早期區分異常組織，為提高早期診斷率和理解病變區域的病理生理學變化提供依據。
2.1 DOCT
DOCT 可以說是應用最廣泛的功能性 OCT，DOCT 血管成像已成為基于 OCT 的血管成像技術的范例，它不僅能實時、無創地提供視網膜的血管信息，還能動態觀察視網膜及病灶中的血流動力學變化情況，獲得較為準確的血管及血流量信息，為尋找潛在病灶、早期診斷和隨訪提供更多參考指標。
類似于聲學的多普勒效應，DOCT 可以通過測量粒子散射光的頻移來獲得樣品中移動粒子的實際速度[27]。在試驗條件下，研究者已在許多人類組織模型和小動物中進行了 DOCT 的成像研究：Larina 等[28]在 2009 年使用 SS-DOCT 對存活鼠胚胎的心跳和血流進行成像和分析研究，分辨率已達到單個細胞水平；Peterson 等[29]在 2012 年對鵪鶉胚胎發育過程中心臟的剪切應力進行了測量。在實際應用方面：Wang 等[30]于 2009 年利用 DOCT 測量了正常人視網膜的總血流量，其結果與之前報道的利用激光多普勒流量計測得的健康受試者全視網膜靜脈流量范圍相符[31-33]；Yazdanfar 等[34]在 2003 年利用 TD-DOCT 系統首次在體展示了人視網膜血管的 DOCT 彩色圖像；White 等[35]在同年首次以 SD-OCT 系統在體展示了人視網膜血管的 DOCT 圖像，掃描速率達 29 000 A-scan/s。具有 DOCT 模式的商業化系統也已問世，如美國 Thorlabs 公司開發的 930 nm 光源的 SD-OCT 系統和 1 300 nm 光源的 SS-OCT 系統，以及美國 Optovue 公司開發的 Angiovue OCT 血管成像系統，實現了視網膜血管的三維可視化[27]。
2.2 PS-OCT
PS-OCT 是另一個廣泛應用的功能性 OCT 技術，與傳統 OCT 系統相比，其在激光發生裝置和信號裝置上各增加了一個偏光器[5]，通過收集提取組織中具有偏振特性樣品的背向散射光的偏振態信息進行成像，從而可以檢測樣品的雙折射特性[27]，揭示組織的結構、功能等其他方面的變化。
1992 年，Hee 等[36]證明了離體小牛冠狀動脈組織的雙折射特性；Yamanari 等[37]于 2008 年研制了一套基于 SS-OCT 的 PS-OCT 系統，波長 1 310 nm，掃頻速率 20 kHz，這一系統成功對雞的離體胸肌和人類角膜進行成像。某些疾病相關的組織結構變化可引起組織雙折射特性的變化，PS-OCT 可檢測這種變化，探測潛在的病灶，并對病變程度進行評估：Park 等[38]在 2001 年利用這一特性對皮膚組織熱損傷的深度和程度進行了觀察和評估；Lammer 等[39]在 2014 年的研究成果展示了利用 PS-OCT 對 16 例糖尿病性黃斑水腫患者眼底硬性滲出的成像，該結果與彩色眼底照片中的人工評估結果相符。對于膠原、膽固醇結晶、軟骨、牙齒、血管壁、神經纖維等具有雙折射性質的組織，其雙折射特性為 PS-OCT 提供了有用的成像對比機制，該特性的改變往往提示了病變的可能，為診斷疾病、評估損傷和監測治療反應提供了參考。
2.3 OCTE
OCTE 基于組織的彈性性質可以改變的原則，在被檢測樣品中使用內源性對比機制，增加了外部誘導的機械刺激，從而獲得樣品的彈性信息[27]。已知腫瘤、水腫、纖維化和鈣化等都會改變細胞外基質的彈性模量，從而與樣品中的正常組織形成對比。Ford 等[40]利用 OCTE 發現角膜水腫會影響離體人類角膜的機械特性，局部橫向與軸向位移比在水腫角膜和正常角膜中存在差異，這一發現證明了 OCTE 可量化評估臨床相關的角膜機械特性；另外，OCTE 還應用于動脈粥樣硬化斑塊的評估，乳腺癌、皮膚及肺組織病變的檢測等[41-43]。
2.4 SOCT
SOCT 是 OCT 和光譜分析技術的結合[5]，利用光譜分析技術，光波的波長相關的吸收及在生物組織中的散射特性可用于獲得生物組織的相關功能參數。Faber 等[44-45]測量了氧合血紅蛋白和血紅蛋白在稀釋血液和全血中的吸收光譜，認為 SOCT 可用于血氧飽和度的評估；Graf 等[46]利用 SOCT 檢測倉鼠頰囊中的癌前病變，通過對正常和異常組織進行光譜分析，結果揭示病變組織中細胞核的平均直徑增加；Fleming 等[47]利用 SOCT 對主動脈中注射蛋黃醬的豬模型進行檢測，證實了 SOCT 探測膽固醇的準確性，為 SOCT 檢測動脈內斑塊提供了實驗基礎。雖然迄今為止關于 SOCT 的研究僅限于組織模型和動物模型，SOCT 仍處于臨床應用的初級階段，但該技術已在評估生物組織的功能參數方面顯示了良好的應用前景。
3 展望
OCT 技術自發明以來，得到了廣泛關注，其顯著的科研及應用價值使其成為過去幾十年中最具創新性和快速發展的光學成像模式之一，隨著其成像分辨率的提高、掃描速度的加快、組織穿透性的增強及圖像對比度的優化，加之各種擴展特性的不斷涌現，其在生物醫學領域的影響亦將不斷深化。