生物组织成像技术文献综述和参考文献
1991年，美国麻省理工大学的D.Huang等人首次提出了光学相干层析技术的概念，并通过实验成功演示了人类视网膜和动脉粥样硬化噬菌斑的活体成像，所用光源选用830nm的超辐射发光二极管（SLD），轴向分辨率10μm[1]。此后，OCT技术得到了突飞猛进的发展，不论是其分辨率还是性能上都有了很大的提高和发展。由于超连续谱光源的特殊性能促进了OCT技术的高性能、低成本和实用化。国外利用超连续谱光源作为OCT相干光源的研究开展较早，且内容丰富。论文网
2001年麻省理工大学I.Hartl等人首次报道了基于光子晶体光纤超连续谱光源的OCT系统。超连续谱为1.3μm附近带宽为370nm的宽带光谱，用来成像以后，在空气中得到了2.5μm的纵向分辨率，在生物组织中得到了2μm的纵向分辨率。指出了超连续谱OCT在临床医学方面的应用潜力及高分辨率[2]。
2002年，奥地利文也纳大学B.Povazay等人利用10fs钛宝石激光器泵浦光子晶体光纤，得到了550nm～950nm的超连续谱，之后用作OCT光源，得到了自由空间的轴向分辨率为0.75μm，在生物组织中约为0.5μm[3]。
前期的报道由于飞秒激光在反常色散区泵浦光子晶体光纤，超连续谱产生过程中孤子机制非常明显，不稳定的孤子将会导致严重的光谱变化，从而影响了在OCT中的应用。所以，对超连续谱光源提出了更高的要求。2004年，美国麻省理工学院利用被动锁模掺铒光纤激光器泵浦正常色散光纤，得到了38mW的180nm带宽的超连续谱，并利用此光源实现高速实时高分辨率的OCT成像。通过对人体皮肤的OCT成像，得到了纵向约5.5μm的分辨率及99dB的敏感度[4]。
2005年，美国加利福尼亚大学贝克曼激光研究与生物工程系Y.Wang等人，利用单模光纤的自相位调制效应产生超连续谱，降低了光谱的噪声，飞秒激光的相干长度由35μm缩短至3.7μm，实现了高的成像分辨率，并且与基于光子晶体光纤的成像能力进行比较。结果表明，光子晶体光纤在高散射生物组织成像中受到限制，尽管有较高的分辨率但不适用于高速成像[5]。同时指出低噪声的光对快速、高分辨率OCT的重要性。
2007年美国凯斯西储大学生物医学工程系H.Wang等人用1059nm的飞秒激光泵浦双零色散点光子晶体光纤，得到了一种830nm和1300nm双频段超连续谱光源，通过泵浦脉宽压缩，产生的超连续谱非常平滑且为类高斯型，将其用于OCT中，对人体结肠癌组织进行体外OCT成像，在830nm处实现纵向分辨率为2.8μm，在1300nm处为4.5μm[6]。同年7月美国伊利诺伊大学生物光子学成像实验室H.Tu等人提出了一种基于正常色散非线性光纤产生超连续谱稳定性的方案，为OCT系统提供了更加稳定的超连续谱光源[7]。
2008年，瑞士量子电子学研究所物理系M.C.Stumpf等人利用被动锁模铒镱共掺飞秒光纤激光器泵浦色散管理高非线性光纤，得到了一种紧凑型的、光谱范围覆盖1150nm～2400nm的超连续谱光源。由于在多数的生物组织中，光学后向散射在长波方向大大降低，将此1.5μm附近的超连续谱光源用于OCT中，可以有更深的穿透深度。在OCT实验中得到了3.5μm的纵向分辨率[8]。
2011年美国亚利桑那大学光学科学学院K.Kieu等人利用紧凑的光纤超连续谱光源构建了一种全反射式的OCT，系统中只用了反射式的光学元件，避免了色散的影响，得到了纵向分辨率为1.5μm，在中心波长1300nm处的动态范围为87dB[9]。2012年，日本名古屋大学电子工程与计算机科学系S.Ishida定量的比较了5个不同波长范围内的超连续谱光源在OCT应用中对穿透深度的影响。比较了0.8μm、1.06μm、1.3μm、1.55μm及1.7μm处对超高分辨率OCT穿透深度的影响，指出在800nm和1700nm处的图像对比度最高[10]。
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