1.简介光学相干断层扫描(oct)是一种成像模式，能够获取组织反射率的图像，作为样品上深度和横向位置的函数。这些横截面图像的典型轴向分辨率为10 μm，横向分辨率为30 μm，可提供有关微观建筑形态的*信息。oct的另一个优点是它是一种非接触式成像方式。此特性使在眼睛上使用oct变得很方便，它已成为成像视网膜形态的金标准，并进一步为眼前节研究获得了巨大的吸引力。oct也被利用来良好效果用于成像在大面积皮肤上。
oct的这些外部临床应用可能代表了“冰山一角”，因为如果可以在体内使用该技术，则存在巨大的疾病诊断机会。医学上一个不可辩驳的概念是，如果癌症在转移之前就被早期发现和治疗，则基本上可以治愈癌症。这些癌症中的绝大多数来自上皮表面，这些表面排列在胃肠道，肺部，导管，妇科和尿路上皮的内部器官中。目前，用于早期诊断的金标准是视频内窥镜/*/*以及活检视觉可疑病变。由于这些病变通常远远低于内窥镜检查的分辨率，并且经常位于上皮表面之下，黄金标准常常不能作为早期发现的手段。如果将oct用作内窥镜探针并用于获取整个腔器官的显微图像，那么当可以部署治愈性干预措施时，可能可以检测到这些恶变前或早期癌症。该机会不限于腔内器官，因为可以在*检查期间利用探针来达到相同的效果。
oct的另一个重要潜在作用是获取无法轻易可视化或安全活检的组织的组织形态学信息。这种情况的一个很好的例子是在冠状动脉系统中，在oct之前，介入指导是基于血管造影或血管内超声(ivus)提供的低分辨率横截面图像的管腔轮廓。oct具有可视化微观建筑特征的能力，可以改变临床医生干预的精确度，并且可以更好地确定要治疗的动脉粥样硬化斑块。这些相同的原理适用于无法轻易或安全地进行活检的其他器官，例如大脑和胰腺。
认识到在内部器官系统中获得这些图像的潜在好处，研究人员花费了近20年的时间开发了可以插入体内的oct探针。早的此类探针基于类似于ivus的旋转扫描范例。这些探头中的远侧光学器件既聚焦光束，又将其垂直重定向到探头的长轴。该设备通过在透明护套内旋转样品臂的聚焦光学器件来获得圆周截面图像。通常，将光传送到远侧光学器件的光纤被封闭在驱动轴或绕线电缆内，该驱动轴或绕线电缆将扭矩从探头的近端部分均匀地传送到远端部分。这些类型的设备还需要光学旋转结，以将来自oct系统的固定光纤发出的光耦合到探头内的旋转光纤。由于fd-oct技术因其较高的速度和灵敏度而变得越来越流行，因此除了旋转之外，许多探针中的驱动轴现在还用于沿轴平移探针。另一项进展是在导管的远端用微型电动机代替了旋转接头-驱动轴范例。这种技术的优点是探针中的扭结不影响旋转扫描。与基于驱动轴的设计相比，生成的图像具有更少的绑定伪像。
尽管螺旋扫描技术很普遍，并且包括大多数临床内窥镜oct设备，但某些应用要求沿着组织内的不同平面进行扫描。不需要光学旋转结的类似设计的线性扫描十月探针已被用于人体。一些应用，例如成像膀胱癌，宫颈癌，心肌，胃等需要向前扫描系统。使用光纤扫描系统，mems扫描镜，risley扫描仪等已经实现了用于前向成像的内窥镜技术
2. oct内窥镜的发展由于强烈的光学衰减(通常由散射引起)，当使用近红外光源(800 – 1300 nm)时，高度散射的组织中的oct成像深度被限制为〜1-2.5 mm，使其非常适合评估浅表组织，但是无法从身体外部直接进入内部器官。oct内窥镜(或导管)成为对内部器官进行oct成像的关键组件。在这篇评论文章中，我们将重点研究柔性的光纤oct内窥镜。
oct内窥镜的基本功能是将成像光束投射并聚焦到样品上，进行扫描，收集来自样品的背反射光，然后将其传输回oct干涉仪。自20年前*提出光纤扫描oct内窥镜/导管以来，已经开发并展示了许多不同类型的oct内窥镜。图1图1展示了一些设计，这些设计实质上包括用于光束传输的单模光纤(例如，当使用1300 nm光源时为smf28e)，将光束聚焦(和偏转)的微光学器件以及光束扫描设备。根据成像光束相对于探头纵轴的方向，oct内窥镜可分为侧视内窥镜(图1(a))和前视内窥镜(图1(b))。侧视内窥镜更适合于检查大面积的管腔器官，而前视内窥镜通常更适合于活检，设备放置或在oct探头和探头之间留有足够空间的治疗的图像引导需要样品表面。远端光学器件通常装在金属防护罩中，整个光纤都包裹在扭矩线圈中，以提供保护和灵活性。它还可以传递扭矩(用于探头旋转)，并允许从近端到远端线性平移(用于探头回拉)。对于实际使用，整个oct内窥镜还被包裹在透明的塑料护套中，该护套可以保护探头避免直接与体液接触，并且可以方便地进行消毒以供人类使用。根据光束扫描设备的位置，图1(c))和远端扫描探针(请参见 图1(d))。近端扫描探头对工程师来说更经济并且通常是紧凑的，而远端扫描探头则提供了更高的光束扫描速度，并小化了旋转光纤中弯曲/应力引起的折射率变化，从而使oct信号的失真小化。近端和远端扫描内窥镜的一些优缺点总结如下：表格1。
图1
(a)侧视图oct内窥镜；(b)前视内窥镜；(c)用光纤旋转接头进行近端扫描。通过向后拉旋转内窥镜进行3d成像；(d)带有微电机的远端扫描内窥镜；(e)单片全光纤微内窥镜；(f)成对角度旋转扫描前视内窥镜。pzt：锆钛酸铅；smf：单模光纤；cf：无芯纤维。
表格1近端和远端扫描内窥镜的优缺点摘要
扫描方式 小探针直径
和刚性长度 大速度 成像区 纤维应力引起的变形 费用
近端扫描 〜0.5毫米（ϕ）
〜1.0厘米（长） 约200 rps 大号
（带回扣） 中等 低（一次性）
远端扫描 〜1.5毫米（ϕ）
〜2.0厘米（长） 约4,000 rps 大号
（带回扣） 减 高
（带微电机）
2.1远端光学oct内窥镜的远端光学器件设计旨在在给定的工作距离（即光学器件的后一个表面到焦点之间的距离）上实现所需的聚焦光束光斑大小（即横向分辨率）。设计中的一个关键约束是尺寸，包括光学器件的直径和刚性长度。小直径允许将内窥镜与现有临床仪器轻松集成（例如，通过使oct探头穿过*或*的2.8 mm工作通道），而oct探头需要较短的刚性长度才能进入小内腔通过可能弯曲的路径（例如，小气道）或通过临床内窥镜的y形入口。
图中显示了一种简单实用的远端光学器件设计图1（a），其中包括玻璃棒和grin透镜。对于侧视内窥镜，使用光束反射器来偏转光束。给定尺寸限制（通常直径约为1毫米），光学设计必须充分利用微光学的有限数值孔径（na）。因此，通常使用玻璃棒（也称为棒垫片）将来自单模光纤（smf）的光束先扩展到grin透镜中。在这种设计中，可以调整两个参数，即玻璃棒的长度和grin透镜的长度，以实现所需的横向分辨率和工作距离。可以执行zemax仿真以确定目标分辨率和工作距离这两个参数的正确值。在实践中，简单的用于近轴射线光学系统的abcd矩阵方法可以方便地用于生成两个控制参数的快速估计，以及目标参数相对于控制参数的变化趋势。对于折光率的玻璃棒nr和长度zr，和折射率分布的grin透镜n(r) = ng0(1 − α2r2/2)和长度zg（其中，[r是从光轴的距离grin透镜，ng0是光轴上的折射率，和α是折射率分布常数和相关的节距数p＃由grin透镜的p# = αzg/2π），我们为远端光学器件使用以下abcd矩阵：
(acbd)=(10dw1)(100ng0)(cos(αzg)−α sin(αzg)1αsin(αzg)cos(αzg))(100nrng0)(10zr1)(100nfnr)
(1)
其中，nf是smf的折射率，而dw是工作距离。等式（1）中的矩阵从右到左分别代表（1）smf-玻璃棒界面处的折射，（2）玻璃棒内的传播，（3）玻璃棒-grin透镜界面处的折射，（4） grin透镜，（5）在grin透镜的折射-空气界面，以及（6）在空气中传播。工作距离dw可以从图像形成条件中找到b = 0聚焦光点尺寸将通过给出δx = ad0，其中d0是smf（和的模场直径d0 ≈ 9.2 μm为常用smf28e +）。光束焦点通常设置在透明塑料保护套外部约几百微米处，因此工作距离是预先确定的。然后可以通过调整玻璃棒的长度zr和grin透镜的长度zg来找到横向分辨率。
在制造内窥镜时，需要特别注意以小化后向反射。可以为远端光学器件设计实现一些实施例。一种是将smf的角度切割成8度角的端面，然后将玻璃棒的入射角抛光成8度角的端面（参见图1（a））。这两个表面在内窥镜中保持平行，并且可以通过uv固化光学胶粘剂连接在一起。这两个平行表面之间的间距也可以稍作调整，以在紫外线固化之前微调工作距离和光束形状。然后可以通过紫外线固化光学胶将玻璃棒再次与grin透镜接合。第二实施例对于反射器将具有非45°的倾斜角，以便减轻来自探头护套或样品表面的镜面反射。实际上，大约47°（或43°）的倾斜角就足够了，这可以使镜面反射从grin透镜的光轴偏移8度。另一个重要参数是grin透镜内的大光束直径，根据经验。
以上基于grin透镜的oct内窥镜设计为控制聚焦束斑尺寸和工作距离提供了极大的灵活性。然而，通过使用小的grin透镜（例如，具有250μm或350μm的直径）来制造小型内窥镜是困难的。一种新颖的单片已提出所有光纤的方法和证明用于制造微型oct内窥镜。图1（e）图1示出了设计示意图，其中，首先将smf与相同或相似直径的玻璃棒（例如，多模或无芯光纤）热熔合。然后可以通过热电弧熔化（例如，使用fusion熔接机）在玻璃棒的末端制造球形透镜，并且可以通过弧形参数（例如，球形透镜的直径）微调球形透镜的直径（确定其聚焦能力）。 （放电温度和持续时间）。然后，聚焦的光斑尺寸和工作距离由玻璃棒长度和球形透镜直径确定。对于侧视成像，可以以一定角度（例如47度或稍大一些）对球形透镜进行抛光，以地减少镜面后向反射。可以利用抛光表面的全内反射（例如，具有50度的反射角）以偏转光束以进行侧视成像。另一种方法（也是更可靠的方法）是对抛光的表面进行金属涂层（例如，150 nm厚的银，然后是150 nm厚的保护性sio），以确保出色的反射效率，即使在某些情况下探头直接与盐水或体液接触也是如此。应用程序。应该提到的是，制造参数（例如电弧放电温度和持续时间）需要以反复试验的方式确定，以实现给定融合所需的球镜直径（和形状）。150 nm厚的银，再加上150 nm厚的保护性sio2）可确保出色的反射效率，即使在某些应用中探头直接与盐水或体液接触时也是如此。应该提到的是，制造参数（例如电弧放电温度和持续时间）需要以反复试验的方式确定，以实现给定融合所需的球镜直径（和形状）。150 nm厚的银，再加上150 nm厚的保护性sio2）可确保出色的反射效率，即使在某些应用中探头直接与盐水或体液接触时也是如此。应该提到的是，制造参数（例如电弧放电温度和持续时间）需要以反复试验的方式确定，以实现给定融合所需的球镜直径（和形状）。
2.2扫描机制
侧视探头：对于侧视图oct内窥镜，可以将扫描设备放置在近端或远端。大多数oct内窥镜使用近端扫描，其中使用光纤旋转接头将来自固定源光纤的光耦合到旋转内窥镜（请参见图1（c））。旋转接头主要由一对空气耦合透镜组成。个将来自源光纤的光准直，第二个将准直的光束聚焦到内窥镜smf（图1（c））。个透镜固定在空间中，而第二个透镜安装在可通过直流电动机旋转的滚珠轴承内。高质量的旋转接头有望在感兴趣的光谱范围内具有高吞吐量（单向> 85％），低背向反射（<-55 db）和360度旋转过程中耦合效率的低变化（<10 ％峰到峰）。对于1300 nm内窥镜oct，可以购买到高性能，紧凑型光纤旋转接头（例如，prince inc.的mjpp-lapb-131-28-fa），该接头可以150-200 rps（每秒旋转）的速度运行），对应于150-200周向帧/秒的成像速度。
对于侧视探头，光束扫描还可以通过放置在远端的微型马达执行，该微型马达的轴上装有微型反射镜，用于偏转和扫描成像光束（请参见图1（d））。远端扫描地减少了纤维弯曲/应力引起的折射率变化，如近端扫描内窥镜所经历的那样。结果，可以使对oct信号/图像的失真小化。有两种类型的微型电动机可商购获得：dc微型电动机（例如，直径为0.9 mm的namiki inc.制造，转速为200 rps）和ac微型电动机（例如，kinetron bv的微型电动机）。直径小至1.0毫米，转速高达4,000 rps）。显然，与近端扫描内窥镜相比，基于微电机的远端扫描内窥镜可以更轻松地实现更高的成像速度。近期体内血管内“心跳” oct成像远端扫描探头和基于fdml的mhz扫频信号源已证明以4,000 fps的帧速率传输图像。基于微电机的远端扫描探头的主要挑战是其高成本（每个微电机的价格约为1,000至2,000美元）。另外，微型电动机通常是易碎的，特别是对可磁化材料和外部磁场高度敏感的交流微型电动机。尽管原则上可以设计直径小于1毫米的远端扫描内窥镜，但实际上这是有挑战性的，而且成本很高。
由于减少了应力引起的光纤内折射率波动，远端扫描oct内窥镜可以提供比近端扫描探头更稳定的干扰信号，使其更适合于执行相敏性oct成像，包括内窥镜血管造影和偏振敏感oct 。用于改善内窥镜oct干涉信号的稳定性的替代方法是采用共用路径内窥镜，其中两个样品和参考臂经历相同的光路长度的失真在纤维，导致没有净影响。
前瞻性探查：前向成像内窥镜沿向前方向（即沿着探头的纵轴）发射并收集光。与侧视探头相比，光束扫描在灵活紧凑的前视内窥镜中代表了巨大的挑战。基于mems的光束扫描仪是自然的选择，它通过静电或电热驱动提供高速（例如，在几khz范围内）稳定且可控的扫描图案。对于体内应用而言，驱动电压通常在大约一百伏的范围内，这是一个安全问题。但是mems技术已经发展，所需的驱动电压已通过使用热激励显着降低至几十伏特甚至几伏特。内窥镜内的成像光束，然而，通常要经过折叠的路径，从而导致在4-5.8毫米，的范围内的大直径的探针，其保持在挑战基于mems的扫描内窥镜。
一般而言，带有内置光束扫描仪的前视探头比侧视探头更复杂。1997年报道了台光纤前视扫描oct内窥镜。扫描仪是一个电磁致动器，当向线圈提供交流电流时，安装在线圈上的光纤可以在由两个小的永磁体产生的四极磁场内振荡。来自扫掠光纤的光通过微透镜聚焦到样品上。扫描速度为1 hz，大〜10 hz，可达到2.2-2.7 mm的总探头直径。另一个在khz范围内运行的光纤正视是基于管状pzt扫描仪（请参见图1（b））。当以悬臂的机械共振频率驱动pzt致动器时，通过诱导光纤悬臂的共振扫描模式来实现高速。谐振频率与悬臂长度的平方成反比。根据经验，一个1厘米长的裸露smf28光纤悬臂对应于大约1 khz的谐振频率。然后，可以通过选择合适的悬臂长度或稍微改变悬臂直径或机械模量，方便地实现几十赫兹至几千赫兹的扫描速度。除了一维扫描，还已经证明了螺旋或李沙育模式的二维扫描。探头的总直径（由管状pzt执行器的直径（1.2 – 1.5毫米）决定）约为2-2.4毫米，不是很紧凑。此外，探头的刚性长度（包括成像光学器件在内约为3.5厘米）相当长。通过使用较短的pzt管或使用新颖的向后安装方案，可以将刚性长度进一步减小到约2.0厘米。前视探头的另一种新颖的光束扫描机制是成对角度旋转扫描仪– pars（请参见图1（f）），其中一对倾斜抛光的grin透镜沿相反方向旋转。当grin透镜的旋转速度相同但方向相反时，可以在包含光轴的平面内进行扇形弧扫描（并因此投射在组织表面上的线扫描）。稳定的扫描要求两个grin透镜在旋转过程中保持出色的同心度和稳定的分离度，这可能具有挑战性。
应当提到，已经报道了基于相干成像纤维束的前视oct内窥镜。使用光纤束的概念非常吸引人，因为随后可以方便地在光纤束的近端扫描成像光束，然后将其传输到样品。但是，oct信号以及因此图像质量通常会因每个芯内的多模态以及由oct光束同时照射的芯间串扰而严重降低，这种方法很难在实践中使用。在一些特殊情况下，如角分辨低相干干涉测量法（a / lci），其只关注的角度依赖性反向散射信号强度而不是oct图像，纤维束基于内窥镜是一个很好的选择。
3d体积成像：原则上，任何能够进行一维光束扫描的内窥镜都可以执行3d体积oct成像。例如，使用侧视探头，可以通过向后拉动1d旋转探头来方便地获取3d体积数据（请参见图1（c））沿与所述旋转接头具有线性阶段，以类似的方式，如血管内超声成像。两个相邻的圆周（螺旋）扫描之间的间隔（即沿旋转轴的间距）可以通过回拉速度轻松控制。类似地，还可以通过基于pzt的1d（线）的内窥镜和拉回或不需要拉回的基于pzt的2d扫描仪的内窥镜来执行3d成像。
2.3大内腔成像的内窥镜
气囊内窥镜：当对诸如人食道之类的大腔进行成像时，在oct探头设计中必须解决额外的挑战，其中包括需要较大的工作距离（例如10-12 mm）并将探头保持在腔的中心。的球囊内窥镜已经发展到满足这些需求。气囊内窥镜示意图图2（a），其中将内窥镜放置在双腔气球的内腔内。对于食道成像，气球将通过标准*的工作通道，然后进行充气以稳定内腔并使内窥镜保持在内腔的中心。因此，oct内窥镜和球囊都需要具有较小的尺寸。再次通过将内腔内的旋转oct内窥镜向后拉来执行3d成像，同时球囊本身保持静止。远端光学器件设计基本上可以遵循与远端光学器件部分中所述相同的思想。为了将光束聚焦到距探头中心10-12 mm的位置，一种方法是采用聚焦力很低的非常薄（几百微米）的grin透镜。必须注意精确控制grin透镜的厚度，因为焦点位置和可达到的横向分辨率对此参数高度敏感。一种替代方法是使用复合微透镜，个透镜减小来自smf的束斑尺寸（例如，减小2倍），第二个透镜减小像样厚度（1-2毫米）以逐渐重新聚焦束到目标距离。第二种方法提供了更多控制权，可用于调整总体光束轮廓，以在目标工作距离上获得横向分辨率，尽管这需要额外的步骤。
图2
（a）双腔oct气囊内窥镜的示意图；（b）通过引入圆柱形反射镜进行散光校正的oct内窥镜示意图。（c）散光矫正前后的聚焦点照片。
气囊内窥镜的另一个重大挑战是严重的散光。*，透明塑料管起负圆柱透镜的作用，当从内部穿过管壁时，会导致光束沿方位角发散。对于比管子表面的曲率半径大得多的工作距离，发散更明显。对于典型的*，直径约1.5 mm的内腔会显着扭曲束的形状，从而在工作距离处产生长宽比约为40：1的椭圆形（与圆形相对）。这意味着沿方位角方向的横向分辨率降低了约40倍，并且所得到的周向oct图像实际上是多个a扫描的平均值。解决这个严重问题的一种方法是将常用的平面反射器替换为圆柱形反射器（图2（b）），这将使光束沿方位角方向预先聚焦，并补偿由气球的内腔引起的发散。如参考文献所示，在11毫米的工作距离（图2（c））。
束缚式胶囊内窥镜：尽管oct气囊内窥镜可在大范围内提供食道的出色图像，但该过程与其他临床内窥镜相似，需要受试者镇静和特殊设置。近开发了一种新型的拴系式oct胶囊内窥镜来克服这一应用障碍。系留的胶囊可以由有意识的患者吞咽，并且成像原则上可以在诊所进行，而无需镇静或特殊设置。图3（a）和3（b）分别显示了个原型的示意图和照片。胶囊的尺寸为12.8 mm x 24.8 mm（直径x长度），侧面的oct内窥镜位于胶囊的中间。通过在内窥镜通过近端的光纤旋转接头旋转内窥镜，以20帧/秒的速度以30μmx 7μm（组织的横向x轴向组织）分辨率对人进行周向成像。胶囊附有系绳。当通过自然蠕动力将胶囊吞下食道时，或者通过系绳将胶囊机械地向后拉时，就获得了3d成像数据。仔细选择胶囊的大小（特别是直径），以便能够吞咽，同时大部分食道上皮保持与胶囊表面的接触而没有太多折叠。近报道了一种创新的远端扫描系留胶囊。光束扫描是通过直径为4 mm的dc微型电动机（namiki inc.）完成的，该微型电动机在胶囊内旋转了一个90度反射镜以及一个聚焦透镜（参见无花果 3（c）和3（d））。胶囊的总尺寸为12mm×38mm（直径×长度）。高速微电机与1 mhz a扫描速率的高速可调vcsel扫频信号源一起，可实现250帧/秒的超高速成像，成像分辨率为26μmx 8.5μm（横向x轴向组织）。这种胶囊设计的一个新颖特征是其内置的微型气动波纹管，该波纹管可以以可控的速度（和螺距）平移用于3d成像的基于微电机的射束扫描仪（沿胶囊的轴），高精度人脸成像。
图3
（a）系绳近端扫描oct胶囊内窥镜的示意图和（b）的照片。（c）束缚式远端扫描oct胶囊的示意图和（d）照片。
2.4超紧凑型oct内窥镜和成像针与用于大管腔成像的球囊或胶囊内窥镜相比，另一种技术推动力是尺寸极其紧凑的内窥镜，以（1）小化探头对内腔的潜在影响和/或（2）进入较小的内腔（例如小气道）。通过将紧凑的远端光学器件封装在尖锐的皮下注射管中，探头成为成像针。oct针形探头可以对实体器官进行间隙成像，超出了传统的oct成像深度。该探针可以潜在地整合在切除*内以提供靶组织的“眼”，并指导从代表性的组织（例如，癌症的恶性组织）进行活检以提高诊断产率。图4（a）和4（b）分别显示了2000年报道的个原型oct成像针的示意图和照片，它由grin透镜和45度杆状反射镜（直径均为250μm）组成。通过以给定的插入深度旋转针头来进行组织间隙侧视图成像。针状探针的初始远端光学设计很难组装。创新的整体方法（如前所述）是方法一种用于制造微型成像针
图4
（a）oct成像针的示意图和（b）照片。（c）基于单片球透镜的oct成像针的示意图和（d）sem显微照片。
为了避免易碎的远端光学元件与生物组织直接接触，通常将成像针或超薄探针装入透明的玻璃管中。与前面讨论的气球内腔相似，小玻璃管会引起严重的散光。若干方法已经被提出来减轻这种不利影响。一种方法是用折射率匹配液填充玻璃管，并通过抛光在圆柱管的外表面上形成平光束窗口，以消除柱面透镜效应。另一种方法是设计球形透镜（通过热熔），使其具有沿方位角方向具有较小曲率半径（从而聚焦更强）的椭圆形，这将预先补偿负圆柱透镜效应。
2.5超高分辨率内窥镜迄今为止，大多数内窥镜oct成像均在1300 nm波长范围内进行。与近开发的*的光源，10μm左右空气中的轴向分辨率达到。oct轴向分辨率由中心波长管辖λ0和光谱带宽δλ的光源，即, δz=2ln2 λ20/(πδλ)。轴向分辨率对中心波长的二次依赖性表明，可以通过使用较短中心波长的低相干源来有效地改善轴向分辨率。在具有800 nm宽带光源（具有260 nm fwhm带宽的短脉冲ti：蓝宝石激光器）的台式oct系统上证明了超高分辨率（轴向1.5μm）。在800 nm波长范围内成像的另一个好处是，由于在800 nm处比在1300 nm处更强的光散射（和更弱的吸收），因此成像对比度得到了改善。长期以来，超高分辨率内窥镜oct成像一直是该领域的关注点。在开发800 nm超高分辨率oct内窥镜的众多技术挑战中，一项重要的工作是管理微光学系统中的色差，以便可以沿成像深度均匀聚焦宽光源光谱内的所有波长。已经报道了几种超高分辨率oct内窥镜的原型，包括一个侧视探头，其中通过沿探头轴的拉回进行横截面成像，以及使用共振光纤pzt扫描仪进行横截面成像的前视探头。在这两种情况下，色差都由直径为2.0 mm的定制多元件微型微透镜（包括镜筒）进行管理。当使用〜150 fwhm光谱带宽的ti：sapphire激光器时，测得的轴向分辨率约为3.0μmx 4.0μm（空气中的x轴横向）。尽管具有出色的分辨率和前景广阔的前景，但在800 nm波长范围内的超高分辨率oct内窥镜的平移应用和广泛接受仍面临着令人望而却步的成本问题，因为每个超消色差微透镜的价格约为10,000美元，而且很少有供应商愿意制造这种超微透镜。微型复合透镜（例如bern optics，inc.）。如果超消色差微透镜比所报道的小（即，光学直径为1 1.5-1.7 mm），则成本甚至更高。来进一步减小2毫米内窥镜的总直径。
近，一个新的方法已经通过使用衍射光学器件开发（见图5（a））。可以将衍射透镜做得很小（1 mm或更小），并且非常经济。它可以方便地与grin透镜一起使用，并且可以在与色差导致的方向相反的方向上偏离光谱中的每个波长。证明了一种超消色差内窥镜，其直径为1毫米的光学元件（金属管的总直径为1.3毫米），轴向分辨率为2.7-3.0μm（在空气中），并且具有体内成像质量（请参见图5（b）和5（c））。考虑到800 nm的紧凑型全包宽带光源（例如，来自nkt photonics的超连续光源）可商购获得，并且还报告了它们的工作条件（与短脉冲ti相比，oct成像质量相似） ：蓝宝石激光），超高分辨率oct内窥镜有望在不久的将来转化为临床实践。
图5
（a）基于衍射光学的超高分辨率oct内窥镜的示意图。（b）衍射oct内窥镜提供的轴向测量分辨率。（c）用衍射内窥镜在体内获得的豚鼠食道的代表性oct图像。
2.6多模式内窥镜oct成像的对比度受组织光学吸收和散射特性（通常由散射主导）支配。它自然是一种无标签的成像技术。可以说，一个局限性是缺乏分子敏感性，而另一个则是成像深度有限。一种解决方案是将oct与其他互补光谱或成像技术相结合，包括荧光或反射率（用于获得分子或化学特异性）和超声（用于提高成像深度）。在下文中，我们将简要回顾基于oct的多峰内窥镜技术的发展。
oct和荧光成像：荧光激发光可以通过常规oct内窥镜的单模芯传递到样品上。然而，核心直径（例如，对于smf28e而言为9.3μm）过小，无法有效收集荧光发射。因此，不能使用常规的oct内窥镜进行荧光成像。已经提出并展示了许多创新的解决方案。在台oct荧光双峰内窥镜中，将oct成像探针和漫射荧光光谱探针在直径2 mm的熔融石英管的远端物理放置在一起。通过以推挽方式平移探头，可以执行横截面oct成像（横向x深度）和1d荧光光谱（无深度信息）。为了小化探针的尺寸，后来开发了基于单纤维的双模态探针，其中oct和荧光共享相同的双包层光纤（dcf，请参见图6（a））和微透镜以进行光传输和聚焦。dcf的单模纤芯（模场直径约为10μm）用于透射oct光（1300 nm），而多模内包层（直径125μm）用于透射荧光。激发（488 nm）和发射（550 – 800 nm）。报告的探针是非扫描探针，并且通过在移动平台上物理移动探针来进行成像。近，展示了一种更*的oct荧光内窥镜，它具有一个基于侧面的整体式dcf探头（其远端光学器件类似于图1（e））。通过定制的dcf旋转接头和拉回平台实现了25.4帧/秒的实时成像（oct为3d，荧光为2d）。在兔子模型上进行了体内血管内oct和荧光分子成像。基于dcf的旋转接头面临的挑战包括在旋转过程中保持精确对准，并防止探头内包层中oct波长处的反向散射光耦合回oct干涉仪（否则，由于光程不同，oct图像会失真） 。为避免在使用dcf旋转接头，前端扫描oct-荧光内窥镜提出，并在其中显示了代表性的系统示意图6（b）。该系统的一个*功能是引入了一种特殊的光纤组合器（dcfc），该组合器可以有效地分离oct光（单模，通过内窥镜的dcf核心传输）和荧光（多模，通过dcf传输）。内部覆层）。这样的限制器现在已经可以买到（例如，从thorlabs inc.）。类似的概念已经在双态成像针。同样值得注意的是，相同的双模式内窥镜/针头也可以用于oct反射成像。*，漫反射的感测深度取决于源探测器间隔（大约是源探测器间隔的1/2）。因此，为了通过反射率测量获得粗略的深度灵敏度，可以使用双探头方法，其中oct和反射率共享相同的探头（甚至是相同的宽带光源），而第二个探头执行反射率收集。除了单光子荧光外，亚光分辨率下的双光子荧光成像也已经与oct内窥镜相结合，这两种模式均共享基于pzt的dcf扫描内窥镜。
图6
（a）双层光纤（dcf）端面的照片。（b）代表性的oct荧光双峰内窥镜系统示意图。
oct和超声成像：近年来，越来越多的人希望将oct与超声结合在内窥镜环境中，旨在进入1-2.5 mm oct成像深度以外的组织。早期oct-超声双模式内窥镜通过的相同的方法早期oct-荧光内窥镜，其中的侧视oct内窥镜和超声波内窥镜被并排放置。然而，利用这种方法，难以共配准oct和超声成像束（即，共享相同的束路径或聚焦）。后来开发出了一种更优雅的双模式内窥镜设计，能够进行共配准的oct-超声成像，其中直径为0.7 mm的oct探头通过0.8 mm的中心孔穿过50 mhz环形*（直径为2 mm）。oct和超声波束均通过45度镜偏转以进行侧视成像，并且共焦长度达到4 mm。远端成像光学器件和*被装在外径为2.5 mm的黄铜管中，并带有用于光束通过的预切窗口。通过使用在近端集成了电滑环（用于超声）的光纤旋转接头（用于oct）旋转整个探头，可以执行同时的圆周oct和超声成像。对于超声成像，大概将探头远端浸入盐水中。双模式内窥镜在兔主动脉的体外成像中表现出出色的性能。预期探针直径将进一步减小以利于体内应用程序。除了oct-超声双模态的集成，三峰内窥镜（oct，超声波和光声）的原型近已被证明，可同时实现，多分辨率，多对比度和多尺度成像的内部器官。
图7
（a）oct超声双模式内窥镜的示意图，其中两种模式共享相同的工作距离并能够共注册。（b）兔主动脉的体外 oct图像叠加在用双模式内窥镜获取的相应超声图像上。
3.内镜oct在临床中的应用3.1心血管系统除眼科外，血管内疾病的诊断可能是oct*的临床应用空间。多种临床oct导管设备是可商购的或正在开发中以对冠状动脉壁微结构进行成像。将导管插入动脉后，使用2-3秒钟的短暂生理盐水或放射性对比冲洗，将血液从野外清除，然后在大约5-10厘米的长度内对oct导管的光学元件进行快速螺旋扫描。血管内oct成像可提供有关冠状动脉壁详细微观结构的三维数据，可用于指导介入程序，并提供有关动脉粥样硬化病变诊断的信息。钙，*结晶，血栓，和巨噬细胞，使斑块类型的判别（图8）。oct的用于成像冠状动脉粥样硬化的主要缺点是渗透深度差通过巨噬细胞或含脂组织成像时，导致不能确定许多病变和在图像判读。
图8
人冠状动脉斑块体内的 oct图像。（a）内膜增生的动脉壁。（b）纤维斑块显示内膜增厚。（c）钙化斑块，显示边界清晰的异质信号不良区域（橙色箭头）。（d）oct纤维动脉瘤，显示信号差的区域，边界定义不清（黄色箭头），与脂质一致，并覆盖组织，称为纤维帽（红色箭头）。（a），（b）和（d）中的刻度线– 250 μm。（c）中的刻度线– 500 μm。
为了进一步提高oct区分动脉粥样硬化病变类型的能力，*在人类研究中发表了双模态导管，该导管可同时从组织中的同一位置收集oct和近红外自发荧光（niraf）。特殊的旋转结点启用体积成像，两种模式均显示niraf信号的焦点分布，对应于具有高风险形态表型的斑块。这些早期结果表明，将微结构oct数据与niraf分子/化学信息相结合可以改善对高风险斑块的检测。
图9
左旋支冠状动脉造影（a）和二维niraf图（b）。（c）横截面oct-niraf图像和（d）放大部分显示升高的niraf与覆盖在oct划定的纤维动脉瘤上的支架支柱共定位。（e）来自支架远端的横截面图像对niraf阴性。（f）带有niraf信号叠加的三维剖视图。oct图像上的比例尺等于1毫米；（b）中的比例尺等于5毫米。（*）表示导线阴影。ps =回撤段；l ＝脂质。
冠状动脉内oct的当前临床应用是介入程序的指南。虽然这些程序通常是安全，无并发症，有箱子一些估计5-10％该结果在不良事件，如在支架内再狭窄，支架失效，或支架内血栓形成。许多专家认为，改善动脉壁的可视化以指导支架放置将减少这些不良事件的发生。确保支架*覆盖罪犯病变并且边缘未放置在纤维动脉瘤的中间，应使动脉以改善的方式愈合。此外，oct可用于确定支架是否正确放置，避免贴壁不良（图10（a））和大的支架边缘解剖（图10（b）），可能会使患者面临靶病变血运重建的风险。越来越多的证据表明使用oct来指导干预的益处，并且正在进行开创性的临床试验以证明疗效和患者预后的改善。
图10
支架植入时的发现。（a）支架不足的扩张支架。（b）观察到边缘解剖瓣（星状）和支架撑杆（箭头）。
oct的另一种血管内应用是指导外周动脉粥样硬化斑块切除术。已经引入了一种商业可得的装置，该装置在单个导管中结合了oct和切割刀片。这项技术可使介入医师详细观察动脉壁，以确保刀片不会*切开未累及的动脉，而只会去除斑块。研究oct这项有前途的应用的研究表明，在oct的指导下，进行周边斑块切除术的时间减少了，并发症发生率也降低了。
3.2胃肠道
食管：oct在胃肠道中研究多的应用是诊断barrett食道（be），这是食管远端（gej）附近胃返流引起的正常鳞状粘膜向腺粘膜的恶变。该腺粘膜可发生肿瘤转化为食道腺癌（eac）。通常在癌症转移的症状晚期才检测到eac，导致5年生存率低至15-20％。管理be存在两个问题。首先，大多数患有be的人不知道自己的病情，要求某种筛选范例。对于患有be的患者，必须进行随访（监视）以确定他们是否已发育异常或早期癌症，以便可以在较早的治愈阶段进行治疗。当前的护理标准，即活检的内窥镜检查，对于be筛查和监测均受到限制，因为筛查太昂贵且麻烦，并且无法轻易识别出异型增生。因此，必须对接受监视的患者进行随机活检，从而经常错过严重的疾病灶。
oct的用于调查被用来为线性驱动轴或纤维扫描探针。从这些早期的研究数据获取表明，由oct看到建筑形态启用鳞状上皮的明确界定从be和胃（胃贲门）（图11）。进一步的研究还表明，oct是能够通过使用的改性haggitt标准（蒙哥马利标准）相关的表面成熟和腺异型性，由病理学家。尽管这些初步研究显示了对oct诊断be的希望，但探针仅限于对食管中有限的离散位置成像，因此容易出现采样误差。
图11
（a）正常鳞状上皮（bar = 500μm）的oct图像显示5层外观（从上到下：上皮，固有层，肌层粘膜，粘膜下层和固有肌层）。（b）具有“凹坑和隐窝”结构的胃粘膜的oct图像。（c）be的oct图像，具有不规则的粘膜表面，没有分层或凹坑和隐窝结构。（d）具有粘膜下腺的be的oct图像（带圆圈）。
对于oct成像食管的景观在2000年年中的改变与ss-oct （也称为ofdi）和球囊定心食道导管。ss-oct的速度和球囊的对中能力可对整个远端食道进行全面的螺旋成像（现在称为容积激光内镜检查-vle ）图12）在现实的过程中。通过对有风险的器官的整个部分进行成像，原则上可以消除采样误差。
图12
推测是的食道。（a）内窥镜影像显示不规则scj伴有健康黏膜的舌头（箭头）。（b）在a的相应位置获得的整个体积ofdi数据集的mip渲染。（c）相应的截面ofdi图像显示鳞状粘膜（蓝色箭头）散布着满足be（红色）的oct标准的区域箭头）。（d）取自scj的活检标本的组织病理学图像，没有肠上皮化生的迹象（h＆e，原始杂志2）。（e）通过scj的纵向ofdi横截面显示出与be一致的12 mm粘膜段。比例尺和刻度线代表1毫米。（图和标题改编自，并得到elsevier的许可。）
在微观规模上可视化整个远端食道的能力为实施oct靶向活检而不是随机活检提供了可能性。使用表面激光烧灼术证明了该技术。灼烧光也通过定中心气球探针的光纤传输，处于不同的波长，被水强烈吸收。目标活检范式的示意图显示在图13。简而言之，获取了远端食道的vle图像。在3d扫描之后或在图像采集期间，均已识别出有不典型增生的区域，并且气球仍在原位，操作员指示系统在获取可疑图像的位置将激光烧灼标记放在患者的食道中。在标记出可疑位置之后，将气球从患者身上移开，然后在标记附近对临床医生进行活检。组织学匹配从患者实时选择的oct图像。vle和激光打标现已可商购，并且正在临床试验中进行测试。食管全面成像的另一种方法是利用ss-oct的超高速形式，该技术采用傅立叶域锁模激光（fdml）或vcsel光源。
图13
vle引导下的活检示意图。
oct提供有关内部组织结构信息的*功能已被用于评估be的射频消融（rfa）效率。三维内窥镜oct非气球探针用于研究掩埋腺体rfa 。在例病例报告之后，出现了32例be段短的患者的结果，表明上皮薄和oct可见腺体（图14）可能与rfa治疗后的随访中残余be的存在相关。
图14
a，射频消融（rfa）治疗后，胃食管连接处的代表性内窥镜图像。b，代表性的oct横截面图像显示了rfa遗漏的未燃烧的barrett食道上皮。c，代表性的横截面oct图像显示了rfa和d后的残留腺体，相应的组织学证实了rfa后的残留be腺体（h＆e，原始图谱x4）。e，代表性的截面oct图像显示了有效的rfa治疗。
用线性扫描侧视探头获得的幅内窥镜二维多普勒oct图像显示了人体消化系统中正常和患病组织的不同微循环模式。研究人员近将基于vcsel的oct系统与结合了扫描微电机的内窥镜探头相结合，以获得be结构和血流的详细三维视图（图15）。此体积oct为获得可改善be诊断的附加功能开辟了新的可能性。对41例患者的octa数据进行的盲法分析表明，区分lgd / hgd与非增生性be的敏感性为94％，特异性为69％。
图15
（a）使用窄带成像的be的内窥镜视图。（b）恩面在220毫米深度（固有层层）oct图像。（c）从（b）中的红色虚线区域放大了正面 oct图像和相应的截面oct图像，以及（d）组织学。面对 oct血管造影照片：（e）在100 mm深度处显示be区的表面脉管系统，（f）在220 mm深度处显示沿鳞状小管交界处的微血管高密度。红色箭头，是腺体；白色条形，1毫米。
尽管oct的这些高速，三维成像形式已显示出有望改善对be患者的监测的希望，但仍然存在识别许多未被诊断的be患者的问题。此临床困境动机可在未镇静患者的用于图像的整个食管（图16）。不同oct拴胶囊显微内镜（tce）的设备现在已经在近100名患者使用的，示出了该过程只需要大约5分钟，结束内窥镜优选为近90％的患者。这些初步发现表明，基于oct的tce可能成为be的重要新临床筛查工具。
图16
（a）束缚式胶囊内镜检查（tce）装置。从一名健康志愿者体内获得的tce图像：（b，c）在正常食道（鳞状上皮（e），肌层粘膜（mm），固有层（l），含有血管（箭头）的粘膜下层（s），内部胃中的肌层（im），外层肌层（om）和肌层神经丛（mp））和（d，e）表现出特征性的腺体“凹坑”（箭头）。（f，g）从体内 be患者获得的tce图像。星号表示多重反射伪影。刻度线标记（b，d，f）1毫米; 比例尺（c，e，g）0.5 mm。
虽然eac是美国和欧洲见的食道癌形式，但鳞状细胞癌（scc）在世界其他地区（尤其是中国和非洲）更为常见。大多数临床研究都集中在使用oct的早期（tis / t1a期/ t1b期）scc分期，这是不充分与标准治疗超声内镜（eus）进行的，是病人的管理决策的关键。为分期scc建立的oct标准显示出良好的区分上皮/固有层（94.9％），mascularis粘膜（85％）和粘膜下层（90.9％）的癌症浸润的准确性。在同一小组的另一项研究中，将oct癌症分期的准确性与高频超声的准确性进行了比较。对于肌层粘膜/粘膜下侵袭性病变，oct区分上皮/固有层的浅表scc的准确度为95％和85％。高频超声的准确性明显降低，浅表的准确性为80％，更具侵入性的病变为70％。
胃和小肠：尽管仍处于研究的早期阶段，但oct已在一些临床研究中用于对胃和肠的部分（十二指肠）成像。胃的大尺寸对于现有的oct探头设计是一个挑战。然而，初步结果显示为oct是能够分化正常胃，其具有典型地更高的均匀性，上皮散射，和血管。在十二指肠调查通过上部内窥镜的配件端口使用的螺旋扫描探针。结果表明，oct可以清晰地显示肠绒毛（图17），以及使用多普勒oct进行的绒毛微血管形成。这些结果很重要，因为这些绒毛变钝可能是乳糜泻的指标，而如今，这种疾病仍然经常需要在开始无麸质饮食之前进行组织诊断。由于该疾病可能是斑块状的，因此即使在血清学检查呈阳性后，活检通常也呈阴性。oct具有对整个腔内器官进行成像的能力，可以通过对十二指肠的大区域进行全面成像来评估绒毛变薄而没有内窥镜活检固有的采样误差，从而改变该方程。实际上，近的一项研究表明，oct的敏感性和特异性分别为82％和100％，进一步证明了其潜力，可以提高我们获得乳糜泻组织诊断的能力。
图17
oct可见十二指肠绒毛。疤痕棒：500μm。
大肠（冒号），oct在胃肠道中的另一个重要潜在应用是结肠息肉的鉴定和诊断。目前，将内窥镜下鉴定出的息肉从结肠中取出，并通过组织病理学检查以确定它们是恶变前（腺瘤）还是良性（增生肉）。尽管该方案在过去的50年中一直为患者提供了良好的服务，但在某些情况下，该策略仍然不足。在一些息肉很多的患者中，例如患有家族肉病综合征或溃疡性结肠炎的患者，将所有息肉从患者体内取出是不切实际的。另外，一些病变，见的是无柄的锯齿状腺瘤，不易通过内窥镜检查鉴定出来，因此常常被遗漏。由于这些原因，有必要考虑在体内使用 像oct这样的显微技术试图鉴定和诊断结肠病变。
迄今为止，已经有一些使用oct鉴别良性肿瘤肉的体内研究。以下使用oct几个初步报告，以显示人结肠癌，三项研究证明了光散射显著降低和腺瘤更高程度的混乱的大肠癌患者相比于增生18）和nonpolypoid正常组织。已经招募了更多的患者来确定oct在诊断和鉴别炎症性肠病（ibd）方面的潜力。ibd的项研究发表于2004年，显示使用基于oct的透壁炎症检测将克罗恩病与溃疡性结肠炎区分开的敏感性为90％，特异性为83.3％。随后发表的溃疡性结肠炎oct特征的详细分析显示了相似的结果。在所有这些研究中，oct分析都是基于二维oct图像进行的。阿德勒等人提出了溃疡性结肠炎切片的三维重建。显示面部图像，该图像强调存在较大的地下空隙和溃疡，并且不存在规则的隐窝图案。
图18
内镜，oct和增生肉（ac）的相应组织学图像；腺瘤肉（d–f）。
胆/胰管：胆管显微成像的主要应用是鉴别胆管狭窄的性质，其可能是原发癌（胆管癌），转移性癌，原发性硬化性胆管炎，原发性胆汁性肝硬化或其他由胆结石等引起的炎症。当前的研究方法，包括内窥镜逆行胰胆管造影（ercp）或带刷活检的*检查并不足够，因为病理通常位于表面以下，无法通过这些技术看到。
旋转和螺旋扫描oct探针已在胆管系统的小型研究中使用。oct主要进行了临床试验研究；早期的数据表明，不同类型的狭窄确实具有明显的微观形态特征（图19）。随着近引入的用于对胆管成像的商业系统的引入，oct很有可能成为ercp的有价值的辅助技术，以区分不确定的胆道狭窄。
图19
（a）胆囊切除术后良性狭窄患者胆总管的径向oct图像。探头被内窥镜逆行胰胆管*（箭头）包围。（b）oct标准-中间层中包含较大的非反射区域-提示肿瘤血管。描绘了轴向截面和纵向重构。
3.3肺气道
肺癌：肺癌是与癌症相关的死亡的见原因。能够或早诊断肺癌并正确表征特定癌症类型的新方法对于改善筛查和优化治疗计划*。许多研究已集中于在肺癌中的使用oct的既作为体内诊断工具和引导活检采集，以便提高诊断率。2005年的批临床研究之一是利用螺旋扫描oct导管通过*的工作通道将其引入麻醉下的癌症患者支气管腔。oct结果表明，肿瘤的特征在于分布不均，高背散射区域以及正常粘膜和粘膜下层的均质外观消失。经过这项早期的可行性研究，使用oct对在138例参加化学预防试验的吸烟者和10例肺癌患者的支气管上皮细胞中，通过自发荧光*检查发现的肿瘤前变化进行了成像（图20）。结果表明，oct能够根据上皮厚度和表面成熟度的逐渐增加，将正常组织，增生或化生的异型增生和癌区别开来，但是，无法区分高度异型增生和癌原位。
图20
（a，b）正常健康的人支气管的代表性oct图像（顶行）和相应的标准组织学切片（h＆e染色；原始放大倍数，x20，底行）在基底膜顶部显示单层上皮（e） （bm）和上黏膜下层；（c，d）有化生的区域；（e，f）中度不典型增生的区域；（g，h）原位癌的区域。oct图像中的每个校准标记等于1mm。
气道重塑：气道重塑对于早期发现和预后评估疾病（如慢性阻塞性肺疾病（copd）和哮喘）至关重要。在功能异常之前，可以检测出晚期copd患者气道结构的oct变化。对阻塞性气道疾病患者的气道尺寸（如管腔和壁面积）进行oct测量的比较显示，与计算机断层扫描的结果具有很强的相关性，计算机断层摄影术目前用于评估气道重塑以及手术标本的病理分析。在copd患者和肺结节患者中，oct和ct图像的管腔直径和壁厚直径之间也有很强的相关性[在外周气道中也发现（图21）。在另一项研究中，通过将oct探针插入当前或以前的吸烟者的气道中，然后将其重新插入，来评估oct测量的可重复性。壁厚测量的观察者间差异为12％，观察者内部的分析者间差异为9％。oct还用于研究2例哮喘患者在支气管热成形术之前和之后2年的组织重塑，比较了治疗和未治疗患者的气道厚度减少。
图21
支气管内oct，组织学和ct测量相匹配。（a）oct测量愿景；（b）组织学测量视野；（三）ct测量视野。
微脉管系统，自发荧光和双折射：在肺药oct的进一步增加临床效用，多模态支气管oct成像技术来提高对比度和提高微观结构的可视化/功能进行了介绍。例如，肺部3d血管网络的可视化可能会改善对哮喘，慢性阻塞性肺病和癌症等疾病的检测和监测。一种新颖的帧内数据处理方法的结果可提取多普勒信息，从而可以可视化患者的小血管（〜80μm）和大血管（〜1mm），具有更好的帧间稳定性以及对受试者和/或探头运动的相对不敏感。为了进一步了解与肺部疾病（包括肺癌）相关的复杂血管和组织微结构重塑，pahlevaninezhad等人开发了多模式多普勒oct和自发荧光*成像系统。（图22）。多模式系统提供了肺结节的快速识别，同时突出了主要血管以进行活检，并可视化了小至12μm的血管。
图22
oct-afi图像表示：（a）相对于导管末端定义的坐标系，（b）沿拉回方向以极坐标表示的oct-afi帧，面向 afiz-θ图像，以及（d）oct-afi框架以笛卡尔坐标表示。比例尺为1mm。
对比度增强技术的另一个示例是基于偏振敏感oct的方向分辨oct（or-oct）。该技术利用组织双折射的光轴突出组织内的有序结构，例如气道平滑肌。这种对比可能是评估哮喘的重要生物标志物（图23）其他阻塞性肺部疾病，例如copd。
图23
哮喘和健康对照人受试者体内 or-oct的形态学比较。来自（a）健康对照和（b）过敏性哮喘受试者的2.7厘米内窥镜内窥镜取自右上叶类似区域的圆形化容积图像。（c和d）（a）和（b）中描绘的气道段的展开和二维表示。虚线和括号，6毫米。
3.4尿路
膀胱：oct在跟踪可疑膀胱癌的膀胱病变中具有潜在作用。为了对尿道进行体内成像，通过细胞镜的工作通道引入了前视oct导管。在早期的系统中，基于将oct的外观与炎症和发育不良区别开来，已证明oct在诊断移行细胞癌中具有100％的敏感性和89％的特异性。基于mems的微扫描机制的引入使oct探针得以进一步改进，从而以8fps的速度进行了4.5毫米长的扫描，从而可以将横截面信息与有关粘膜血流的信息结合起来。使用市售的*系统，显示出oct能够分期肿瘤，包括识别肌肉浸润性膀胱肿瘤，减少荧光*检查的假阳性结果（图24）。荧光*检查与交叉极化oct相结合，可提供有关胶原微结构变化的定量信息，证明用于检测扁平可疑病变的准确性，敏感性和特异性均在90％以上。交叉极化oct系统还用于检测由慢性炎症或放射后反应引起的组织纤维化。
图24
膀胱光学相干断层扫描成像的病理发现：（a）不典型增生；（b）原位癌；（c）乳头状ta病变；（d）t1病变；（e）肌肉浸润性尿路上皮细胞癌。
输尿管：输尿管腔的性质允许使用心血管导管进行体积oct成像。在一项初步临床研究中，bus等人。研究者在怀疑或接受尿路上皮癌随访的患者中使用内窥镜oct 。使用*将心血管导管插入上尿路，并对健康和癌性组织成像（图25）。在一项更大的研究中，oct分期对尿道肿瘤的敏感性和特异性分别为86.7％和78.6％，而对于分级则分别为91.7％和78.6％。
图25
（a）和（b）输尿管近端的横截面oct图像显示出细黑线（白色磅符号）的中断（白色星号），表明是浸润性肿瘤。相应的组织学表现为t3g3尿路上皮癌（黑色箭头）。（c）从5.2厘米长的520个独立横截面图像构建的oct的3d回撤。
前列腺：摄护腺癌的管理是美国男性第二大见的癌症相关死亡原因，可通过使用oct来加强管理。前列腺癌的治疗需要进行*的前列腺切除术，在此过程中，至关重要的是保留小血管和神经，以避免失禁和性功能障碍并发症。在一项研究中，在前列腺切除术期间通过*端口插入了可重复使用的2.7 mm前视探头，以区分神经血管束与神经组织，前列腺包膜，脂肪和淋巴管。这些早期结果表明，*oct可能在保留神经的*中成为有用的工具。
3.5妇科
宫颈和子宫：宫颈癌是女性与癌症相关的死亡的第四大见原因。子宫颈抹片检查的宫颈细胞学检查是宫颈癌筛查的当前护理标准。如果在早期就诊断出癌症，那么针对器官和功能保存的微创治疗是可能的。在这种情况下，正确描绘疾病的边缘非常重要。初步结果，获得了具有正面观察线扫描内窥镜oct探头，证明了oct是能够在不同阶段。oct还已用于通过电切除和激光汽化监测早期癌症治疗的有效性。手术后立即进行oct成像，并在术后数周进行oct成像以监测坏死区域的变化（图26）。还研究了宫颈鳞状上皮结构的变化与年龄或妊娠引起的激素变化的关系。在标准*检查过程中，也使用了相同的oct探针设计来对子宫内膜和子宫内膜具有肿瘤样过程的患者的子宫腔成像。初步结果显示，子宫内膜微结构（例如厚度，子宫内膜腺体）随年龄和月经周期而变化。oct还能够提供粘膜下肌瘤和腺性纤维息肉的鉴别诊断。
图26
电*后宫颈的oct断层图：（a）两周后（坏死区-右）；（b）六周后（正常上皮被视为均匀条纹）。比例尺，500 μm。
卵巢和输卵管：卵巢可能会通过非常细的输卵管从子宫进入。即使较小的oct导管（如用于心血管成像的导管）可以与输卵管的直径兼容，但通过导管的曲折段导航导管仍具有挑战性。因此，大多数卵巢的oct研究都是通过使用专门设计的刚性*oct探针通过微创*手术进行的。*检查是卵巢癌患者的常见治疗方法。由于缺乏特定症状，卵巢癌通常在转移后才被诊断为晚期。正确区分肿瘤与正常组织以切除整个肿瘤是至关重要的。体内获得的oct结果与切除标本的组织学相关，表明oct能够区分正常卵巢组织与子宫内膜异位症，膀胱腺瘤和腺癌等（图27）。
图27
（a）乳头状浆液性囊腺瘤（4x1.4 mm）的oct图像和（b）相应的组织病理学。（c）子宫内膜样腺癌的oct图像（4x1.4 mm）和（d）相应的组织病理学。oct和组织病理学图像应按比例缩放。比例尺，500μm。c：囊肿，箭头：血管，s：间质，圆圈区域：恶性腺，星号：成像系统伪影。
评估输卵管的正常功能对于了解女性不育原因至关重要。通常由炎症引起的形态变化会损害生殖系统这部分的正常功能。如果在经阴道超声检查，ct扫描，mri或子宫*检查中未观察到输卵管的明显缺陷，则通常应进行*检查以诊断盆腔炎（pid）。*检查仅具有27％的敏感性和92％的特异性用于诊断炎症性疾病-要提高患者的管理水平，还需要另外一种提高敏感性的工具。在一项使用*oct探头的研究中，对有和没有pid的患者进行了成像。验证了基于oct组织学相关图像分析制定的oct标准，显示出90％的敏感性和81％的特异性用于诊断输卵管炎性变化。
3.6耳鼻喉科
喉：oct在耳鼻喉科学领域的主要应用集中在对各种喉部病理的显微结构进行成像，可用于监测疾病的进展以及指导活检和治疗。成像可以*期间由通过*。这种前向扫描探针用于在体内 oct上皮厚度测量和切除标本的光学显微镜测量之间建立定量比较。为了满足早期癌症检测的需要，开发了一种刚性oct探头，可以将其连接到*上，以进行基于办公室的患者检查而无需麻醉。该设备的主要挑战是与*相比，oct探头的视野有限且工作距离短，这给正确放置设备带来了困难。具有更高帧频（40 fps）的下一公设备也用于oct检查振动频率和声带强度。在另一种方法中，在清醒患者中在内窥镜检查下，将柔性oct探头通过鼻子插入喉部。为了进一步改善结果，一种能够对胶原蛋白分布敏感的偏振敏感成像的柔性oct探针有望用于评估各种上皮变化，例如角化病，发育异常，乳头状瘤和癌症和疤痕组织。在随后的研究中，使用具有mems扫描器的下一代柔性探针，直径2.7mm，长度为12mm的刚性封闭，获得了大型三维ps-oct数据集，从而能够研究病变的空间分布（图28）。在近的garcia等人的研究中。等人，引入了一种基于对儿科人群获得的oct数据中的衰减系数进行分析的方法，以定量测量声带随年龄变化的变化。
图28
广角图像（a），息肉的3d ps-oct图像（b，强度：左，ps：右）和横截面图像（ce）。
气道的整体解剖：除了有关墙壁结构的形态学信息外，oct还可以提供有关气道形状和大小的信息，这些信息可用于更好地了解阻塞性睡眠呼吸暂停（osa）等疾病背后的病理生理学。为了使用oct对上呼吸道的整体解剖结构进行成像，其成像范围（通常限于小于5mm）必须显着扩展。由于需要延长导管的工作距离和焦深，此类内窥镜oct系统的更长成像范围（通常称为解剖oct（aoct））以较低的横向分辨率为代价。这项技术在一项过夜研究中使用，显示了osa患者气道塌陷之前，之中和之后上呼吸道口径的变化。另一个可以高速成像（每秒25帧）的解剖ss-oct系统用于创建三维重建图像（图29）未镇静的患者中直径大为30 mm的气道。相同的系统还用于检测由烟吸入引起的伤害。在评估新生儿*的声门下组织（46例）中，还探索了远程oct用于同时显微组织成像和体积整体解剖重建的能力。
图29
人上呼吸道的体内 oct图像覆盖下咽（a），口咽（b）和（c）和鼻咽（d）。来自体内数据的3-d渲染轮廓视图（e）和前视图（f）。会厌（e），舌根（bt），软pa（sp），腺样体组织（at），右鼻腔（nc）被标记。
耳：oct在耳鼻喉科学中的另一个重要应用是人耳的成像，特别是专注于慢性中耳炎的诊断。这种中耳感染在儿科人群中很常见，并且通常与鼓膜后面存在生物膜有关。临床研究显示正常受试者和患者的各种听力问题，许多研究集中在检测生物膜的（图30）并进行了鼓膜的表征。近来，已经做出了巨大的努力来开发可以在任何保健环境中容易使用的即时护理手持式诊断仪器。近，已经发布了一种远程，宽视场的ssoct设备，结合多普勒病毒学技术，可以3d实时成像整个中耳。除了研究中耳的实时微观动力学之外，该系统还可以用于中耳假体的术后跟踪。
图30
慢性中耳感染，有厚厚的，高度分散的生物膜。（a）显示不太透明的鼓膜（tm）的视频*图像。（b）典型的oct深度扫描显示tm后面有厚的生物膜（平均厚度约200μm）。（三）横截面oct图像显示生物膜的横向空间范围。（d）oct扫描的分类结果表明，有87％的获得的oct扫描被分类为异常。（c中的比例尺：100μm。）
鼻腔：将oct用于鼻腔的兴趣涉及由病毒，细菌或过敏引起的鼻炎鼻塞患者的治疗。在清醒的患者或在*。结果表明，oct还可以使去充血治疗期间的组织形态变化可视化，并且可以区分不同类型的鼻炎。近，人们对检查鼻粘膜变化感兴趣，这对评估囊性纤维化可能具有重要意义。对鼻子进行oct的研究表明，与正常人相比，由于慢性炎症，囊性纤维化患者的鼻黏膜层厚度增加了（图31）。还发现oct对抗生素治疗的反应变化敏感。
图31
健康对照（a）和cf患者（b）的鼻粘膜的oct图像，显示上皮（e），基底膜（bm），固有层（lp）以及浆液性腺（sg）和软骨膜（pc） ）。在健康对照中通过oct成像对鼻粘膜（c）和上皮层厚度（d）进行验证测量。数据表示为单个数据点和中位数。
4.总结由于学术界和工业界以及科学家，工程师和临床医生之间的共同努力，内窥镜oct领域的发展步伐正在加快。尽管我们试图强调该领域的各个方面，但鉴于其规模之大，将所有内窥镜oct技术及其应用纳入本综述并不可行。
随着fda近批准了几种用于心血管和胃肠道应用的内窥镜oct技术，内窥镜oct技术对临床医生和研究人员的可用性正在增加。预计未来几年将进行更多的临床试验。在许多开发领域中，该领域对（1）探索不同的光谱范围以增强成像对比度和/或分辨率，以及（2）将oct与其他方法整合以提高诊断灵敏度和特异性的兴趣日益增长。随着oct的广泛应用，很明显，需要统一数据收集和分析的标准，以充分利用该领域正在开展的工作来评估该技术的临床效用。考虑到可以实时收集大量图像数据，还需要用于处理大型数据集的方法，包括新的可视化和计算机辅助增强技术；这样的发展将有助于及时揭示关键的诊断信息。