由于胶原质纤维的分子排列结构会导致顺着纤维纹路的折射率要高于顺着与其十字交叉方向的折射率，因此产生线形双折射。当组织发生热损伤时会减小或失去双折射性，胶原分子被打开，其杆状的三联螺旋结构消失，结果形成了一个更为各向同性的形态。通过检测在生物组织中传播的光偏振态的改变程度，即可对生物组织的病变进行诊断。[1]
- 光学相干断层成像(OCT)发展及原理
OCT技术是一种对生物组织浅层进行成像的层析成像技术，具有非侵入、安全无损害和高分辨率的优点。OCT技术利用光的干涉原理，接收了来自组织内部的后向反射光，测量样品内部不同深度处的反射光的光强并进行成像，生成样品的结构图，反映样品内部的微观结构。与类似的光学显微镜技术相比，OCT具有更大的视野，可以在体内使用。
1.1时域OCT
OCT系统的本质是一个低相干的迈克尔逊干涉仪，时域OCT系统通过改变参考臂与样品臂之间的光程差获取样品不同深度处的反射光的光强，生成样品的结构图。OCT最早是由Huang等人于1991年提出的[2]。由于时域系统通过控制电机改变参考臂的长度对样品深度方向进行断层扫描，所以当想获得更高的成像速度时，则需要加快电机的扫描频率，这使得轴向分辨率必然下降，所以成像速度和轴向分辨率是互相矛盾的。
1.2频域OCT
SD-OCT使用宽带光源，并利用光谱仪和线扫描相机（线阵CCD）获得干涉光的干涉光谱。SD-OCT不需要使用电机对样品进行深度方向的扫描，而是通过对干涉光谱进行逆傅里叶变换，一次性获取深度方向上的所有位置处的反射光光强，摆脱了成像速度和成像分辨率之间的依赖性，成像速度与线阵CCD的成像速度有关。Wojtkowski等人在2002年展示了SD-OCT的视网膜成像图片[3]。2013年，Gan等第一个表明仅使用光谱域OCT(SD-OCT)图像的结构信息就可以对人心肌进行3D纤维网络建模的研究[4]。然而，该方法的局限性在于它依赖于胶原纤维大致平行于组织表面的假设，因此无法建模具有较高3-D复杂度的纤维网络。已经提出了使用基于图像梯度[5]和Radon Transform[6]的技术从面部OCT图像中自动提取纤维取向的图像处理方法。随后，Mclean等通过面部扫描实现了子宫组织纤维3D建模[7]。
1.3偏振敏感OCT
偏振敏感OCT（PS-OCT）通过控制入射光的偏振状态和使用额外的偏振光检测单元来测量样品不同深度处反射光的偏振态，进而计算样品的偏振特性，主要是双折射特性和二向色性。这种方法首先是由Hee等人提出[8]，其工作原理是用一束圆形偏振光照射样品，它的双折射性可以通过由两个相互正交的分离探测通道中所探测到的相干光信号包络来描述。根据所探测到的两个包络的幅值比，可以得到双折射率随探测深度的变化情况，而与样品的光轴取向无关。但无法获得其他改变入射光偏振态的物理量信息如二向色性和光轴定向性。
2001年，Hitzenberger等人发表了一篇关于自由空间PS-OCT的论文，并对鸡心肌进行了成像[9]。光源发出的光通过准直后进入自由空间，并通过水平方向的起偏器变成线偏振光后进入分束器BS。在分束器处，线偏振光进入了参考臂和样品臂，其中参考臂的光通过一个光轴与偏振方向成22.5度的1/4波片，经由反射镜反射再次通过1/4波片，此时线偏振光变成圆偏光。样品臂处线偏振光两次经过光轴与偏振方向成45的1/4波片后返回至分束器。返回自样品臂和参考臂的光重新在BS处汇合并发生干涉，之后的干涉光进入偏振分束器PBS被分成两个正交的线偏振光，分别被探测器转换为电信号。由两个光强分布即可解算出样本不同深度的反射率和相位延迟。
这种早期的PS-OCT通过测量生物样品的反射光的斯托克斯参数，计算样品的偏振特性。自由空间的PS-OCT系统需要使用大量的光学元件，还需要精确控制样品臂和参考臂的光的偏振态。这是由于自由空间型PS-OCT计算样品的偏振信息时需要入射光的偏振态信息和反射光的偏振态信息。这种方法由于需要严格控制入射光的偏振状态将其与反射光的偏振态对比求得的由双折射效应产生的相位延迟，不能很好的适用于光纤型的OCT系统。
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