CN1135043A - 短相干长度多普勒速度测量系统 - Google Patents

Abstract

用来测量生物样品血管中特别是视网膜血管中血流速度的仪器，包括：(a)有主波长的射线束源，其射线基本上是空间相干的，而其时间相干长度小于1微微秒；(b)分束装置；(c)使采样束射向生物样品一个区域内用的装置；(d)反光镜；(e)检测采样束与参照束的干涉，并产生干涉信号用的检测器；(f)改变从分束装置到检测器的光路长度的装置；(g)分析干涉信号以便从它的频谱中心频率的频移、从由改变速度算出的频率及主波长计算该区域血流速度用的分析器。

Description

短相干长度多普勒速度测量系统

本发明涉及短相干长度多普勒速度测量系统。

人类视网膜对视网膜维管系提供的血流的变化敏感。血流这样的变化，可能(a)是由于特定的眼科疾病，例如血管闭塞造成的；或者(b)伴随系统性疾病，例如糖尿病或系统性高血压而发生，血流的变化往往导致失明。有鉴于此，一种有效的有复演性的视网膜中的血流测量方法，对于诊断和治疗视网膜维管疾病是很重要的。

在测量/估测视网膜中的血液流速的现有技术上已知几种仪器，但都有一种或多种缺点。一种这样的先有技术的仪器是超声波成象系统，它测量反射波的多普勒偏移。超声波成象系统使用第一种技术为用户提供一种称为频谱多普勒流量映射格式的输出，它使用第二种技术为用户提供一种称为彩色多普勒流量映射格式的输出，其中第一种和第二种技术的差别主要在于向用户呈现数据的方法不同。超声波成象系统有一个缺点是，无论第一种还是第二种技术都不能对信号精确地进行三维定位，也都不能考虑血液流动方向与声波传播方向的关系(技术上称为″传感器校准″)。血流方向固有的不确定性，称为传感器校准误差，可能对测出的速度有很大的影响。另外，滤波器的设定对测出的绝对速度也有很大的影响。滤波器造成的误差加上传感器校准误差，其后果是使超声波多普勒技术只能提供视网膜血流速度的平均估计值。

另一种这样的先有仪器是共焦扫描激光检眼镜(″CSLO″)，它能提供精确的前眼(anterior eye)，包括视网膜的三维图象。人们已借助于间接的技术，利用CSLO仪器进行视网膜血流测量，其中将荧光染料注射入血流中，在激光照明下提供维管结构的电视图像来显示分散的荧光。血流指标由随时间变化的荧光强度提供。这种技术有一个缺点，就是需要受过训练的操作者对电视图像进行广泛的后处理，提取灰度并将灰度与血流联系起来，见P.G.Rehkopf，J.W.Warnicki，L.J.Mandarino，T.R.Friberg及D.N.Finegold提交给第一届扫描激光检眼镜及层面X线照相术国际会议(德国慕尼黑大学眼科医院，1989年7月7-8日)的题为″利用SLO图像处理技术测定视网膜血液循环时间″的报告。这种技术的另一个缺点是需要将染料注射进血流中。

再一种这样的先有仪器是激光多普勒速度计(″LDV″)，它将激光/检测器系统附加在标准的Fundus照相机上，测量视网膜中的血流速度，见B.L.Petrig及C.E.Riva刊登于Applied Optics30，1991年6月1日2073-2078页题为″近红外视网膜激光多普勒速度测量及流量测量，新的递送(Delivery)及检测技术″。LDV技术可以以非注射方法提供(在二维平面上)定位的视网膜主血管(直径＞50微米)中的血流速度的绝对值。但是，标准的LDV技术有若干缺点。第一，LDV技术有本身不能提供三维定位的缺点。第二，LDV技术有一个缺点，它同时测量一个血管内所有的血流速度(如所周知，血管中心血流速度最快，血管壁处最慢)。检测信号中存在所有的血流速度，(a)使分析复杂化了，(b)采用短的取样时间以避免多重散射的膺象时，检测信号的解释变得困难。图1A说明了这一点，对于LDV技术，激光束220的相干长度210比血管200的直径大得多。第三，LDDV技术的缺点是它包含多重散射的膺象。多重散射效应是不利的，因为多重散射往往在很长的取样时间中控制了反射的信号，从而使速度测量变得困难。结果，人们不得不使用短的采样时间。这一点示于图1B及图1C。图1B以图形的方式显示只需考虑单一散射的理想的血样，即非常稀的血样测出的LDV信号的频谱。对于这种单一散射的理想情况，测出的LDV信号频谱对频率而言是一个常数，直到最大频率fMax，然后在这里突然降至散粒噪声极限。这一特性是由血管内发现的红血球速度呈抛物线造成的。抛物线的速度分布造成每一个速度增量(相当于多普勒频率的增量)都对测出LDV信号作出同样大小的贡献，致使频谱扁平。fmax之后再没有信号，只剩下噪声项了。与图1B理想的单一散射的情况相反，图1C显示从实际血管测出的具有代表性的频谱，这里多重散射迫使人们采用非常短的采样时间。而采用短的采样时间本身又使fmax的精确测量变得困难，因为反射信号天然地是随即的，结果短的采样时间加大了噪声。然而，长的采样时间又会使在fmax以外的信号增大(多重反射会使频移大于fmax)。因此，只有在短的采样时间下才有可能确定截止频率。第四、LDV技术有一个缺点是，它依赖血管壁的反射作用作为″局部振子″(血管壁提供一个很强的非多普勒频移的参照束)。局部振子波束与多普勒频移信号之间的干涉，在检测器上引起一个低频的差拍信号，由此可以提取速度。差拍频率的典型值几千赫，故对低频l/f噪声敏感，而该种噪声又是LDV仪器所固有的。

鉴于上述几点，目前有必要提供一种能克服上述问题的非注入式(non-invasive)的血流速度测量方法。

本发明的一个实施例，是一种能能克服上述问题的非注入式的血流速度测量的仪器。特别是，本发明的一个实施例包括一个采用短相干长度光源的Michelson干涉仪。

本发明的一个实施例提供下列优点：(a)信号优越的三维空间定位；(b)不依赖于从血管壁反射的非多普勒频移光；(c)使多重散射效应减到最小；以及(d)参照束可在远高于仪器l/f噪声的频率上进行调制；产生上述优点的原因如下：产生本发明优点的第一个原因是，短的相干长度要求干涉仪的采样臂与参照臂平衡到光源的相干长度以内，亦即具有相同的光学长度(例如，使用超发光度发光二极管光源可提供30-60毫微微秒数量级的时间相干长度，结果，可提供10-20微米数量级的光学长度)。而这个平衡本身又要求参照反射镜的精确定位，从而提供被反射的采样光束位置的精确测量(例如反射点的Z坐标或深度)。另外，用来驾驭采样光束的Fundus照相机和/或标准扫描光学系统提供采样光束反射点的(x，y)坐标的精确测量。产生本发明优点的第二个原因是，三维空间定位使得由血管中心产生的多普勒频移光不依赖于由血管的一个壁产生的非多普勒频移光。结果，信号的分析被简化了，二义性也少了。产生本发明优点的第三个原因是，由于在血管中多重散射发生的距离远大于短相干长度光源的相干长度，故多重散射效应被减到最小。产生本发明优点的第四个原因是，参照束可在远高于仪器l/f噪声的频率上进行调制，改善了测得的多普勒频移的信噪比。这样，按照克服l/f噪声问题的本发明的一个推荐的实施例，采用单独的参照光束，从而可使信号被频移得远远高于1/f噪声。

具体地说，本发明的第一个实施例是一个用来测量生物样品血管，例如视网膜血管中红血球流速的仪器，它包括(a)基本上是空间相干同时显示短的时间相干长度(或许时间相干小于1微微秒)的射线束光源；(b)把光束分成采样光束和参照光束用的分光装置；(c)使采样光束指向生物样品某个区域用的装置；(d)放在参照束光路上的可平移的反射装置；(e)检测由生物样品反射的采样光束与由可平移反射装置反射的参照光束之间的干涉用的检测装置；(f)放在参照束光路上的必要时用来在高频下调制参照光束用的可选的光学调制装置；以及(g)测量检测到的干涉光的时间频率分量，并据此计算红血球流速用的分析装置。

在本发明一个最佳实施例中：(a)光源是超发光度发光二极管：(i)通过一个针孔进行聚焦或(ii)进入一个单模光纤以提供良好的空间相干性；(b)采样光束和参照光束是由一个分光镜产生；(c)使采样光束指向生物样品的特定区域用的装置，包括一个Fundus照相机或带有Fundus观测光学系统的狭缝灯生物显微镜；(d)检测器装置包括一个光敏二极管或类似器件；(e)可平移反光装置包括一个装在检流计或类似仪器上的后向反射器；以及(f)分析装置包括一个门控定时器和一个频率/电压转换器或一个微处理器控制器或相应装置。

在本发明的第二个实施例中，仪器的精度通过直接监测参照光束光路上的后向反射镜(″参照反射镜″)的实际速度的方法来加以改进。所有的检流计当它们在各自的运动范围内进行扫描时，都在不同程度上表现出小的速度变化。这个速度变化在检测器的干涉信号输出上表现为围绕中心差拍频率的频带。因为测出的血流速度只能精确到参照反射镜速度误差的范围以内，精确测量参照反射镜在其运动路程上的所有点上的速度，可以减小或消除该速度误差。许多检流计都装有提供直接指示相对位置的电信号的机构。在这第二个实施例中，检流计提供的电信号是经电子方法微分的，其微分值与速度成正比，而速度信息提供给分析器，用来校正测出的血流速度。

在本发明的第三个实施例中，对检流计的速度也进行监测，但采用干涉仪的方法，其精度和可靠性均大于上述电信号微的分方法。但是，干涉仪的方法成本较高。在这第三个实施例中，在Michelson干涉仪装置中长相干长度的光源(例如，通信业通用的分布式反馈二极管激光)，现在装在检流计上的参照反射镜成了采样反射镜，而简单的固定的反射镜则用于参照臂。既然现在相干长度长了，两臂在长度上就用不着平衡了。得出的干涉信号有一个与检流计速度成正比的差拍频率。这个频率信息可以由分析器用来校正测出的血流速度。

图1A，1B及1C帮助理解先有技术的长相干长度的激光多普勒速度计的缺点。

图2A，2B及2C帮助理解本发明的短相干长度的激光多普勒速度测量系统的优点。

图3以图形的方式显示本发明补偿检流计速度误差的一个实施例。

图4以图形的方式显示本发明校正检流计速度误差的另一个实施例。

图5以图形的方式显示本发明基于纤维光学的包括偏振补偿环路的系统的一个实施例。

图6显示图5所示仪器的x-y扫描光学系统的方框图。

图7A，7B及7C以图形的方式显示本发明短相干长度干涉法测定绝对速度的方法。

图8A，8B及8C以图形的方式显示由图3实施例的检测器测得的信号。

图9显示图3所示分析器一个实施例的方框图。

图10以图形的方式显示一个经典的Michelson干涉仪。

在不同的图中，相同的组件标以相同的号码，以便理解。

我们发现，先有技术视网膜LDV系统的缺点来自于采用了长相干长度的光源，例如激光这一事实。本发明的几个实施例由使用短的相干长度的光源的Michelson干涉仪组成，克服了这些缺点。

本发明的几个实施例提供下列优点：(a)信号优越的三维空间定位；(b)不依赖于血管壁反射的非多普勒频移光；(c)使多重散射效应减到最小；以及(d)参照束可在远高于仪器l/f噪声的频率上进行调制；产生上述优点的原因如下：产生本发明优点的第一个原因是，短的相干长度要求干涉仪的采样臂与参照臂平衡到光源的相干长度以内，亦即具有相同的光学长度(例如，使用超发光度发光二极管光源可提供30-60毫微微秒数量级的时间相干长度，结果，可提供10-20微米数量级的光学长度)。而这个平衡本身又要求参照反射镜的精确定位，从而提供被反射的采样光束位置的精确测量(例如反射点的Z坐标或深度)。另外，用来驾驭采样光束的Fundus照相机和/或标准扫描光学系统提供采样光束反射点的(x，y)坐标的精确测量。产生本发明优点的第二个原因是，三维空间定位使得由血管中心产生的多普勒频移光不依赖于由血管壁产生的非多普勒频移光。结果，信号的分析被简化了，二义性也少了。这一点示于图2A，其中短相干光束320的相干长度310比血管200的直径小得多。另外，可以这样地得出测量信号，使得它仅产生于接近血管中心的一小段范围，因而能得出速度曲线330的最大值(测点直径接近20微米，而相干长度约为10微米)。产生本发明优点的第三个原因是，由于在血管中多重散射发生的距离远大于短相干长度光源的相干长度，故多重散射效应被减到最小。这一点示于图2B及2C。图2B以图形的形式显示只需考虑单一散射的理想的血样，即非常稀的血样测出的信号的频谱。对于这种单一散射的理想情况，测出的信号频谱对频率而言是非常弱的，但相当于由运动着的血液产生的多普勒频移的频率除外。任何人都不难看出，这一特性使得血流速度可以直接分析出来。图2B所示的单一散射理想情况的这一特性，对于在频谱中包含多重反射效应的图2C所示的由实际血管得出的具有代表性的频谱，仍旧保持着。产生本发明优点的第四个原因是，参照束可在远高于仪器l/f噪声的频率上进行调制，改善了测得的多普勒频移的信噪比。这样，按照克服l/f噪声问题的本发明的一个推荐的实施例，采用单独的参照光束，从而可使信号被频移得远远高于l/f噪声。

图3以图形的方式显示本发明的一个实施例500。如图3所示，短相干长度光源510发出光束520，光束520在分光镜530处(最好)被分成强度基本上相等两个光束：参照光束540及采样光束550。如图3所示，参照光束540被引向参照反射镜560，而采样光束550被引向聚焦扫描光学系统570。聚焦扫描光学系统570是一个把采样光束550引向眼睛588内的特定区域的装置。例如，聚焦扫描光学系统可能是一个Fundus照相机或带有Fundus观测光学系统的狭缝灯生物显微镜或包括正交地安装的扫描反射镜的扫描光学系统；所有这些对于熟识本行的人都知道的。聚焦扫描光学系统以后还将结合图6详细叙述。参照光束540被反光镜560反射，回到分光镜530；而采样光束550被眼睛588反射经聚焦扫描光学系统570，回到分光镜530。在分光镜530处，两个反射回来的光束会聚并干涉。分光镜使反射回来的光束一部分射向检测器580，一部分射向光源510。每一部分的相对数量取决于当时干涉的性质，亦即是相加还是相消干涉。检测器580的输出作为输入加在分析器590上，后者根据附录A的学说对信号进行分析。分析器590的实施例以后还将结合图8A—8D及图9详细说明。

如图3所示，按照本发明，参照反射镜以基本上恒定的速度Vr在预定的方向(不是走向分光镜就是离开分光镜540)进行扫描。扫描长度是可变的，但是，在一次给定的测量中保持不变，典型的长度是几毫米的数量级。一次扫描之后，参照反射镜560回到起始位置，然后进行第二次扫描。虽然可以从参照反射镜560的返回运动中获取数据，但为简单起见，并不总是这样作的。注意，参照反射镜560的扫描提供眼睛588在z方向或深度方向的扫描。

下面结合图8A—8D进行讨论，这些图以图形的方式显示从图3实施例500的检测器580获得的信号。无论何时，当参照反射镜560处于这样一个位置，即参照臂光路长度与相当于血管1901近壁1900(这在图8A中用A点表示)的采样光束的光路长度相匹配时，在检测器580上便会观测到一个相对较强的非多普勒频移干涉信号。随着参照反射镜560扫描的进行，将记录下相当于血管1901内运动的红血球反射的多普勒频移光的干涉信号。在血管1901的远壁1910处(图8A中B点所示)，在检测器580上又会观测到一个相对较强的非多普勒频移干涉信号。检测器580信号输出的包络线示于图8B。图8B所示的时间τi是由血管直径D除以Sinθ和Vr的乘积得出的，其中θ是图8A定义的，亦即τi＝D/Sinθ*Vr。D，θ及Vr的典型值是，D＝100微米，θ＝60度，Vr＝16厘米/秒，由这些典型值得出τi＝720微秒左右。图8B所示的信号由快速变化的差拍组成，差拍的频率既取决于来自运动的参照反射镜560的多普勒频移，又取决于运动着的红血球的多普勒频移。

根据附录A的方程式(A7)，对检测器580信号输出的一段时间进行傅里叶变换所得到的频谱峰值，出现在中心频率f′处，其中：(a)f′＝2v′/λ；(b)λ是短相干长度光源510的中心波长；(c)V′＝Vr±V_ll；(d)V_ll是红血球速度在与采样光束550(见图8A)平行或不平行的方向上的分量；而(e)Vr是参照反射镜560的速度。在本发明的一个推荐的实施例中，Vr约为16厘米/秒，而对于λ＝818毫微米，使fr约为400Hkz，就是说，是一个远远高于仪器的l/f噪声的频率。因此，在时间窗口τi内，在血管1901的近血管壁1900处，相对于参照反射镜560的多普勒频率的频移从0开始，在血管1901中心处达到最大值，这里的红血球的速度最高，然后从新减小，并在血管1901的远血管壁处回到0。检测器580信号输出的高频分量示于图8C。

为了从检测器580的信号输出提取出红血球的速度信息，需要单独分析信号的很小的时间段。时间段的最佳长度是τs，其中τs由光源510的相干长度lc除以Vr而求出。典型值是1c＝14微米，Vr＝16厘米/秒，故得τs约为88微秒。图8D显示两个这样的时间段，一个在血管1901的近血管壁1900，而另一个在血管1901的中心(血管1901中心的时间段延迟τd秒，其中τd是τi的一半)。图8D显示图8C所示的信号的两个时间段，图8C中信号上的虚线代表分析器590所取的取样点。

图9显示按本发明制造的分析器590实施例的方框图。如图9所示，检测器580的输出信号1700作为输入加在放大器1710上。经放大器1710放大的输出作为输入加在带通滤波器1720上。带通滤波器1720的中心频率设置为fr＝2Vr/λ。带通滤波器1720的带宽选得能限制外来的噪声分量，同时又保证红血球所引起的fr附近的附加频移不被滤掉。熟识本行的人都不难看出，信号段频谱的中心频率f′将高于或低于fr，参照反射镜的移动频率，取决与V_ll是平行于还是不平行于采样光束的方向。实际上，对于图3所示的参照反射镜560运动的情况，fr大约等于400kHz，而带通滤波器的带宽为±40kHz。

带通滤波器1720的输出作为输入加在峰值检波器1730上，检出图8B及8C所示的信号峰值。峰值检波器1730的输出作为输入加在微处理器1740上。图8B及8C所示的第一个峰的检出指明血管近壁1900的检出。另外，第一个和第二个峰的检出时间，可以用来确定τi及τd，即τd是τi的一半。为了测量检测器580信号输出段，微处理器1740发出一个信号给定时门电路1750，使得定时门电路1750打开τs秒。另外，微处理器1740在检出第一个峰之后使定时门电路1750的打开推迟等于τ秒的一段时间。定时门电路1750的输出作为输入加在模数转换器1760(A/D1760)上，信号在这里被采样并转换成数字形式。A/D1760的数字输出存入储存缓冲器1770内。微处理器1740利用标准快速傅里叶转换(FFT)算法，对存于储存缓冲器内的数据进行分析，算出V_ll。不难看出，对于图9所示的实施例，检测器580的信号输出的各个时间段在运动着的参照反射镜560依次扫描中被分析，在这里微处理器1740增大τ，使得定时门电路1750在横跨整个信号的时间段上进行采样，以获得包括整个血管的数据。本领域的一般技术人员不难看出，作为替代的实施例，可把多个门电路的使用包括进去，同时对一次扫描所得的信号的不同的时间段进行采样，或把整个信号转换成数字形式，以数字形式把整个信号存起来，然后对同一次扫描产生的各个时间段进行分析。另外，可以对每个时间段得出的结果，在多次扫描中进行平均，这要看要求的精度以及检测器输出信号的噪声。

微处理器1740在CRT 1780上将分析结果，例如以血管断面的V_ll曲线的形式显示出来。注意，后面还对结果作进一步的描述。另外，还应注意，图9显示反射镜速度信息输入微处理器1740，以上述及附录A所述的方式利用反射镜速度信息进行分析。但是，在后面还将结合图3及图4详细描述在反射镜速度变化时如何获得反射镜的速度信息。应该明白，图9所示的组成部分，仅仅代表分析器590许许多多实现方法当中的一种而已。例如，可以理解，图9虚线1800围起来的所有元素可以用微处理器实现。

按照本发明，光源510是一个基本上是空间相干的射线束，它还表现出短的时间相干，最好是远远小于微微秒，例如30—60毫微微秒的时间相干。最好有一个基本上空间相干的射线束，以保证射在眼睛采样区的波基本上是平面波，以便有助于防止可能掩盖欲测的干涉仪效应的其他干涉。另外，空间相干性好能使射线更有效地耦合进后面叙述的实施例所用的单模光纤中。空间相干性不好的射线束发散角大，这样大的发散角超出了单模光纤的进入角。在本发明推荐的实施例中：(a)光源510是一个超发光度发光二极管(例如，在818毫微米左右处发光)，它(i)通过针孔或(ii)进入单模光纤中进行聚焦；(b)检测器580由光敏二极管或类似的器件组成；(c)参照反光镜是一个后向反光镜；而(d)分析器590由一个门控定时器和一个频率/电压转换器或微处理器控制器或相当的仪器组成。注意，当参照反射镜是一个后向反射镜时，计算fr的公式fr＝2Vr/λ应改为fr＝4Vr/λ，而且与所述实施例有关的全部频率都需要相应地从新计算。

检流计，像图3所示用来使参照反射镜560平移的检流计531，当它们在各自的运动范围内扫描时，都在不同程度上表现出小的速度变化。这个速度变化在检测器580的干涉信号输出上表现为围绕中心差拍频率的频带。因为测出的血流速度只能精确到参照反射镜560速度误差的范围以内，精确测量参照反射镜在其运动路程所有点上的速度，可以减小或消除该速度误差。许多检流计都装有提供直接指示相对位置的电信号的机构。按照本发明，检流计531的位置电信号534输出作为输入加在微分电路532上。微分电路532对位置电信号534进行微分，产生一个与速度成正比的速度信号533。速度信号533(图3的Vref(t))作为输入加在分析器590上，在这里它被用来由fr＝2Vref(t)/λ0(式中λ0是光源的峰值波长)计算fr。因为反射镜560的速度远远大于红血球的速度，红血球引起的多普勒频移(fRBC＝2VRBC(t)/λ0)呈现为从fr开始的频移，亦即测出的多普勒频率为fr±fRBC，这里出现±是因为红血球既朝检测器的方向，又朝离开检测器的方向运动。本领域的一般技术人员都不难看到，检流计位置信号534的微分可由像微分电路这种电子线路线路产生，也可以由分析器590进行计算。如图9所示，Vref(t)是微处理器1740的输入。在分析检测器580的信号输出的一个时间段的数据时，现在微处理器1740利用与此时间段相应的Vref(t)值。本领域的一般技术人员不难看出，如果微分电路532提供足够的数据.Vref(t)可以是一段时间的平均值。还应该指出，当参照反射镜560是后向反射镜时，应该使用合适的fr公式。

图4以图形的方式显示本发明的另一个实施例600，它利用干涉仪装置校正检流计的速度误差，其精度和可靠性均高于按图3所示实施例利用对电信号进行微分的方法。为了便于理解，图3和图4上相同的组件标以相同的号码。如图4所示，利用长相干长度的光源610建立第二个干涉仪，其输出的波长λL不同于短相干长度的光源510的波长(λS)。按照本发明，光源610的长相干长度应长于参照反射镜560的行程长度(典型值约为3毫米)。分光镜530，620及630在波长λL下的反射率均为50％，而在波长λS下则基本上全部透射。检测器580基本上只对λS敏感，而检测器640则基本上只对λL敏感。由此不难看出，在第二个干涉仪中，装在检流计上的参照反射镜560变成了采样反射镜，而固定的反射镜650则是参照反射镜。因为光源610的相干长度大，所以第二个干涉仪的两臂在长度上不必平衡。然后，按照本发明，检测器640输出一个其频率与参照反射镜的速度成正比的信号，就是说，得出的干涉仪信号具有一个与参照反射镜560的速度Vr成正比的差拍频率fB(fB＝2Vr/λL)。检测器640的输出作为输入加在分析器590上，分析器590利用此频率信息来测量参照反射镜560的速度，进而用来测量红血球的速度。特别是像图9所示的分析器590的实施例，检测器640的输出经带通滤波、门控、转换为数字并经傅里叶变换、以检测fB，作为分析检测器580的输出用的有关时间段频谱峰值。在本发明的最佳实施例中，长相干光源610是一个运行于1350或1550毫微米的分布式反馈的二极管激光(该种激光是为通讯业制造的)，短相干光源510是一个运行于820毫微米的超发光度发光二极管，检测器580是一个硅光敏二极管，而检测器640是一个铟镓砷(InGaAs)光敏二极管。如果把检测器580和640彼此紧紧靠在一起，去掉分光镜630，使光束的尺寸与检测器的面积相比较大时，就可以制造出图4所示的实施例的一个替代方案，从而降低成本。与上述相同，应该注意，当参照反射镜560是后向反射镜时，必须用不同的方程式来计算fB。

图5以图形的方式显示本发明的实施例700，它由基于光纤的包括偏振补偿环路的系统组成。如图5所示，瞄准激光器780提供一个可见的输出，它与采样光束一起聚焦在眼睛上。如所周知，瞄准激光器使操作者能够确定短相干长度光束的位置。瞄准光束与短相干辐射用光纤光学分光器740组合在一起并耦合进光纤。光纤750的输出被分为采样光束进入光纤800和参照光束借助于光纤光学分光器810进入环路830。光纤800的采样光束与瞄准光束的输出，由后面结合图6还将详细叙述的x-y扫描光学系统790，指向病人的眼睛。由光纤分光器810输出的参照光束耦合进入偏振补偿环路830。偏振补偿环路830可以由一个或多个环路组成。就先有技术已经知道，这些环路是依靠把由应力引起的双折射效应加进光纤而起作用的。应力是由于把光纤绕在预定尺寸的卷筒上而引起的。依所用的特定光纤的性能及卷筒的尺寸，可能需要一圈以上这样的环路才能达到需要的补偿。按照本发明，补偿用的双折射可以用朝特定的方向弯曲的方法加入光纤中，或者利用光纤以外的自由光束波形板，或者把它们结合起来。在实践中已经发现偏振补偿的必要性，因为相对于参照臂的辐射，光纤往往会改变采样臂辐射的偏振性能，而这又会减小测出的干涉信号。按照本发明，后向反射镜860以固定的增量移动，以提供空间，例如Z向定位，频移是利用下列方法之中的一个或多个来完成的。按照第一种方法，后向反射镜860进行扫描，以提供一个4V/λ的多普勒频率。后向反射镜的多普勒频率提供一个4V/λ的多普勒频率，因为使后向反射镜以V的速度进行扫描导致光路长度以4V的速率变化(为清楚起见，使后向反射镜860进行扫描及监测后向反射镜860的速度用的仪器未示出)。按照第二种方法(该方法可单独使用或与第一种方法结合使用)，把声光调制器(已为人们熟知)及/或压电换能器(已为人们熟知)加在参照臂光纤830上。按照这第二种方法，参照臂光纤830的长度发生变化，提供与移动反射镜同样类型的光路变化。光纤光学分光器740及810是标准的光纤光学分光器，而这样的分光器用于通讯业。注意，上述结合图3及图4的实施例用以获取速度信息的方法及设备，同样可以用于图5所示的实施例。

图6显示图5所示的实施例700的x-y扫描光学系统790的方块图。如图6所示，x-y扫描光学系统790由干涉仪光路2030、照明光路2010及观察光路2020组成。由光纤800输出的采样光束4000经准直透镜4010准直后，引向由闭环检流计(未示出)驱动的X及Y扫描镜4020。扫描镜4020的输出光束由扫描镜4030引向分光镜4040。最后，分光镜4040通过目镜4050将采样光束引向眼睛5000。目镜4050例如具有消球差面，并且在Z轴上是用户可调的。如图6所示，照明光路2010由光源4100、光源反射镜4110(例如，消球差反射镜)、聚焦透镜4112、照明狭缝4115及固定目标(fixation target)4120。固定目标4120由电动机驱动在照明狭缝4115的范围内，在X及Y轴方向上可由用户调整。狭缝准直透镜4130及狭缝成象透镜4140引导照明射线通过照明瞳孔(pupil aperture)4150、分光镜，并通过目镜4050照在眼睛5000上。

如图6所示，观察光路2020由物镜4200、系统孔4210(不聚焦)、CCD照相机透镜4220及CCD芯片4230组成。

图7A及7B以图形方式显示本发明利用短相干长度干涉仪测定绝对速度的方法。在眼睛的脉络膜即后表面上，有许多容易看到的血管。在许多情况下，这些血管是在与入射光相垂直的平面上，因此，在其中流动的血液不会造成多普勒频移。但是，某些血管或其中一部分必然从此垂直平面进入或出来，因此，在其中流过的血液会具有平行的速度分量(V_ll)，它会引起可测量的多普勒频移。下面结合图7A、7B及7C说明本发明的获得血流绝对速度的方法。注意，这些描述是结合图5及图6所示的实施例700进行以供参考，但不受这一选择的限制。

(1)定位血管2000(见图7A)。这可用可见的方法完成，例如利用图6所示X—Y扫描光学系统790的Fundns检视光学系统。然后，利用X—Y扫描光学系统790把图5所示瞄准光束大致放在血管壁的中点，在图7A中用点1000标出。不难看出，这也就把采样光束放在1000点上。

(2)观察检测器580的干涉信号输出的强度，确定血管前壁和后壁的位置。该强度是通过图5所示的显示器1780上显示的检测器580的输出来观察的(图8B给出了输出的一个例子)。按照本发明，如图7B所示，血管壁1010及1020将在1031、1032及1033点产生强的干涉信号而频移为零。在图7B的装置中，X—Y扫描光学系统790定向得使Y轴垂直于血管2000。结果只需在X及Z方向进行扫描。在这个装置中，从1032和1033点来的反射/干涉信号是通过Z方向的扫描获得的。

如图7B所示，线8000代表Z扫描的开始，Z扫描是沿箭头8010的方向进行的。按照本发明推荐的实施例，Z扫描的长度固定在，例如约1毫米上，图6所示的干涉仪行程场的光学深度设计成至少1毫米，使得在Z扫描的过程中光束始终是聚焦的。通过点R1及R2的Z扫描从8000线开始，X坐标等于Xs。在这个Z扫描中，检测器580的信号输出显示在图7C的信号15000。信号15000的峰值分别相当于点R1及R2。

X扫描是通过X反射镜的步进完成的，后者由X与Y扫描反射镜4020直接由步进马达控制，而步进马达又由分析器590的微处理器1740控制。按照本发明推荐的实施例，X扫描按以下方式完成。R1点由操作者定位，Z扫描则在微处理器的控制下在X坐标Xs处进行。检测器580的输出是图7C的信号15000，而峰值则由分析器590的峰值检测器1730识别。响应峰值检测器1730的信号，分析器590的微处理器1740测量并储存由Z开始扫描时算起的时间t1和t2。这个信息用来按R2z－R1z＝(t1－t2)* Vr计算R2z－R1z。然后，X及Y的扫描反射镜4020的X扫描反射镜逐步往前，典型值是每步10微米。沿X方向每走一步，就进行一次Z扫描，在实践上Z扫描几次，其结果进行平均，作为X每次加一的值。沿x方向每加一，就测量一次t1和t2。对于图7B所示的装置和几何设置，沿x方向逐步加一，时间t1和t2就逐步移近图7C中信号15000指示的第一次Z扫描求出的值。在某点xf，Z扫描时间t2(见图7C信号15000)与xs点Z扫描的时间t1重合(见图7C信号15000)。在这一点上fx－xs＝R3x－R1x。以后这些数据以后述方法加以利用。虽然扫描步骤最好在微处理器控制下实现，但本领域的一般技术人员都会看到，它们也可以手动完成。

(3)未知角θ(″离开平面″角)及血管直径D按下式算出： $\mathrm{\θ}={\tan }^{-1}\left[\frac{R3x-R1x}{R2z-R1z}\right]---\left(1\right)$

及

D＝(R2z－R1z)sinθ ＝(R3x－R1x)cosθ    (2)

式中R1对应于图7B中的点1032， R2对应图7B所示的点1033，R3对应图7B所示的点1031，而下标相应地指示X和Z的位置。

(4)随着Z和X扫描的进行，多普勒移动的频率逐渐增大，达到一个峰值，再下降到零(注意，在所示例子中，沿X方向的频移是正的，而沿Z方向的频移是负的，但我们只关心绝对频移)。这时由于血管中求出的速度曲线呈抛物线，它由下式算出 $v\left(r\right)=V\max (1-\frac{r^2}{(D/2{)}^2})---\left(3\right)$

式中，r是从通过血管2000的中心的纵轴测量的径向位置。

速度的这个抛物线分布(Poiseuille法则)造成的结果是，多普勒频移相等的增量对应血管中相等面积的同心圆环，而每一个园环都对信号的强度作出同样的贡献(这是由于在长相干长度光源的情况下图1B的平的频谱)。

因此，知道了特定的Z值下的角度θ和V_ll，立即可以算出相应的r值和那个相应的r值下的绝对速度。

Vabs＝V_ll/cosθ    (4)

(5)由于血管内的反射效应，并不总是可以精确确定R2点(图7B中的点1033)和R3点(图7B中的点1031)。在这种情况下，可以用另一种方法计算绝对速度。按照这种方法，确定沿X和Z扫描过程中的最大频移的位置，这个位置分别对应着图7B中的点P1和P2。然后 $\mathrm{\θ}={\tan }^{-1}\left(\frac{P1x-R1x}{P2z-R1z}\right)---\left(5\right)$ 及 $\frac{D}{2}=(P1x-R1x)\cos \mathrm{\θ}=(P2z-R1z)\sin \mathrm{\θ}---\left(6\right)$

获得方程式(5)和(6)中所用的点P1和P2的差值所用的方法类似于对点R1，R2和R3所用的上述的时间法，不同的是这里求Z扫描过程中频移的峰值，而不是干涉信号的峰值。典型地，步骤由操作者开始，他定位欲测的血管和血管壁的中点位置。然后，操作者改变X扫描的方向，使它以上述的方法发生，寻找频移的峰值(用观察光学系统的十字丝描绘出X和Y扫描的轮廓)。一旦知道了θ和D，就如前所述，可以算出绝对速度随着r变化的情况。

如果不要求知道绝对速度，则上述V_ll的测量就足够了。例如，这对于通过对比同一位置上不同时间的几个V_ll值，监视视网膜血管疾患是加重了还是减轻了是很有价值的。

虽然本领域的一般技术人员可以提出不同的修改方案，但应明白，我们希望在本专利的范围内加以实施，并认为所有这种类型的修改都是我们对工艺技术的贡献的范围内的合理和适当的延伸。

                        附录A

                     ** * * *** *

图10以图形的方式显示一个经典的Michelson干涉仪。如图10所示，从光源110发出的源光束120被分光镜分成两个强度相等的光束，参照光束140和采样光束150。参照光束140被引向参照反射镜160，而采样光束150被引向采样反射镜170(在按本发明制造的测量仪器中，视网膜成了采样反射镜)。返回的光束被参照反射镜160和采样反射镜170向后反射回分光镜130。在分光镜130处，两个返回的光束会聚并干涉。分光镜130使返回的光束一部分射向检测器180，一部分射向光源110。每一部分的相对量取决于当时干涉的性质，亦即是相加还是相消干涉。多普勒频移光及Michelson干涉仪的一般理论是众所周知的，可以从物理学和光学的基础教科书中找到。因此，这里只介绍理解本发明所需的那些方面。按照本发明，重点放在短相干长度光源与多普勒干涉法的结合上和从反射的光束提取速度信息上。

对于单色平面波光源，描述在图10的检测器180处测出的基本方程式是 $P\det =\frac{1}{4}\mathrm{IoA}(\mathrm{Rs}+\mathrm{Rr})+\frac{1}{2}\sqrt{\mathrm{RsRr}}\mathrm{IoA}\cos \left(2\mathrm{k\Δ}1\right)---\left(A1\right)$ 式中，Pdet是检测器180上测出得到功率；Io是源光束120的强度；Rr是参照反光镜160的反射率(～1.0)；Rs是样品的反射率(未知)；k是光的波矢量(＝2π/λ，式中λ是波长)；Δ1是采样臂与参照臂的光路长度差；而A是检测器的面积。

方程式(A1)中的余弦项描述两光束的干涉，在纯单色光的情况下(从定义得知，纯单色光具有无限长的相干长度)就是以Δ1周期性地变化的(其他项是常数，在这里没有用)。如果我们放松对单色光的假设，并引入强度峰位于中心频率fo上而其强度按宽度为Δfo的标准高斯函数变化的宽带光源，我们就可以利用波数k(＝2π/λ＝2πf/c) $I\left(k\right)=\mathrm{Ioexp}[-(\frac{\mathrm{Ko}}{\mathrm{\ΔK}}{)}^2]---\left(A2\right)$ 式中，Δk是高斯光包络函数的宽度，ko是中心波数。现在检测器处测出的信号(考虑光源中存在的全部频率)为 $P\det =\frac{1}{2}\sqrt{\mathrm{RsRr}}\exp [-(\frac{\mathrm{\Δl}}{l_c}{)}^2\left]\cos \right(2\mathrm{\Δ}1\mathrm{ko})---(A3)$

式中，1c称为相干长度并定义为2/Δk。可以看出，如果光路长度的不匹配比1c大得多，则信号的强度就迅速缩小。这一描述的另一个观点是低相干光源会发出短束的相干光，而如果由于光路差使返回的短束在分光镜出在时间上彼此碰不上，干涉信号就会消失。因此，短相干长度使人们能够在1c的精度内测定采样反射镜的位置(如果参照反射镜的位置已知)。对于成象目的，这是短相干长度干涉法的基础。

在实际上，仪器总有噪声干扰测量。一般说来，噪声既产生于仪器，又产生于测量固有的性质。例如，仪器显示出Johnson噪声—(亦称白噪声或热噪声)，它主要是在电子线路的电阻元件内产生的；散粒噪声—主要是由电子电荷的有限性和血流的颗粒性质两者造成的；和l/f噪声(亦称粉红噪声)其特点是每十倍频功率相等。l/f噪声的准确来源还不很清楚，但看来，它既出现于仪器的电子电路(例如晶体管的基极电流噪声)和血流本身。l/f噪声是速度测量系统的主要噪声，因此，低频多普勒频移会显示出很高的噪声含量。但是，如果多普勒信息能够由高得足以使l/f噪声可以忽略不计的频率来携带，则可进行低噪声测量。

以高的调制频率携带信号的一个方法是使参照反射镜以已知的速度Vr进行扫描。采用这一技术，方程式(A3)变成 $P\det =\frac{1}{2}\sqrt{\mathrm{RsRr}}\mathrm{IoAexp}[-{\left(\frac{2\mathrm{kt}}{l_c}\right)}^2]\cos \left(2\mathrm{koVrt}\right)\left(A4\right)$ 上列方程式的傅里叶转换得出我们的信号对频率的依赖关系： $P\det =\frac{\sqrt{\mathrm{\π}}}{4\mathrm{Vr}}\sqrt{\mathrm{RsRr}}\mathrm{IoA}1\mathrm{cexp}[-(\frac{\mathrm{\π}1c\{f-\mathrm{fr}\}}{2\mathrm{Vr}}{)}^2]---\left(A5\right)$

由方程式(A5)可以看出，频率含量在fr处达到峰值，式中fr是多普勒移动频率(＝2Vr/λ)并随宽1c/2Vr高斯函数而下降。

最后，我们假定，采样反射镜就是以速度VRBC移动的红血球(RBC)。被红血球反射的光被多普勒频移一个下式给出的数量

ΔfRBC＝1/2π(Ki-Ks)*VRBC       (A6)

式中，Ki是入射光的k-矢量，Ks散射(反射)光的k-矢量，而VRBC是红血球的速度。注意，所有三个量都是矢量，就是说，他们都是与方向有关的。如果：(a)VRBC与光速相比小得使|Ki|≈|Ks|(它就是如此)；(d)VRBC的方向平行于Ki；和(c)Ks的方向与入射光相反(亦即反射光)，则方程式(A6)简化为简单扫描的多普勒频移。

如果我们把V_ll定义为红血球速度与光平行的分量，我们就可以将方程式(A5)改写为： $P\det =\frac{\sqrt{\mathrm{\π}}}{4V^{\′}}\sqrt{\mathrm{RsRr}}\mathrm{IoA}1\mathrm{cexp}[-(\frac{\mathrm{\π}1c\{f-f^{\′}\}}{2V^{\′}}{)}^2]---\left(A7\right)$

式中，V′是V′＝Vr±V_ll，而f′是2V′/λ。由此可见，移动的采样反射镜既改变宽度(高斯宽度是1c/V′)又改变信号的中心频率。因此，对时基信号进行傅里叶转换，就可以直接提取出血球的平行速度分量。就是说，要进行频谱分析以确定中心频率f′。按照本发明推荐的实施例，这是通过对信号进行数字化并以本领域的一般技术人员都熟知的快速傅里叶变换来实现的。

Claims (17)

1.用来测量生物样品血管中血流速度的仪器，其组成如下：

一个有主波长的射线束源，其射线基本上是空间相干的，而其时间相干长度小于1微微秒；

把射线束分成采样束和参照束的分束装置；

使采样束射向生物样品一个区域用的装置；

反射参照束用的装置；

检测该区域反射回来的采样束与反射回来的参照束的干涉，并产生干涉信号用的检测装置；

以有效的改变速度改变从分束装置到检测置的光路长度用的装置；

分析干涉信号以便由干涉信号的频谱、有效的改变速度及主波长计算该区域血流速度用的分析装置。

2.权利要求1的仪器，其分析装置由从有效速度测定的频率计算干涉信号频谱中心频率的频移用的装置组成。

3.权利要求1的仪器，其分析装置还由从干涉信号的频谱宽度、有效的改变速度、主波长及时间相干长度计算该区域血流速度用的装置组成。

4.权利要求1的仪器，其辐射源是超发光度的发光二极管，用针孔聚焦。

5.权利要求1的仪器，其辐射源是超发光度的发光二极管，耦合进单模光纤。

6.权利要求1的仪器，其参照束的反射装置至少由一个反射面组成，而改变装置则由使反射装置以有效的改变速度平移用的装置组成。

7.权利要求6的仪器，它还由测定有效的改变速度并将有效的改变速度作为输入加在分析器上用的装置组成。

8.权利要求7的仪器，其中平移装置输出一个位置信号给测定装置，而测定装置由对位置信号进行微分以计算有效的改变速度用的装置组成。

9.权利要求6的仪器，其中测定改变速度用的装置包括一个干涉仪装置，后者包括一个有主波长的长相干辐射源；干涉仪装置产生一个干涉仪输出信号；

检测装置还由检测干涉仪输出信号的装置及把干涉仪输出信号传送给分析装置用的装置组成；

分析装置还由响应干涉仪输出信号，从干涉仪输出信号频谱的中心频率及长相干源的主波长计算有效改变速度用的装置。

10.权利要求9的仪器，其中长相干源是激光。

11.权利要求1的仪器，其中辐射束耦合进一根光纤，采样束与参照束至少在它们经过的光路的一部分上是耦合进光纤的。

12.权利要求11的仪器，其中反射装置由以固定的增量运动的装置组成，而改变装置由附在至少一个参照束光学纤维的一个或多个声光调制器组成。

13.权利要求11的仪器，其中反射装置由以固定的增量运动的装置组成，而改变装置由附在至少一个参照束光学纤维的一个或多个压电换能器组成。

14.权利要求12的仪器，其中改变装置还由反射装置的平移装置组成。

15.权利要求13的仪器，其中改变装置还由反射装置的平移装置组成。

16.测量生物样品血管中，特别视网膜血管中血流速度的方法，它包括下列步骤：

从具有一个参照束的短相干长度Michelson干涉仪产生一个具有主波长的采样束，其中参照束的光路以一个有效速度变化；

把采样束瞄准一个血管壁；

以有效速度改变参照束的光路，令采样束在第一方向上在血管上扫描，并检测反射的采样束与参照束的干涉；

从干涉信号确定第一壁的第一位置及第二壁的第二位置；

通过对干涉信号频谱的分析，从干涉信号测定与采样束的方向平行和不平行血流速度分量；

在第二个方向上进行采样束扫描，以确定第二壁的第二位置；

从这些位置确定第一方向对于血管的方向的角度；

从速度分量和角度确定绝对速度。

17.测量生物样品血管中，特别视网膜血管中血流速度的方法，它包括下列步骤：

从具有一个参照束的短相干长度Michelson干涉仪产生一个具有主波长的采样束，其中参照束的光路以一个有效速度变化；

把采样束瞄准一个血管壁；

以有效速度改变参照束的光路，令采样束在第一方向上在血管上扫描，并检测反射的采样束与参照束的干涉；

从干涉信号确定第一壁的第一位置；

通过对干涉信号频谱的分析，从干涉信号测定与采样束的方向平行和不平行血流速度分量及最大速度的第一位置；

在第二个方向上进行采样束扫描，以确定最大速度的第二位置；

从这些位置确定第一方向对于血管的方向的角度；

从速度分量和角度确定绝对速度。

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