CN104825148B - 一种测量血管血液流量的设备及方法 - Google Patents

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Abstract

本发明公布了一种测量血管血液流量的设备和方法，包括：在光路上设置光源、分光模块、参考臂模块、样品臂模块、探测模块和控制系统；样品臂模块主要包括扫描单元和可旋转的光路平移装置；光源经分光模块后得到探测光，其主光线一直处于扫描单元的转动轴上；探测光经扫描单元扫描反射至光路平移装置，在光路平移装置分别处于第一位置及第二位置时，分别扫描眼底血管，得到被测血管的第一位相信号和第二位相信号，最后根据公式求得视盘附近单根血管的血液流速和流量，以及所有血管的血液流量。本设备和方法，避免了采集到的血管的原始多普勒图像出现的高频背景多普勒，省去了去除高频背景多普勒带来的额外工作和误差。

Description

一种测量血管血液流量的设备及方法
技术领域
本发明涉及光电子技术领域，尤其涉及一种测量血管血液流量的设备及方法。
背景技术
许多视网膜疾病与非正常的眼部血液流量有关，例如糖尿病引起的视网膜病变、视网膜静脉阻塞以及与年纪有关的黄斑退化。在青光眼病研究中，视网膜供血不足被认为是青光眼病发生和发展的一个可能原因。因此，对视网膜血液流量进行测量对于视网膜疾病的临床诊断、治疗和研究具有重要意义。
光学相干层析成像技术(Optical Coherence Tomography，OCT)是一种非侵入的探测技术，它被广泛应用于生物组织的活体截面结构成像。通过测量与深度有关的散射光，OCT可以提供高分辨，高灵敏度的组织结构。同时，OCT技术也可以探测散射光的多普勒频移，以获得流体和样品的运动信息，因而适合用于测量视网膜内的血液流量。遗憾的是，单光束多普勒OCT探测到的频移只与探测光束方向的血液流速有关，而垂直于探测光方向的血流信息不能直接从多普勒频移中得到，无法得到血管内的实际流速。
为了解决上述问题，人们发展了一系列技术来获得血管中的实际流速：
(1)、通过对视网膜进行三维扫描，获得视网膜中血管在空间中的走向，从而确定出探测光的多普勒角度，再利用多普勒角度，计算出实际的流速，但由于视网膜的血管和探测光束接近垂直，这种方法准确度较低。另外，通过连续扫描两个平面或圆环，定出待测血管的空间矢量，进而计算出多普勒角度，得到实际流速。这种方法的测量结果会受到眼动的影响，而且它只能对视盘周围的血管进行测量，无法测量视网膜其他区域的血流情况。
(2)、利用多束、多角度探测光扫描样品中的同一点,以便获得血管中真实的流体速度。OCT探测光被一块玻璃平板分成两束,这两束光会聚在流体中，形成双光束，双角度照明方式，通过分析两束光探测到的多普勒频移，可以得到血管中的真实流体速度。这种方法的缺陷在于：由于两路光之间有时间上的延迟，对于频域OCT系统并不适用。另外，可利用由偏振光分束的双光束OCT系统，测量视网膜血管中的流速和流量，或利用一个DOVE棱镜与OCT扫描机构同步，实现了双光束在视网膜上的环形扫描。但是这些双光束系统由两个迈克耳逊干涉仪构成，结构复杂、调整困难，而且基于探测光安全方面的考虑，每一路探测光的功率要大大低于单光束系统，这降低了双光束OCT系统的灵敏度,从而加大了系统的位相噪声。
为测量视盘内单根血管和视盘内所有血管的流速和流量，则必须要利用眼科检测设备对眼底血管进行扫描，具体请参考图3中对视盘内其中一根血管的线扫描视频截图和图10及图11中对视盘内所有血管的环形扫描示意图。在图3中，黑色的粗线表示探测光扫描眼底血管B的扫描方向，该扫描方向相当于图9中的Y方向.。经过探测光扫描后，得到原始眼底多普勒图像，如图4所示。在图4中，出现了并不需要的背景多普勒，即明暗相间的低频背景多普勒和明显的竖线状的高频背景多普勒。同样的，在进行如图10、图11所示的对视盘内所有血管进行环形扫描的过程中，得到的原始多普勒图像(未图示)中也会出现如图4中所出现的明暗相间的低频背景多普勒和明显的竖线状的高频背景多普勒。经过分析，产生背景多普勒的原因有两点：第一、探测光的主光线没有入射到扫描单元的转动轴上。当扫描单元为X-Y振镜时，即认为Y振镜的转动轴为扫描单元的转动轴。参考图1，当扫描单元为X-Y振镜时，若探测光的主光线落入X-Y振镜501A的转动轴501B上，即认为探测光的主光线处于扫描单元的转动轴上。随着X-Y振镜501A的摆动，探测光的入射方向e与探测光在透镜1成像面d上的扫描方向相互垂直，在此情况下不会引入额外的背景多普勒。参考图2，若探测光的主光线不是落入X-Y振镜501A的转动轴501B上，随着X-Y振镜的摆动，探测光的入射方向e与探测光在透镜1成像面d上的扫描方向不再垂直。假若入射光偏离振镜轴1，振镜扫描角速度为w，透镜1焦距为f，则由此带来频移为(λ0为探测光的中心波长)。该高频背景多普勒在去除时需要在纵向一条线一条线的去除，且极易找错相应的背景。而背景找错将直接影响测量的准确性；第二，眼睛在检测过程中，眼球会不自主的微微转动，因此探测光不可能一直以同一角度照射眼球的同一位置，这就带来了如图4所示的明暗相间的呈区域状的低频背景多普勒。
对于低频背景多普勒来说，可以用众所周知的去多普勒背景的方法轻易去除。而对于高频背景多普勒来说，由于其相邻的每条线之间的背景都不同，且是毫无规律的，所以需要每条线逐一寻找其背景多普勒。这不仅使去背景的过程更繁琐，还难以保证去背景的准确率。而背景找错将直接影响血管血液流速测量的准确性。因此，需要通过光路的调整将高频背景多普勒去除。
发明内容
针对上述现有技术的不足，本发明旨在提供一种既能消除高频背景多普勒、又能精确测量视盘内血管血液流量的设备和方法。
本发明公布的测量血管血液流量的设备的技术方案如下：
一种测量血管血液流量的设备，包括：光源、分光模块、参考臂模块、样品臂模块、探测模块和控制系统；所述光源经所述分光模块分光后形成参考光和探测光，所述参考光入射至所述参考臂模块，所述探测光入射至所述样品臂模块；所述样品臂模块包括扫描单元和可转动的光路平移装置，所述探测光的主光线处于扫描单元的转动轴上；
当所述光路平移装置处于第一位置时，探测光经所述扫描单元反射后进入所述光路平移装置，经所述光路平移装置后，以第一方向扫描血管并携带被扫描血管的信息，经所述样品臂模块返回，与从参考臂返回的参考光在所述分光模块处发生干涉生成第一干涉光；所述第一干涉光被所述探测模块探测到，经所述控制系统处理后得到所述血管的第一位相移动信号；
当所述光路平移装置处于第二位置时，探测光经所述扫描单元反射后进入所述光路平移装置，经所述光路平移装置后，以第二方向扫描所述血管并携带被扫描血管的信息，经所述样品臂模块返回，与从参考臂返回的参考光在所述分光模块处发生干涉生成第二干涉光；所述第二干涉光被所述探测模块探测到，经所述控制系统处理后得到所述血管的第二位相移动信号；
其中，入射至所述光路平移装置的探测光的主光线和所述光路平移装置的旋转轴重合。
进一步地，所述光路平移装置由所述第一位置转到所述第二位置时，转过的角度为180°。
进一步地，所述样品臂模块还包括准直镜、中继透镜、二向色镜和眼底镜；所述准直镜用于准直来自所述分光模块分光后得到的所述探测光；所述中继透镜将来自所述光路平移装置的探测光汇聚于所述二向色镜；所述二向色镜将来自所述中继透镜的探测光反射至所述眼底镜，经眼底镜汇聚后扫描血管。
进一步地，还包括预览模块，其包括照明光源、第一透镜和摄像器；所述照明光源发出的光照射眼睛，在眼底内发生反射，所述反射光依次经所述眼底镜、所述二向色镜和所述第一透镜透射后，由所述摄像器接收并由计算机显示。
进一步地，所述扫描单元为X-Y振镜，所述扫描单元的转动轴为所述X-Y振镜的转动轴。
进一步地，所述光路平移装置至少为其中两端被斜切的平板玻璃、两平行布置的反射镜或棱镜中的一种。
本发明还公布了一种测量单根血管血液流量的方法，包括如下步骤：
依照光路设置光源、探测模块、分光模块、参考臂模块、样品臂模块和控制系统；所述样品臂模块包括扫描单元和可转动的光路平移装置；所述光源经分光得到的探测光的主光线处于扫描单元的转动轴上；
当所述光路平移装置处于第一位置时，探测光经扫描单元反射后进入所述光路平移装置，经其后以第一方向扫描血管并生成第一位相移动信号；
当所述光路平移装置处于第二位置时，探测光经扫描单元反射后进入所述光路平移装置，经其后以第二方向扫描血管并生成第二位相移动信号；
根据所述第一位相移动信号及第二位相移动信号计算血管的血液流量。
进一步地，在所述探测光以第二方向扫描血管并生成第二位相移动信号后，还包括对所述第二位相移动信号进行修正，具体步骤为：
获得所述第一位相移动信号和所述第二位相移动信号分别随时间变化的关系；
利用插值计算对所述第二位相移动信号进行修正。
进一步地，在根据所述第一位相移动信号及所述第二位相移动信号计算所测血管的血液流量之前，还包括：
测量所述血管的轴向与X方向的夹角；
其中，所述光路平移装置处于第一位置时探测光以第一方向扫描所述血管；所述光路平移装置处于第二位置时探测光以第二方向扫描所述血管；所述第一方向和所述第二方向构成X-Z平面。
本发明还公布了一种测量视盘附近总的血液流量的方法，包括如下步骤：
依照光路设置光源、探测模块、分光模块、参考臂模块、样品臂模块和控制系统；所述样品臂模块包括扫描单元和可转动的光路平移装置；所述光源经所述分光模块分光得到探测光，所述探测光的主光线处于所述扫描单元的转动轴上；
当所述光路平移装置处于第一位置时，探测光由扫描单元反射至所述光路平移装置，经控制系统控制所述扫描单元和所述光路平移装置同步转动后，以第一方向环形扫描视盘附近所有血管，得到与所有血管一一对应的若干第一位相移动信号；
在所述光路平移装置处于第二位置时，探测光由扫描单元反射至所述光路平移装置，经控制系统控制所述扫描单元和所述光路平移装置同步转动后，以第二方向环形扫描视盘附近所有血管，得到与所有血管一一对应的若干经修正后的第二位相移动信号；
将所述若干第一位相移动信号和所述若干第二位相移动信号一一配对计算，得到所述若干单根血管的血液流速；
将所述若干单根血管的血液流速取绝对值，经计算得到视盘附近所有血管的血流流量；
其中，探测光以第二方向扫描时的扫描轨迹和以第一方向扫描时的扫描轨迹相同。
本发明所公布的设备和方法的有益技术效果：
第一、测量视盘附近任一单根血管血液流速和流量时，探测光的主光线处在扫描单元的转动轴上，探测光经过扫描单元反射至光路平移装置。当光路平移装置处于第一位置时，探测光经过光路平移装置发生后，以第一方向S1沿着Y方向扫描血管B，系统获得血管的第一位相移动信号；当光路平移装置处于第二位置时，探测光以第二方向S2沿着Y方向扫描血管B，系统获得血管B的第二位相移动信号，系统对第一位相移动信号和第二位相移动信号进行处理，经计算得到血管B内的血液流速，并进而求得血液流量。由于探测光的主光线处于扫描单元的转动轴上，探测光经扫描单元反射后进入光路平移装置，然后才扫描眼底血管，因此，不管光路平移装置在第一位置或者在第二位置，探测光的主光线在扫描单元扫描血管时一直锁定在扫描单元的转动轴上，有效的避免了图4中所示的原始眼底多普勒图中出现的高频背景多普勒，从而省去了去除高频背景多普勒带来的额外工作和误差。
第二，在测量视盘附近所有血管血液流量时，同样让探测光的主光线处在扫描单元的转动轴上，探测光也是经过扫描单元反射至光路平移装置，经控制系统控制扫描单元和光路平移装置同步转动，探测光分别以第一方向S1和第二方向S2环形扫描视盘附近所有血管。同样的，由于探测光的主光线也一直位于扫描单元的转动轴上，因此，在环形扫描视盘附近所有血管得到的原始眼底多普勒图像中也不会出现如图4所示的高频背景多普勒，从而省去了去除高频背景所带来的额外工作和误差。
附图说明
图1为探测光的主光线落在扫描单元的转动轴的示意图；
图2为探测光的主光线偏离扫描单元的转动轴的示意图；
图3为探测光扫描眼底的其中一条血管B的视频截图；
图4为采集到的血管B的原始多普勒图像，该图中有低频背景多普勒和高频背景多普勒；
图5为图4中高频背景多普勒经过处理后的图像；
图6为本发明的实施例提供的血液流量测量设备的结构示意图；
图7为图6中的样品臂模块500的光路平移装置502的第一种结构处于第一位置时的光路详图；
图8为图6中的样品臂模块500的光路平移装置502的第一种结构处于第二位置时的光路详图；和图7相比，光路平移装置502转过的角度为180°；
图9为图6中的样品臂模块500的光路平移装置502的第二种结构处于第一位置时的光路详图；
图10为图6中的样品臂模块500的光路平移装置502的第二种结构处于第二位置时的光路详图；和图9相比，光路平移装置502转过的角度为180°。
图11为图6中的样品臂模块500的光路平移装置502的第三种结构处于第一位置时的光路详图；
图12为图6中的样品臂模块500的光路平移装置502的第三种结构处于第二位置时的光路详图；和图11相比，光路平移装置502转过的角度为180°。
图13为探测光在光路平移装置502处于第一位置和第二位置时探测光射入眼睛视网膜上的形成的夹角α及与血管B构成的几何空间示意图；
图14为探测光环形扫描视盘内所有血管的扫描轨迹图；
图15为探测光分别以第一方向和第二方向以同样的轨迹环形扫描视盘内所有血管的示意图；
图16为第一位相移动信号及第二位相移动信号随时间的变化关系图；
图17为消除高频背景多普勒的测量视盘附近单根血管血液流量的流程图；
图18为消除高频背景多普勒的测量视盘附近所有血管血液流量的方法。
图中，各序号及对应的名称分别为：
1.透镜
100、光源；
200、分光模块；
300、参考臂模块；
301、参考镜；
400、准直镜；
50、探测光主光线；
500、样品臂模块；
501、扫描单元；
501A、X-Y振镜；
501B、转动轴；
502、光路平移装置；
502C、光路平移装置502的旋转轴；
502A、光路平移装置502的第一种结构的入射面；
502B、光路平移装置502的第一种结构的出射面；
502D、光路平移装置502的第二种结构的第一反射镜；
502E、光路平移装置502的第二种结构的第二反射镜；
502F、光路平移装置502的第三种结构的第一反射面；
502G、光路平移装置502的第三种结构的第二反射面；
503、二向色镜；
504、眼底镜；
505、预览模块；
505A、第一透镜；
505B、摄像器
600、探测模块；
506、中继透镜
700、控制系统
800、眼睛
具体实施方式
为了使本发明所要解决的技术问题、技术方案及有益效果更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
本发明提供一种测量血管血液流量的设备，用于测量人的组织器官的血液流量，这里的组织器官包括但不限于人或者动物的眼睛。虽然在本专利申请文件的附图中，所选择的测量对象为眼睛的血管，但是，就该设备及方法而言，同样适用于测量人或者动物除了眼睛以外的其他组织器官的血液流量，只不过需要技术实施例的提到的眼睛换成其它组织器官，以及需要将说明书附图中涉及到眼睛示意图换成其他组织器官的示意图。同样地，对于在下文中提到的样品，包括但不限于人或者动物的眼睛，也可以将其替换成人或动物的其他组织器官。
参考图6，所述能消除高频背景多普勒的测量血液流量设备包括光源100、分光模块200、参考臂模块300、样品臂模块500、探测模块600及控制系统700。光源100发出的光传递至分光模块200，分光模块200将接收到的光分成参考光和探测光，其中参考光传递给参考臂模块300，探测光传递给样品臂模块500。参考臂模块300将接收到的参考光经反射后传回到分光模块200；探测光经过准直镜400准直后，经样品臂模块500后扫描眼睛800，经眼睛800内的组织散射后形成信号光并再次经准直镜400返回分光模块200，信号光与参考光在分光模块200处干涉后形成干涉光。探测模块600接收干涉光后，将干涉光的信号传输至控制系统700，控制系统700处理该信号，得到被扫描的眼睛的组织的位相移动信号。其中，参考臂模块300内置有参考镜301，分光模块200分光得到的参考光经参考镜301反射后返回到分光模块200内，在此和信号光发生干涉。具体地，参考镜301优先选择为平面反射镜。另外，此处所说的控制系统700，可以理解为计算机的处理模块。
参考图7-图12。在图7-图12中，样品臂模块500至少包括了扫描单元501和光路平移装置502，从分光模块200分光得到的探测光的主光线直接入射至扫描单元501的转动轴。当扫描单元优选为X-Y振镜时，扫描单元的转动轴即为图1中的X-Y振镜501A的转动轴501B。图7到图12中的扫描单元501在整个扫描过程中，探测光的主光线一直位于扫描单元501的转动轴501B(见图1，此时，扫描单元501优选为X-Y振镜501A)上。
继续参考图7至图12，图7至图12具体描述了光路平移装置502分别包括的三种实施例时样品臂模块500的具体的光路结构。需要说明的是，这三种实施例仅仅是示例性的，其目的在于使探测光的主光线50在射入光路平移装置502时和从光路平移装置502出射时发生平移。因此，凡是能实现上述目的的光路结构，均属于本发明的保护范围。
第1实施例：光路平移装置502为两端被斜切的玻璃平板。
请参考图7，在测量血管B的血液流速时，当光路平移装置502处于第一位置时，探测光主光线50入射至扫描单元501的转动轴上，经过扫描单元501反射至光路平移装置502，在光路平移装置502的入射面502A发生折射后，探测光经光路平移装置502的出射面502B再次折射，再次折射后的探测光以第一方向S1并沿Y方向扫描眼睛800的其中一根血管B(见图13)。完成扫描后，探测光携带血管B的信号，经眼底散射，原路返回至图6中的分光模块200，并和从参考臂模块300返回的参考光在分光模块200处发生干涉形成第一干涉光，第一干涉光被探测模块600探测到，系统得到被扫描血管B的第一位相移动信号фa。需要说明的是，在图7中，从扫描单元501反射至光路平移装置502的入射面502A的探测光的主光线50和光路平移装置502的旋转轴502C重合。
请参考图8，当光路平移装置502转过180°，处于图8中的所示的第二位置时，探测光主光线50入射至扫描单元501的转动轴上，经过扫描单元501反射至光路平移装置502，在光路平移装置502的入射面502A产生折射，折射后的探测光经光路平移装置502的出射面502B再次产生折射，参考图9，探测光以第二方向S2并沿Y方向扫描血管B，携带血管B的第二信号，经眼底散射后，原路返回图6中的分光模块200，并和从参考臂模块300返回的参考光在分光模块200处发生干涉形成第二干涉光，第二干涉光被探测模块600探测到，得到被扫描血管的第二位相移动信号фb。需要说明的是，在图8中，从扫描单元501反射至光路平移装置502的出射面502B的探测光的主光线50和光路平移装置502的旋转轴502C重合。
第2实施例：光路平移装置502为平行分布的两反射镜。
参考图9和图10，和第一实施例不同的是，光路平移装置502为由两块平行布置的第一反射镜502D和第二反射镜502E组成。请参考图9，当光路平移装置502处于第一位置时，探测光主光线50入射至扫描单元501的转动轴上，经过扫描单元反射至光路平移装置502，经第一反射镜502D反射至第二反射镜502E，再由第二反射镜502E出射，探测光以第一方向S1并沿Y方向扫描眼睛800的其中一根血管B(见图13)。完成扫描后，探测光携带血管B的信号，经眼底反射，按原路返回至图6中的分光模块200，并和从参考臂模块300返回的参考光在分光模块200处发生干涉形成第一干涉光，第一干涉光被探测模块600探测到，系统得到被扫描血管B的第一位相移动信号фa。需要说明的是，在图9中，由扫描单元501反射至第一反射镜502D的探测光的主光线50和光路平移装置502的旋转轴502C重合。
请参考图10，当光路平移装置502处于第二位置时，此时，第一反射镜502D和第二反射镜502E作为一个整体沿着旋转轴502C转动180°。探测光主光线50入射至扫描单元501的转动轴上，经过扫描单元501反射至光路平移装置502，经第二反射镜502E反射至第一反射镜502D，再由第一反射镜502D出射，探测光以第二方向S2并沿Y方向扫描眼睛800的其中一根血管B。完成扫描后，探测光携带血管B的信号，经眼底反射，按原路返回至图6中的分光模块200，并和从参考臂模块300返回的参考光在分光模块200处发生干涉形成第二干涉光，第二干涉光被探测模块600探测到，系统得到被扫描血管B的第二位相移动信号фb。需要说明的是，在图10中，由扫描单元501反射至第一反射镜502D的探测光的主光线50和光路平移装置502的旋转轴502C重合。
第3实施例：光路平移装置502为棱镜。
参考图11，当光路平移装置502处于第一位置时，探测光主光线50入射至扫描单元501的转动轴上，经过扫描单元501反射至光路平移装置502。此时，光路平移装置502为棱镜。探测光经棱镜的第一反射面502F反射至第二反射面502G，再由第二反射面502G出射，探测光以第一方向S1并沿Y方向扫描眼睛800的其中一根血管B。完成扫描后，探测光携带血管B的信号，经眼底反射，按原路返回至图6中的分光模块200，和从参考臂模块300返回的参考光在分光模块200处发生干涉形成第一干涉光，第一干涉光被探测模块600探测到，得到被扫描血管B的第一位相移动信号фa。需要说明的是，在图11中，由扫描单元501反射至第一反射面502F的探测光的主光线50和旋转轴502C重合。
参考图12，当光路平移装置502处于第二位置时，即棱镜沿着旋转轴502C转动180°后，探测光主光线50入射至扫描单元501的转动轴上，经过扫描单元501反射至光路平移装置502。探测光经棱镜的第二反射面502G反射至第一反射面502F，再由第一反射面502F出射，探测光以第二方向S2并沿Y方向扫描眼睛800的其中一根血管B。完成扫描后，探测光携带血管B的信号，经眼底反射，按原路返回至图6中的分光模块200，并和从参考臂模块300返回的参考光在分光模块200处发生干涉形成第二干涉光，第二干涉光被探测模块600探测到，得到被扫描血管B的第二位相移动信号фb。需要说明的是，在图12中，由扫描单元501反射至第一反射面502F的探测光的主光线50和旋转轴502C重合。
请继续参考图13，定义第一方向S1和第二S2方向构成的夹角为α，构成的平面为X-Z平面。当第一位相移动信号фa和第二位相移动信号фb确定后，根据公式：
计算得到待测血管B的血液流速V。
在公式(1)中，λ0为探测光的中心波长,n为图13中血管B内的血液的率,τ为OCT系统两相邻光线扫描的时间间隔，β为血管B的血流方向VB与平面X-Z的夹角,它可以从视网膜的三维投影图上获得。例如,利用探测光在以第一方向S1射入血管B时沿X轴方向做三维扫描，在合成的眼底平面图中，血管B和X方向的夹角就是β角。当上述参数都确定后，根据公式(1)就能确定眼睛800的视网膜内的待测血管B的血液流速V。因此，根据公式(1)可以计算出眼睛800的视网膜内的任一单根血管在任一时刻的血液流速。
需要说明的是，在本发明的实施例中，根据血管B的走向及分布情况，通过扫描单元501的扫描配合，使探测光实现X方向扫描、Y方向扫描或斜线扫描等各种扫描方式，从而使探测光根据待测血管B的实际走向调整扫描方向。
进一步地，参考图7到图12，作为进一步改进，所述样品臂模块500还包括准直镜400、二向色镜503和眼底镜504和中继透镜506。准直镜400设置在分光模块200和扫描单元501之间，它负责对入射至扫描单元501的参考光进行准直。中继透镜506将来自光路平移装置502的探测光汇聚在二向色镜503上，二向色镜503则将来自中继透镜506的探测光反射至眼底镜504，然后再经眼底镜504透射后，入射至眼睛800。探测光经眼底反射后，携带有被扫描血管的信息，原路返回至图6中的分光模块200。
进一步地，参考图7到图12，本发明所述的设备还包括预览模块505。具体地，预览模块505包括照明光源(未图示)、第一透镜505A和摄像器505B。照明光源发出的光照射到眼睛800，并在眼睛800内发生散射，散射后的反射光经过眼底镜504透射后到达二向色镜503，经二向色镜503透射后，再通过第一透镜505A透射后到达摄像器505B，反射光的信息由摄像器505B拍摄得到。摄像器505B拍摄的图像显示到控制系统700的显示屏上，以供操作人员了解所述眼睛800的相关信息，便于进一步的操作。
由于在本装置中，探测光的主光线一直处于扫描单元的转动轴上，探测光经过扫描单元501反射至射路发生装置502。即：光路平移装置502分别处于第一位置和第二位置时，探测光的主光线始终处于扫描单元501的转动轴上，也就是说，探测光的主光线不会因为光路平移装置502发生转动而偏离扫描单元501的转动轴501B，因此避免了图4中所出现的被测血管B中原始多普勒图像中出现的不必要的高频背景多普勒，直接得到了我们所需要的如图5所示的血管B的原始多普勒图像，以方便根据公式(1)求得被测血管B的血液流速。因此，该装置避免了由于无法正确去除高频背景多普勒带来的额外工作和误差。
需要说明的是，血管B为眼睛800的视盘中的其中一条，它仅仅是示例性的，当利用本设备扫描样品中的其他组织的血管时，也能消除血管B的原始多普勒图像中出现的背景多普勒。
参考图17，本发明还公布了一种血管血液流量测量的方法，包括如下步骤：
S101：依照光路设置光源、探测模块、分光模块、参考臂模块、样品臂模块和控制系统；所述样品臂模块包括：所述样品臂模块包括扫描单元和可转动的光路平移装置；所述光源经所述分光模块得到探测光和参考光；所述探测光的主光线处在扫描单元的转动轴上；
S102：当所述光路平移装置处于第一位置时，探测光经扫描单元反射后进入所述光路平移装置，以第一方向扫描血管并生成第一位相移动信号；
S103：当所述光路平移装置处于第二位置时，探测光经扫描单元反射后进入所述光路平移装置，以第二方向扫描血管并生成第二位相移动信号；
S104：根据所述第一位相移动信号及第二位相移动信号计算所述血管的血液流量。
下面对这步骤S101-S104展开具体描述。
对于步骤S101，首先需要按照图6依次设置好发光光源100，分光模块200、参考臂模块300、样品臂模块500、探测模块600和控制系统700。发光光源100发出的光经过分光模块200后分为两束：参考光和探测光。其中参考光传递给参考臂模块300，探测光传递给样品臂模块500。参考臂模块300将接收到的参考光经反射后传回至分光模块200；探测光经样品臂模块500后入射眼睛800扫描血管，然后携带血管的信息，经眼睛800内的眼底散射后返回到分光模块200，返回的携带有血管信息的探测光与参考光在分光模块200处发生干涉，产生干涉光；探测模块600接收干涉光，后将干涉光传输至所述控制系统700，经控制系统700处理后得到被扫描的血管的位相移动信号。
请参考图7到图12，由于前面说过，样品臂模块500模块至少包括了扫描单元501和光路平移装置502。其中，光路平移装置502可以转动。具体地，光路平移装置502可以由电机驱动转动，也可以通过其他机械结构驱动其转动。当探测光的主光线处于扫描单元501的转动轴上时，不管光路平移装置502处于第一位置，或者经过转动180°处于第二位置，探测光的主光线50一直被锁定在扫描单元501的转动轴上，这样，利用本装置扫描单根血管，扫描得到的原始多普勒图像中将不会出现图4中的高频背景多普勒，减少了处理高频背景多普勒所带来的额外工作和误差。
对于步骤S102，具体请参考图7、图9和图11。首先使光路平移装置502处于第一位置。光源100发出光经过分光模块200分光得到探测光和参考光。探测光经过准直镜400准直后，其主光线处于扫描单元501的转动轴上。探测光经扫描单元501反射至光路平移装置502，经光路平移装置502出射后，探测光经中继透镜506透射后，再由二向色镜503反射至眼底镜504，最后经过眼底镜504透射后进入眼睛800，以第一方向S1(见图13)并沿Y方向扫描血管B，携带血管B的信息，经原路返回至分光模块200。参考图6，此时，携带血管B信息的探测光和从参考臂模块300返回的参考光在分光模块200中发生干涉，得到第一干涉光，经过控制系统700处理后，得到血管B的第一位相移动信号фa。当然，为了优化本装置，正如前面所说，准直镜400、中继透镜506、二向色镜503以及眼底镜504均可以省略。
对于步骤S103,请参考图8，图10和图12，光路平移装置502旋转180°后，处于第二位置。光源100发出的光经过分光模块200分光得到探测光和参考光。探测光经过准直镜400准直后，主光线50处于扫描单元501的转动轴上，探测光经扫描单元501反射至光路平移装置502，经其出射后，探测光经中继透镜506透射后，再由二向色镜503反射至眼底镜504，最后经过眼底镜504透射后进入眼睛800，以第二方向S2(见图13)并沿Y方向扫描血管B，携带血管B的信息，经原路返回至分光模块200。参考图6，此时，携带血管B信息的探测光和从参考臂模块300返回的参考光在分光模块200中发生干涉，得到第二干涉光，经过控制系统700处理后，得到血管B的第二位相移动信号фb。同样地，为了优化本装置，正如前面所说，准直镜400、中继透镜506、二向色镜503以及眼底镜504均可以省略。
S104：根据所述第一位相移动信号及第二位相移动信号计算待测血管的血液流量；
具体地，在本发明实施例中，根据探测光在光路平移装置502处于第一位置测得的第一位相移动信号Φa及光路平移装置502处于第二位置测得的第二位相移动信号Φb，利用公式(1),即可以得到所述血管B的流速。
考虑到血流的脉动，定义所述血管B中血液任一时刻流速为V(y,z,t):
V(y,z,t)＝vA(y,z)P(t) (2)
控制系统通过对空间及时间进行积分，获得血管B中血液的平均流量为：
其中，T为血流的脉动周期，P(t)为血管中的血流脉动函数。
通过公式(1)到公式(3)，就能计算出眼睛视网膜内待测血管B的血液流量。需要强调的是，公式(1)到公式(3)求得的是眼睛视网膜内的任一单根血管的血液流量。
需要说明的是，在步骤S103后和S104之前，还需要执行对第二位相移动信号Φb进行修正，具体阐述如下。
在本发明的实施例中，第一位相移动信号Φa与第二位相移动信号Φb的采集时间点并不一致，由于血管B中的血流有脉动，不同时刻的血液流速不一样，因而需要利用控制系统700对第二位相移动信号Φb进行修正。该修正过程包括如下步骤：
首先，获得第一位相移动信号Φa及第二位相移动信号Φb随时间的变化关系。
请参阅图13和图16。图13中，探测光在光路平移装置502分别处于第一位置和第二位置时，分别对血管B以第一方向S1方向和第二方向S2方向交替扫描,并持续预定时间，如2秒钟，从而得到如图16所示的一个和时间有关的位相移动信号分布图。其中，黑色圆点为光路平移装置502处于第一位置时，控制系统700在第一S1方向的不同时间点采集到一系列第一位相移动信号Φa；白色的方框为光路平移装置502处于第二位置时，控制系统700在第二方向S2方向上不同时间点测量到的一系列第二位相移动信号Φb。
然后，利用插值计算对所述第二位相移动信号Φb进行修正。
具体地，参考图16，Φa1为ta时刻扫描获得的第一位相移动信号，Φb2为tb时刻扫描获得的第二位相移动信号。控制系统对第一位相移动信号进行插值计算，得到在tb时刻的第一位相移动信号值Φa2,然后把tb时刻的第一位相移动信号值Φa2与ta时刻的第一位相移动信号Φa1进行比较,得到k＝Φa1/Φa2。用k去乘以tb时刻的第二位相移动信号Φb2，如此即可得到ta时刻的第二位相移动信号Φb1，Φb1＝kΦb2。
需要说明的是，在执行步骤S104之前，还包括执行如下步骤：测量所述血管的轴向与X方向的夹角。具体地，参考图13，光路平移装置502处于第一位置时，探测光沿着第一方向S1照射眼睛800的血管B并沿Y方向扫描；光路平移装置502经过旋转180°处于第二位置时，探测光沿着第二方向S2照射眼睛800的血管B并沿Y方向扫描；第一方向S1和第二方向S2构成X-Z平面，X方向平行于X-Z平面的X轴。因此，只要知道血管B的空间分布，就能求出夹角β。
参考图18，本发明还公布了一种测量视盘附近所有血管血液流量的方法，包括如下步骤：
S201：依照光路设置光源、探测模块、分光模块、参考臂模块、样品臂模块和控制系统；所述样品臂模块包括扫描单元和可转动的光路平移装置；所述光源经所述分光模块分光得到探测光和参考光，所述探测光的主光线处于所述扫描单元的转动轴上；
S202：当所述光路平移装置处于第一位置时，探测光经扫描单元反射至所述光路平移装置，经计算机控制所述扫描单元和所述光路平移装置同步转动后以第一方向环形扫描视盘附近所有血管，得到与所有血管一一对应的若干第一位相移动信号；
S203：在所述光路平移装置处于第二位置时，探测光经扫描单元反射至所述光路平移装置，经计算机控制所述扫描单元和所述光路平移装置同步转动后以第二方向环形扫描视盘附近所有血管，得到与所有血管一一对应的若干经修正后的第二位相移动信号；
S204：将所述若干第一位相移动信号和若干第二位相移动信号一一配对计算，得到所述若干单根血管的血液流速；
S205：将所述若干单根血管的血液流速取绝对值，经计算得到视盘附近附近所有血管的血流流量。
其中，探测光在第二方向扫描时的扫描轨迹和在第一方向扫描时的扫描轨迹相同；所述光路平移装置由第一位置转到第二位置时，转过的角度为180°。
下面对这5个步骤展开具体描述。
对于步骤S201,请参考步骤S101的说明，在此不再累述。
对于步骤S202，当光路平移装置502处于如图7、图9和图11所示的第一位置时，控制系统700控制探测光绕着视盘区域在一个圆周C(见图14)上作环形扫描。图15描述了如何实现这种环形扫描：由扫描单元501控制探测光落在圆周(相当于图14中的圆周C)上的S点，此时如果扫描单元501保持不动，光路平移装置502做360°转动，则探测光将绕着锥面Co作圆周运动。控制系统700控制光路平移装置502与扫描单元501同步转动,探测光将沿着实线箭头入射的第一方向S1(见图13)所示的空间矢量方向环形扫描视盘附近所有血管(见图14)，如此即可获得视盘附近所有血管内的血流的一系列第一位相移动信号：φa1、φa2、φa3...φaN。
对于步骤S203：当探测光环形扫描一周回到S点后(见图15)，光路平移装置502快速切换一个位相п(即转过180°)，此时光路平移装置502处于第二位置，这时探测光将切换到沿虚线箭头入射的第二方向S2(见图13)，同样的，和步骤S202一样，控制系统700控制扫描单元501和光路平移装置502同步转动，探测光沿着和光路平移装置502处于第一位置时扫描的相同圆周的轨迹，环形扫描视盘附近所有血管(见图14)，如此即可获得视盘附近所有血管内的血流的一系列第二位相移动信号φb1、φb2、φb3...φbN。需要说明的是，所述一系列第二位相移动信号φb1、φb2、φb3...φbN也要修正，其修正的方法和前面测视盘附近单根血管的方法相同。
对于步骤S204-S205:将若干第一位相移动信号：φa1、φa2、φa3...φaN和若干第二位相移动信号φb1、φb2、φb3...φbN配对。这里所说的配对，是指φa1和φb1配对，φa2和φb2配对，φa3和φb3配对.......φaN和φbN配对。为在短时间内测量视盘附近所有血管的血液流量,这两次环形扫描间隔需要设置一定的间隔周期(如2秒钟)。在探测光完成上述两次扫描后，参考眼底图可以确定视盘内所有血管的轴向VB与X方向的夹角β。图13中示例性的例举了其中的一条被扫描血管B的轴向VB与X方向的夹角β。具体地，上述眼底图可以以各种方式得到，如通过三维OCT、眼底黑白或彩色照相、线扫描成像等技术得到。通过这种方式，则视盘附近所有血管的轴向与X方向的夹角β可由此定出来。此时，利用公式(1)，求得若干单根血管的血液流速值V1，V2，V3.....VN,由于血液流速具有方向性，因此需要对这些血液流速值进行取绝对值，再将取绝对值后的各血液流速值V1，V2，V3.....VN代入公式(2)和公式(3)，即可获得眼睛800视盘附近血管的总血液流量。
需要再次说明的是，探测光绕着视盘区域在一个圆周C上作两次环形扫描时，光路平移装置502在处于第一位置和第二位置时，探测光的扫描轨迹为同一个圆周；所不同的是，光路平移装置502在处于第一位置时，探测光以第一方向S1环形扫描视盘附近的每一根血管；光路平移装置502在处于第二位置时，探测光以第二方向S2环形扫描视盘附近的每一根血管。第一方向S1和第二方向S2在探测光环形扫描血管时所保持的方向一直保持不变，即第一方向S1和第二方向S2在整个环形扫描过程中成构成的夹角α一直保持不变，这样利用公式(1)和(2)计算视盘附近若干单根血管血液流速更加准确，最后计算出的视盘附近所有血管的血液总的流量因此也更加准确。
综上所述，本发明所述的一种测量血液流量的设备和方法，由于在设置光路时，探测光的主光线50一直处在图1中所示的扫描单元501的转动轴501B上，避免了对得到图4所示的原始多普勒图像高频背景多普勒进行处理，可以直接得到图5中所示的不包含高频背景多普勒的多普勒图像，从而减少了处理高频背景多普勒所带来的额外工作和误差。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种测量血管血液流量的设备，其特征在于，包括：光源、分光模块、参考臂模块、样品臂模块、探测模块和控制系统；所述光源经所述分光模块分光后形成参考光和探测光，所述参考光入射至所述参考臂模块，所述探测光入射至所述样品臂模块；所述样品臂模块包括扫描单元和可转动的光路平移装置，所述探测光的主光线处于扫描单元的转动轴上；
当所述光路平移装置处于第一位置时，探测光经所述扫描单元反射后进入所述光路平移装置，经所述光路平移装置后，以第一方向扫描血管并携带被扫描血管的信息，经所述样品臂模块返回，与从参考臂返回的参考光在所述分光模块处发生干涉生成第一干涉光；所述第一干涉光被所述探测模块探测到，经所述控制系统处理后得到所述血管的第一位相移动信号；
当所述光路平移装置处于第二位置时，探测光经所述扫描单元反射后进入所述光路平移装置，经所述光路平移装置后，以第二方向扫描所述血管并携带被扫描血管的信息，经所述样品臂模块返回，与从参考臂返回的参考光在所述分光模块处发生干涉生成第二干涉光；所述第二干涉光被所述探测模块探测到，经所述控制系统处理后得到所述血管的第二位相移动信号；
其中，入射至所述光路平移装置的探测光的主光线和所述光路平移装置的旋转轴重合。
2.如权利要求1所述的测量血管血液流量的设备，其特征在于，所述光路平移装置由所述第一位置转到所述第二位置时，转过的角度为180°。
3.如权利要求1或2所述的测量血管血液流量的设备，其特征在于：所述样品臂模块还包括准直镜、中继透镜、二向色镜和眼底镜；所述准直镜用于准直来自所述分光模块分光后得到的所述探测光；所述中继透镜将来自所述光路平移装置的探测光汇聚于所述二向色镜；所述二向色镜将来自所述中继透镜的探测光反射至所述眼底镜，经眼底镜汇聚后扫描血管。
4.如权利要求3所述的测量血管血液流量的设备，其特征在于：还包括预览模块，其包括照明光源、第一透镜和摄像器；所述照明光源发出的光照射眼睛，在眼底内发生反射，所述反射光依次经所述眼底镜、所述二向色镜和所述第一透镜透射后，由所述摄像器接收并由计算机显示。
5.如权利要求1或2所述的测量血管血液流量的设备，其特征在于：所述扫描单元为X-Y振镜，所述扫描单元的转动轴为所述X-Y振镜的转动轴。
6.如权利要求1或2中所述的测量血管血液流量的设备，其特征在于：所述光路平移装置至少为其中两端被斜切的平板玻璃、两平行布置的反射镜或棱镜中的一种。
7.一种测量单根血管血液流量的方法，其特征在于，包括如下步骤：
依照光路设置光源、探测模块、分光模块、参考臂模块、样品臂模块和控制系统；所述样品臂模块包括扫描单元和可转动的光路平移装置；所述光源经分光得到的探测光的主光线处于扫描单元的转动轴上；
当所述光路平移装置处于第一位置时，探测光经扫描单元反射后进入所述光路平移装置，经其后以第一方向扫描血管并生成第一位相移动信号；
当所述光路平移装置处于第二位置时，探测光经扫描单元反射后进入所述光路平移装置，经其后以第二方向扫描血管并生成第二位相移动信号；
根据所述第一位相移动信号及第二位相移动信号计算血管的血液流量。
8.如权利要求7所述的测量单根血管血液流量的方法，其特征在于：在所述探测光以第二方向扫描血管并生成第二位相移动信号后，还包括对所述第二位相移动信号进行修正，具体步骤为：
获得所述第一位相移动信号和所述第二位相移动信号分别随时间变化的关系；
利用插值计算对所述第二位相移动信号进行修正。
9.如权利要求7所述的测量单根血管血液流量的方法，其特征在于：在根据所述第一位相移动信号及所述第二位相移动信号计算所测血管的血液流量之前，还包括：
测量所述血管的轴向与X方向的夹角；
其中，所述光路平移装置处于第一位置时探测光以第一方向扫描所述血管；所述光路平移装置处于第二位置时探测光以第二方向扫描所述血管；所述第一方向和所述第二方向构成X-Z平面。
10.一种测量视盘附近总的血液流量的方法，其特征在于，包括如下步骤：
依照光路设置光源、探测模块、分光模块、参考臂模块、样品臂模块和控制系统；所述样品臂模块包括扫描单元和可转动的光路平移装置；所述光源经所述分光模块分光得到探测光，所述探测光的主光线处于所述扫描单元的转动轴上；
当所述光路平移装置处于第一位置时，探测光由扫描单元反射至所述光路平移装置，经控制系统控制所述扫描单元和所述光路平移装置同步转动后，以第一方向环形扫描视盘附近所有血管，得到与所有血管一一对应的若干第一位相移动信号；
在所述光路平移装置处于第二位置时，探测光由扫描单元反射至所述光路平移装置，经控制系统控制所述扫描单元和所述光路平移装置同步转动后，以第二方向环形扫描视盘附近所有血管，得到与所有血管一一对应的若干经修正后的第二位相移动信号；
将所述若干第一位相移动信号和所述若干第二位相移动信号一一配对计算，得到所述若干单根血管的血液流速；
将所述若干单根血管的血液流速取绝对值，经计算得到视盘附近所有血管的血流流量；
其中，探测光以第二方向扫描时的扫描轨迹和以第一方向扫描时的扫描轨迹相同。
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