短相干長度都卜勒速度測量系統的製作方法

2023-06-09 02:17:21 3

專利名稱：短相干長度都卜勒速度測量系統的製作方法
技術領域：
本發明涉及短相干長度都卜勒速度測量系統。
人類視網膜對視網膜維管系提供的血流的變化敏感。血流這樣的變化，可能(a)是由於特定的眼科疾病，例如血管閉塞造成的；或者(b)伴隨系統性疾病，例如糖尿病或系統性高血壓而發生，血流的變化往往導致失明。有鑑於此，一種有效的有復演性的視網膜中的血流測量方法，對於診斷和治療視網膜維管疾病是很重要的。
在測量/估測視網膜中的血液流速的現有技術上已知幾種儀器，但都有一種或多種缺點。一種這樣的先有技術的儀器是超聲波成象系統，它測量反射波的都卜勒偏移。超聲波成象系統使用第一種技術為用戶提供一種稱為頻譜都卜勒流量映射格式的輸出，它使用第二種技術為用戶提供一種稱為彩色都卜勒流量映射格式的輸出，其中第一種和第二種技術的差別主要在於向用戶呈現數據的方法不同。超聲波成象系統有一個缺點是，無論第一種還是第二種技術都不能對信號精確地進行三維定位，也都不能考慮血液流動方向與聲波傳播方向的關係(技術上稱為″傳感器校準″)。血流方向固有的不確定性，稱為傳感器校準誤差，可能對測出的速度有很大的影響。另外，濾波器的設定對測出的絕對速度也有很大的影響。濾波器造成的誤差加上傳感器校準誤差，其後果是使超聲波都卜勒技術只能提供視網膜血流速度的平均估計值。
另一種這樣的先有儀器是共焦掃描雷射檢眼鏡(″CSLO″)，它能提供精確的前眼(anterior eye)，包括視網膜的三維圖象。人們已藉助於間接的技術，利用CSLO儀器進行視網膜血流測量，其中將螢光染料注射入血流中，在雷射照明下提供維管結構的電視圖像來顯示分散的螢光。血流指標由隨時間變化的螢光強度提供。這種技術有一個缺點，就是需要受過訓練的操作者對電視圖像進行廣泛的後處理，提取灰度並將灰度與血流聯繫起來，見P.G.Rehkopf，J.W.Warnicki，L.J.Mandarino，T.R.Friberg及D.N.Finegold提交給第一屆掃描雷射檢眼鏡及層面X線照相術國際會議(德國慕尼黑大學眼科醫院，1989年7月7-8日)的題為″利用SLO圖像處理技術測定視網膜血液循環時間″的報告。這種技術的另一個缺點是需要將染料注射進血流中。
再一種這樣的先有儀器是雷射都卜勒速度計(″LDV″)，它將雷射/檢測器系統附加在標準的Fundus照相機上，測量視網膜中的血流速度，見B.L.Petrig及C.E.Riva刊登於Applied Optics30，1991年6月1日2073-2078頁題為″近紅外視網膜雷射都卜勒速度測量及流量測量，新的遞送(Delivery)及檢測技術″。LDV技術可以以非注射方法提供(在二維平面上)定位的視網膜主血管(直徑＞50微米)中的血流速度的絕對值。但是，標準的LDV技術有若干缺點。第一，LDV技術有本身不能提供三維定位的缺點。第二，LDV技術有一個缺點，它同時測量一個血管內所有的血流速度(如所周知，血管中心血流速度最快，血管壁處最慢)。檢測信號中存在所有的血流速度，(a)使分析複雜化了，(b)採用短的取樣時間以避免多重散射的膺象時，檢測信號的解釋變得困難。

圖1A說明了這一點，對於LDV技術，雷射束220的相干長度210比血管200的直徑大得多。第三，LDDV技術的缺點是它包含多重散射的膺象。多重散射效應是不利的，因為多重散射往往在很長的取樣時間中控制了反射的信號，從而使速度測量變得困難。結果，人們不得不使用短的採樣時間。這一點示於圖1B及圖1C。圖1B以圖形的方式顯示只需考慮單一散射的理想的血樣，即非常稀的血樣測出的LDV信號的頻譜。對於這種單一散射的理想情況，測出的LDV信號頻譜對頻率而言是一個常數，直到最大頻率fMax，然後在這裡突然降至散粒噪聲極限。這一特性是由血管內發現的紅血球速度呈拋物線造成的。拋物線的速度分布造成每一個速度增量(相當於都卜勒頻率的增量)都對測出LDV信號作出同樣大小的貢獻，致使頻譜扁平。fmax之後再沒有信號，只剩下噪聲項了。與圖1B理想的單一散射的情況相反，圖1C顯示從實際血管測出的具有代表性的頻譜，這裡多重散射迫使人們採用非常短的採樣時間。而採用短的採樣時間本身又使fmax的精確測量變得困難，因為反射信號天然地是隨即的，結果短的採樣時間加大了噪聲。然而，長的採樣時間又會使在fmax以外的信號增大(多重反射會使頻移大於fmax)。因此，只有在短的採樣時間下才有可能確定截止頻率。第四、LDV技術有一個缺點是，它依賴血管壁的反射作用作為″局部振子″(血管壁提供一個很強的非都卜勒頻移的參照束)。局部振子波束與都卜勒頻移信號之間的幹涉，在檢測器上引起一個低頻的差拍信號，由此可以提取速度。差拍頻率的典型值幾千赫，故對低頻l/f噪聲敏感，而該種噪聲又是LDV儀器所固有的。
鑑於上述幾點，目前有必要提供一種能克服上述問題的非注入式(non-invasive)的血流速度測量方法。
本發明的一個實施例，是一種能能克服上述問題的非注入式的血流速度測量的儀器。特別是，本發明的一個實施例包括一個採用短相干長度光源的Michelson幹涉儀。
本發明的一個實施例提供下列優點(a)信號優越的三維空間定位；(b)不依賴於從血管壁反射的非都卜勒頻移光；(c)使多重散射效應減到最小；以及(d)參照束可在遠高於儀器l/f噪聲的頻率上進行調製；產生上述優點的原因如下產生本發明優點的第一個原因是，短的相干長度要求幹涉儀的採樣臂與參照臂平衡到光源的相干長度以內，亦即具有相同的光學長度(例如，使用超發光度發光二極體光源可提供30-60毫微微秒數量級的時間相干長度，結果，可提供10-20微米數量級的光學長度)。而這個平衡本身又要求參照反射鏡的精確定位，從而提供被反射的採樣光束位置的精確測量(例如反射點的Z坐標或深度)。另外，用來駕馭採樣光束的Fundus照相機和/或標準掃描光學系統提供採樣光束反射點的(x，y)坐標的精確測量。產生本發明優點的第二個原因是，三維空間定位使得由血管中心產生的都卜勒頻移光不依賴於由血管的一個壁產生的非都卜勒頻移光。結果，信號的分析被簡化了，二義性也少了。產生本發明優點的第三個原因是，由於在血管中多重散射發生的距離遠大於短相干長度光源的相干長度，故多重散射效應被減到最小。產生本發明優點的第四個原因是，參照束可在遠高於儀器l/f噪聲的頻率上進行調製，改善了測得的都卜勒頻移的信噪比。這樣，按照克服l/f噪聲問題的本發明的一個推薦的實施例，採用單獨的參照光束，從而可使信號被頻移得遠遠高於1/f噪聲。
具體地說，本發明的第一個實施例是一個用來測量生物樣品血管，例如視網膜血管中紅血球流速的儀器，它包括(a)基本上是空間相干同時顯示短的時間相干長度(或許時間相干小於1微微秒)的射線束光源；(b)把光束分成採樣光束和參照光束用的分光裝置；(c)使採樣光束指向生物樣品某個區域用的裝置；(d)放在參照束光路上的可平移的反射裝置；(e)檢測由生物樣品反射的採樣光束與由可平移反射裝置反射的參照光束之間的幹涉用的檢測裝置；(f)放在參照束光路上的必要時用來在高頻下調製參照光束用的可選的光學調製裝置；以及(g)測量檢測到的幹涉光的時間頻率分量，並據此計算紅血球流速用的分析裝置。
在本發明一個最佳實施例中(a)光源是超發光度發光二極體(i)通過一個針孔進行聚焦或(ii)進入一個單模光纖以提供良好的空間相干性；(b)採樣光束和參照光束是由一個分光鏡產生；(c)使採樣光束指向生物樣品的特定區域用的裝置，包括一個Fundus照相機或帶有Fundus觀測光學系統的狹縫燈生物顯微鏡；(d)檢測器裝置包括一個光敏二極體或類似器件；(e)可平移反光裝置包括一個裝在檢流計或類似儀器上的後向反射器；以及(f)分析裝置包括一個門控定時器和一個頻率/電壓轉換器或一個微處理器控制器或相應裝置。
在本發明的第二個實施例中，儀器的精度通過直接監測參照光束光路上的後向反射鏡(″參照反射鏡″)的實際速度的方法來加以改進。所有的檢流計當它們在各自的運動範圍內進行掃描時，都在不同程度上表現出小的速度變化。這個速度變化在檢測器的幹涉信號輸出上表現為圍繞中心差拍頻率的頻帶。因為測出的血流速度只能精確到參照反射鏡速度誤差的範圍以內，精確測量參照反射鏡在其運動路程上的所有點上的速度，可以減小或消除該速度誤差。許多檢流計都裝有提供直接指示相對位置的電信號的機構。在這第二個實施例中，檢流計提供的電信號是經電子方法微分的，其微分值與速度成正比，而速度信息提供給分析器，用來校正測出的血流速度。
在本發明的第三個實施例中，對檢流計的速度也進行監測，但採用幹涉儀的方法，其精度和可靠性均大於上述電信號微的分方法。但是，幹涉儀的方法成本較高。在這第三個實施例中，在Michelson幹涉儀裝置中長相干長度的光源(例如，通信業通用的分布式反饋二極體雷射)，現在裝在檢流計上的參照反射鏡成了採樣反射鏡，而簡單的固定的反射鏡則用於參照臂。既然現在相干長度長了，兩臂在長度上就用不著平衡了。得出的幹涉信號有一個與檢流計速度成正比的差拍頻率。這個頻率信息可以由分析器用來校正測出的血流速度。
圖1A，1B及1C幫助理解先有技術的長相干長度的雷射都卜勒速度計的缺點。
圖2A，2B及2C幫助理解本發明的短相干長度的雷射都卜勒速度測量系統的優點。
圖3以圖形的方式顯示本發明補償檢流計速度誤差的一個實施例。
圖4以圖形的方式顯示本發明校正檢流計速度誤差的另一個實施例。
圖5以圖形的方式顯示本發明基於纖維光學的包括偏振補償環路的系統的一個實施例。
圖6顯示圖5所示儀器的x-y掃描光學系統的方框圖。
圖7A，7B及7C以圖形的方式顯示本發明短相干長度幹涉法測定絕對速度的方法。
圖8A，8B及8C以圖形的方式顯示由圖3實施例的檢測器測得的信號。
圖9顯示圖3所示分析器一個實施例的方框圖。
圖10以圖形的方式顯示一個經典的Michelson幹涉儀。
在不同的圖中，相同的組件標以相同的號碼，以便理解。
我們發現，先有技術視網膜LDV系統的缺點來自於採用了長相干長度的光源，例如雷射這一事實。本發明的幾個實施例由使用短的相干長度的光源的Michelson幹涉儀組成，克服了這些缺點。
本發明的幾個實施例提供下列優點(a)信號優越的三維空間定位；(b)不依賴於血管壁反射的非都卜勒頻移光；(c)使多重散射效應減到最小；以及(d)參照束可在遠高於儀器l/f噪聲的頻率上進行調製；產生上述優點的原因如下產生本發明優點的第一個原因是，短的相干長度要求幹涉儀的採樣臂與參照臂平衡到光源的相干長度以內，亦即具有相同的光學長度(例如，使用超發光度發光二極體光源可提供30-60毫微微秒數量級的時間相干長度，結果，可提供10-20微米數量級的光學長度)。而這個平衡本身又要求參照反射鏡的精確定位，從而提供被反射的採樣光束位置的精確測量(例如反射點的Z坐標或深度)。另外，用來駕馭採樣光束的Fundus照相機和/或標準掃描光學系統提供採樣光束反射點的(x，y)坐標的精確測量。產生本發明優點的第二個原因是，三維空間定位使得由血管中心產生的都卜勒頻移光不依賴於由血管壁產生的非都卜勒頻移光。結果，信號的分析被簡化了，二義性也少了。這一點示於圖2A，其中短相干光束320的相干長度310比血管200的直徑小得多。另外，可以這樣地得出測量信號，使得它僅產生於接近血管中心的一小段範圍，因而能得出速度曲線330的最大值(測點直徑接近20微米，而相干長度約為10微米)。產生本發明優點的第三個原因是，由於在血管中多重散射發生的距離遠大於短相干長度光源的相干長度，故多重散射效應被減到最小。這一點示於圖2B及2C。圖2B以圖形的形式顯示只需考慮單一散射的理想的血樣，即非常稀的血樣測出的信號的頻譜。對於這種單一散射的理想情況，測出的信號頻譜對頻率而言是非常弱的，但相當於由運動著的血液產生的都卜勒頻移的頻率除外。任何人都不難看出，這一特性使得血流速度可以直接分析出來。圖2B所示的單一散射理想情況的這一特性，對於在頻譜中包含多重反射效應的圖2C所示的由實際血管得出的具有代表性的頻譜，仍舊保持著。產生本發明優點的第四個原因是，參照束可在遠高於儀器l/f噪聲的頻率上進行調製，改善了測得的都卜勒頻移的信噪比。這樣，按照克服l/f噪聲問題的本發明的一個推薦的實施例，採用單獨的參照光束，從而可使信號被頻移得遠遠高於l/f噪聲。
圖3以圖形的方式顯示本發明的一個實施例500。如圖3所示，短相干長度光源510發出光束520，光束520在分光鏡530處(最好)被分成強度基本上相等兩個光束參照光束540及採樣光束550。如圖3所示，參照光束540被引向參照反射鏡560，而採樣光束550被引向聚焦掃描光學系統570。聚焦掃描光學系統570是一個把採樣光束550引向眼睛588內的特定區域的裝置。例如，聚焦掃描光學系統可能是一個Fundus照相機或帶有Fundus觀測光學系統的狹縫燈生物顯微鏡或包括正交地安裝的掃描反射鏡的掃描光學系統；所有這些對於熟識本行的人都知道的。聚焦掃描光學系統以後還將結合圖6詳細敘述。參照光束540被反光鏡560反射，回到分光鏡530；而採樣光束550被眼睛588反射經聚焦掃描光學系統570，回到分光鏡530。在分光鏡530處，兩個反射回來的光束會聚並幹涉。分光鏡使反射回來的光束一部分射向檢測器580，一部分射向光源510。每一部分的相對數量取決於當時幹涉的性質，亦即是相加還是相消幹涉。檢測器580的輸出作為輸入加在分析器590上，後者根據附錄A的學說對信號進行分析。分析器590的實施例以後還將結合圖8A—8D及圖9詳細說明。
如圖3所示，按照本發明，參照反射鏡以基本上恆定的速度Vr在預定的方向(不是走向分光鏡就是離開分光鏡540)進行掃描。掃描長度是可變的，但是，在一次給定的測量中保持不變，典型的長度是幾毫米的數量級。一次掃描之後，參照反射鏡560回到起始位置，然後進行第二次掃描。雖然可以從參照反射鏡560的返回運動中獲取數據，但為簡單起見，並不總是這樣作的。注意，參照反射鏡560的掃描提供眼睛588在z方向或深度方向的掃描。
下面結合圖8A—8D進行討論，這些圖以圖形的方式顯示從圖3實施例500的檢測器580獲得的信號。無論何時，當參照反射鏡560處於這樣一個位置，即參照臂光路長度與相當於血管1901近壁1900(這在圖8A中用A點表示)的採樣光束的光路長度相匹配時，在檢測器580上便會觀測到一個相對較強的非都卜勒頻移幹涉信號。隨著參照反射鏡560掃描的進行，將記錄下相當於血管1901內運動的紅血球反射的都卜勒頻移光的幹涉信號。在血管1901的遠壁1910處(圖8A中B點所示)，在檢測器580上又會觀測到一個相對較強的非都卜勒頻移幹涉信號。檢測器580信號輸出的包絡線示於圖8B。圖8B所示的時間τi是由血管直徑D除以Sinθ和Vr的乘積得出的，其中θ是圖8A定義的，亦即τi＝D/Sinθ*Vr。D，θ及Vr的典型值是，D＝100微米，θ＝60度，Vr＝16釐米/秒，由這些典型值得出τi＝720微秒左右。圖8B所示的信號由快速變化的差拍組成，差拍的頻率既取決於來自運動的參照反射鏡560的都卜勒頻移，又取決於運動著的紅血球的都卜勒頻移。
根據附錄A的方程式(A7)，對檢測器580信號輸出的一段時間進行傅立葉變換所得到的頻譜峰值，出現在中心頻率f′處，其中(a)f′＝2v′/λ；(b)λ是短相干長度光源510的中心波長；(c)V′＝Vr±Vll；(d)Vll是紅血球速度在與採樣光束550(見圖8A)平行或不平行的方向上的分量；而(e)Vr是參照反射鏡560的速度。在本發明的一個推薦的實施例中，Vr約為16釐米/秒，而對於λ＝818毫微米，使fr約為400Hkz，就是說，是一個遠遠高於儀器的l/f噪聲的頻率。因此，在時間窗口τi內，在血管1901的近血管壁1900處，相對於參照反射鏡560的都卜勒頻率的頻移從0開始，在血管1901中心處達到最大值，這裡的紅血球的速度最高，然後從新減小，並在血管1901的遠血管壁處回到0。檢測器580信號輸出的高頻分量示於圖8C。
為了從檢測器580的信號輸出提取出紅血球的速度信息，需要單獨分析信號的很小的時間段。時間段的最佳長度是τs，其中τs由光源510的相干長度lc除以Vr而求出。典型值是1c＝14微米，Vr＝16釐米/秒，故得τs約為88微秒。圖8D顯示兩個這樣的時間段，一個在血管1901的近血管壁1900，而另一個在血管1901的中心(血管1901中心的時間段延遲τd秒，其中τd是τi的一半)。圖8D顯示圖8C所示的信號的兩個時間段，圖8C中信號上的虛線代表分析器590所取的取樣點。
圖9顯示按本發明製造的分析器590實施例的方框圖。如圖9所示，檢測器580的輸出信號1700作為輸入加在放大器1710上。經放大器1710放大的輸出作為輸入加在帶通濾波器1720上。帶通濾波器1720的中心頻率設置為fr＝2Vr/λ。帶通濾波器1720的帶寬選得能限制外來的噪聲分量，同時又保證紅血球所引起的fr附近的附加頻移不被濾掉。熟識本行的人都不難看出，信號段頻譜的中心頻率f′將高於或低於fr，參照反射鏡的移動頻率，取決與Vll是平行於還是不平行於採樣光束的方向。實際上，對於圖3所示的參照反射鏡560運動的情況，fr大約等於400kHz，而帶通濾波器的帶寬為±40kHz。
帶通濾波器1720的輸出作為輸入加在峰值檢波器1730上，檢出圖8B及8C所示的信號峰值。峰值檢波器1730的輸出作為輸入加在微處理器1740上。圖8B及8C所示的第一個峰的檢出指明血管近壁1900的檢出。另外，第一個和第二個峰的檢出時間，可以用來確定τi及τd，即τd是τi的一半。為了測量檢測器580信號輸出段，微處理器1740發出一個信號給定時門電路1750，使得定時門電路1750打開τs秒。另外，微處理器1740在檢出第一個峰之後使定時門電路1750的打開推遲等於τ秒的一段時間。定時門電路1750的輸出作為輸入加在模數轉換器1760(A/D1760)上，信號在這裡被採樣並轉換成數字形式。A/D1760的數字輸出存入儲存緩衝器1770內。微處理器1740利用標準快速傅立葉轉換(FFT)算法，對存於儲存緩衝器內的數據進行分析，算出Vll。不難看出，對於圖9所示的實施例，檢測器580的信號輸出的各個時間段在運動著的參照反射鏡560依次掃描中被分析，在這裡微處理器1740增大τ，使得定時門電路1750在橫跨整個信號的時間段上進行採樣，以獲得包括整個血管的數據。本領域的一般技術人員不難看出，作為替代的實施例，可把多個門電路的使用包括進去，同時對一次掃描所得的信號的不同的時間段進行採樣，或把整個信號轉換成數字形式，以數字形式把整個信號存起來，然後對同一次掃描產生的各個時間段進行分析。另外，可以對每個時間段得出的結果，在多次掃描中進行平均，這要看要求的精度以及檢測器輸出信號的噪聲。
微處理器1740在CRT 1780上將分析結果，例如以血管斷面的Vll曲線的形式顯示出來。注意，後面還對結果作進一步的描述。另外，還應注意，圖9顯示反射鏡速度信息輸入微處理器1740，以上述及附錄A所述的方式利用反射鏡速度信息進行分析。但是，在後面還將結合圖3及圖4詳細描述在反射鏡速度變化時如何獲得反射鏡的速度信息。應該明白，圖9所示的組成部分，僅僅代表分析器590許許多多實現方法當中的一種而已。例如，可以理解，圖9虛線1800圍起來的所有元素可以用微處理器實現。
按照本發明，光源510是一個基本上是空間相干的射線束，它還表現出短的時間相干，最好是遠遠小於微微秒，例如30—60毫微微秒的時間相干。最好有一個基本上空間相干的射線束，以保證射在眼睛採樣區的波基本上是平面波，以便有助於防止可能掩蓋欲測的幹涉儀效應的其他幹涉。另外，空間相干性好能使射線更有效地耦合進後面敘述的實施例所用的單模光纖中。空間相干性不好的射線束髮散角大，這樣大的發散角超出了單模光纖的進入角。在本發明推薦的實施例中(a)光源510是一個超發光度發光二極體(例如，在818毫微米左右處發光)，它(i)通過針孔或(ii)進入單模光纖中進行聚焦；(b)檢測器580由光敏二極體或類似的器件組成；(c)參照反光鏡是一個後向反光鏡；而(d)分析器590由一個門控定時器和一個頻率/電壓轉換器或微處理器控制器或相當的儀器組成。注意，當參照反射鏡是一個後向反射鏡時，計算fr的公式fr＝2Vr/λ應改為fr＝4Vr/λ，而且與所述實施例有關的全部頻率都需要相應地從新計算。
檢流計，像圖3所示用來使參照反射鏡560平移的檢流計531，當它們在各自的運動範圍內掃描時，都在不同程度上表現出小的速度變化。這個速度變化在檢測器580的幹涉信號輸出上表現為圍繞中心差拍頻率的頻帶。因為測出的血流速度只能精確到參照反射鏡560速度誤差的範圍以內，精確測量參照反射鏡在其運動路程所有點上的速度，可以減小或消除該速度誤差。許多檢流計都裝有提供直接指示相對位置的電信號的機構。按照本發明，檢流計531的位置電信號534輸出作為輸入加在微分電路532上。微分電路532對位置電信號534進行微分，產生一個與速度成正比的速度信號533。速度信號533(圖3的Vref(t))作為輸入加在分析器590上，在這裡它被用來由fr＝2Vref(t)/λ0(式中λ0是光源的峰值波長)計算fr。因為反射鏡560的速度遠遠大於紅血球的速度，紅血球引起的都卜勒頻移(fRBC＝2VRBC(t)/λ0)呈現為從fr開始的頻移，亦即測出的都卜勒頻率為fr±fRBC，這裡出現±是因為紅血球既朝檢測器的方向，又朝離開檢測器的方向運動。本領域的一般技術人員都不難看到，檢流計位置信號534的微分可由像微分電路這種電子線路線路產生，也可以由分析器590進行計算。如圖9所示，Vref(t)是微處理器1740的輸入。在分析檢測器580的信號輸出的一個時間段的數據時，現在微處理器1740利用與此時間段相應的Vref(t)值。本領域的一般技術人員不難看出，如果微分電路532提供足夠的數據.Vref(t)可以是一段時間的平均值。還應該指出，當參照反射鏡560是後向反射鏡時，應該使用合適的fr公式。
圖4以圖形的方式顯示本發明的另一個實施例600，它利用幹涉儀裝置校正檢流計的速度誤差，其精度和可靠性均高於按圖3所示實施例利用對電信號進行微分的方法。為了便於理解，圖3和圖4上相同的組件標以相同的號碼。如圖4所示，利用長相干長度的光源610建立第二個幹涉儀，其輸出的波長λL不同於短相干長度的光源510的波長(λS)。按照本發明，光源610的長相干長度應長於參照反射鏡560的行程長度(典型值約為3毫米)。分光鏡530，620及630在波長λL下的反射率均為50％，而在波長λS下則基本上全部透射。檢測器580基本上只對λS敏感，而檢測器640則基本上只對λL敏感。由此不難看出，在第二個幹涉儀中，裝在檢流計上的參照反射鏡560變成了採樣反射鏡，而固定的反射鏡650則是參照反射鏡。因為光源610的相干長度大，所以第二個幹涉儀的兩臂在長度上不必平衡。然後，按照本發明，檢測器640輸出一個其頻率與參照反射鏡的速度成正比的信號，就是說，得出的幹涉儀信號具有一個與參照反射鏡560的速度Vr成正比的差拍頻率fB(fB＝2Vr/λL)。檢測器640的輸出作為輸入加在分析器590上，分析器590利用此頻率信息來測量參照反射鏡560的速度，進而用來測量紅血球的速度。特別是像圖9所示的分析器590的實施例，檢測器640的輸出經帶通濾波、門控、轉換為數字並經傅立葉變換、以檢測fB，作為分析檢測器580的輸出用的有關時間段頻譜峰值。在本發明的最佳實施例中，長相干光源610是一個運行於1350或1550毫微米的分布式反饋的二極體雷射(該種雷射是為通訊業製造的)，短相干光源510是一個運行於820毫微米的超發光度發光二極體，檢測器580是一個矽光敏二極體，而檢測器640是一個銦鎵砷(InGaAs)光敏二極體。如果把檢測器580和640彼此緊緊靠在一起，去掉分光鏡630，使光束的尺寸與檢測器的面積相比較大時，就可以製造出圖4所示的實施例的一個替代方案，從而降低成本。與上述相同，應該注意，當參照反射鏡560是後向反射鏡時，必須用不同的方程式來計算fB。
圖5以圖形的方式顯示本發明的實施例700，它由基於光纖的包括偏振補償環路的系統組成。如圖5所示，瞄準雷射器780提供一個可見的輸出，它與採樣光束一起聚焦在眼睛上。如所周知，瞄準雷射器使操作者能夠確定短相干長度光束的位置。瞄準光束與短相干輻射用光纖光學分光器740組合在一起並耦合進光纖。光纖750的輸出被分為採樣光束進入光纖800和參照光束藉助於光纖光學分光器810進入環路830。光纖800的採樣光束與瞄準光束的輸出，由後面結合圖6還將詳細敘述的x-y掃描光學系統790，指向病人的眼睛。由光纖分光器810輸出的參照光束耦合進入偏振補償環路830。偏振補償環路830可以由一個或多個環路組成。就先有技術已經知道，這些環路是依靠把由應力引起的雙折射效應加進光纖而起作用的。應力是由於把光纖繞在預定尺寸的捲筒上而引起的。依所用的特定光纖的性能及捲筒的尺寸，可能需要一圈以上這樣的環路才能達到需要的補償。按照本發明，補償用的雙折射可以用朝特定的方向彎曲的方法加入光纖中，或者利用光纖以外的自由光束波形板，或者把它們結合起來。在實踐中已經發現偏振補償的必要性，因為相對於參照臂的輻射，光纖往往會改變採樣臂輻射的偏振性能，而這又會減小測出的幹涉信號。按照本發明，後向反射鏡860以固定的增量移動，以提供空間，例如Z向定位，頻移是利用下列方法之中的一個或多個來完成的。按照第一種方法，後向反射鏡860進行掃描，以提供一個4V/λ的都卜勒頻率。後向反射鏡的都卜勒頻率提供一個4V/λ的都卜勒頻率，因為使後向反射鏡以V的速度進行掃描導致光路長度以4V的速率變化(為清楚起見，使後向反射鏡860進行掃描及監測後向反射鏡860的速度用的儀器未示出)。按照第二種方法(該方法可單獨使用或與第一種方法結合使用)，把聲光調製器(已為人們熟知)及/或壓電換能器(已為人們熟知)加在參照臂光纖830上。按照這第二種方法，參照臂光纖830的長度發生變化，提供與移動反射鏡同樣類型的光路變化。光纖光學分光器740及810是標準的光纖光學分光器，而這樣的分光器用於通訊業。注意，上述結合圖3及圖4的實施例用以獲取速度信息的方法及設備，同樣可以用於圖5所示的實施例。
圖6顯示圖5所示的實施例700的x-y掃描光學系統790的方塊圖。如圖6所示，x-y掃描光學系統790由幹涉儀光路2030、照明光路2010及觀察光路2020組成。由光纖800輸出的採樣光束4000經準直透鏡4010準直後，引向由閉環檢流計(未示出)驅動的X及Y掃描鏡4020。掃描鏡4020的輸出光束由掃描鏡4030引向分光鏡4040。最後，分光鏡4040通過目鏡4050將採樣光束引向眼睛5000。目鏡4050例如具有消球差面，並且在Z軸上是用戶可調的。如圖6所示，照明光路2010由光源4100、光源反射鏡4110(例如，消球差反射鏡)、聚焦透鏡4112、照明狹縫4115及固定目標(fixation target)4120。固定目標4120由電動機驅動在照明狹縫4115的範圍內，在X及Y軸方向上可由用戶調整。狹縫準直透鏡4130及狹縫成象透鏡4140引導照明射線通過照明瞳孔(pupil aperture)4150、分光鏡，並通過目鏡4050照在眼睛5000上。
如圖6所示，觀察光路2020由物鏡4200、系統孔4210(不聚焦)、CCD照相機透鏡4220及CCD晶片4230組成。
圖7A及7B以圖形方式顯示本發明利用短相干長度幹涉儀測定絕對速度的方法。在眼睛的脈絡膜即後表面上，有許多容易看到的血管。在許多情況下，這些血管是在與入射光相垂直的平面上，因此，在其中流動的血液不會造成都卜勒頻移。但是，某些血管或其中一部分必然從此垂直平面進入或出來，因此，在其中流過的血液會具有平行的速度分量(Vll)，它會引起可測量的都卜勒頻移。下面結合圖7A、7B及7C說明本發明的獲得血流絕對速度的方法。注意，這些描述是結合圖5及圖6所示的實施例700進行以供參考，但不受這一選擇的限制。
(1)定位血管2000(見圖7A)。這可用可見的方法完成，例如利用圖6所示X—Y掃描光學系統790的Fundns檢視光學系統。然後，利用X—Y掃描光學系統790把圖5所示瞄準光束大致放在血管壁的中點，在圖7A中用點1000標出。不難看出，這也就把採樣光束放在1000點上。
(2)觀察檢測器580的幹涉信號輸出的強度，確定血管前壁和後壁的位置。該強度是通過圖5所示的顯示器1780上顯示的檢測器580的輸出來觀察的(圖8B給出了輸出的一個例子)。按照本發明，如圖7B所示，血管壁1010及1020將在1031、1032及1033點產生強的幹涉信號而頻移為零。在圖7B的裝置中，X—Y掃描光學系統790定向得使Y軸垂直於血管2000。結果只需在X及Z方向進行掃描。在這個裝置中，從1032和1033點來的反射/幹涉信號是通過Z方向的掃描獲得的。
如圖7B所示，線8000代表Z掃描的開始，Z掃描是沿箭頭8010的方向進行的。按照本發明推薦的實施例，Z掃描的長度固定在，例如約1毫米上，圖6所示的幹涉儀行程場的光學深度設計成至少1毫米，使得在Z掃描的過程中光束始終是聚焦的。通過點R1及R2的Z掃描從8000線開始，X坐標等於Xs。在這個Z掃描中，檢測器580的信號輸出顯示在圖7C的信號15000。信號15000的峰值分別相當於點R1及R2。
X掃描是通過X反射鏡的步進完成的，後者由X與Y掃描反射鏡4020直接由步進馬達控制，而步進馬達又由分析器590的微處理器1740控制。按照本發明推薦的實施例，X掃描按以下方式完成。R1點由操作者定位，Z掃描則在微處理器的控制下在X坐標Xs處進行。檢測器580的輸出是圖7C的信號15000，而峰值則由分析器590的峰值檢測器1730識別。響應峰值檢測器1730的信號，分析器590的微處理器1740測量並儲存由Z開始掃描時算起的時間t1和t2。這個信息用來按R2z－R1z＝(t1－t2)* Vr計算R2z－R1z。然後，X及Y的掃描反射鏡4020的X掃描反射鏡逐步往前，典型值是每步10微米。沿X方向每走一步，就進行一次Z掃描，在實踐上Z掃描幾次，其結果進行平均，作為X每次加一的值。沿x方向每加一，就測量一次t1和t2。對於圖7B所示的裝置和幾何設置，沿x方向逐步加一，時間t1和t2就逐步移近圖7C中信號15000指示的第一次Z掃描求出的值。在某點xf，Z掃描時間t2(見圖7C信號15000)與xs點Z掃描的時間t1重合(見圖7C信號15000)。在這一點上fx－xs＝R3x－R1x。以後這些數據以後述方法加以利用。雖然掃描步驟最好在微處理器控制下實現，但本領域的一般技術人員都會看到，它們也可以手動完成。
(3)未知角θ(″離開平面″角)及血管直徑D按下式算出=tan-1[R3x-R1xR2z-R1z]---(1)]]>及D＝(R2z－R1z)sinθ ＝(R3x－R1x)cosθ(2)式中R1對應於圖7B中的點1032， R2對應圖7B所示的點1033，R3對應圖7B所示的點1031，而下標相應地指示X和Z的位置。
(4)隨著Z和X掃描的進行，都卜勒移動的頻率逐漸增大，達到一個峰值，再下降到零(注意，在所示例子中，沿X方向的頻移是正的，而沿Z方向的頻移是負的，但我們只關心絕對頻移)。這時由於血管中求出的速度曲線呈拋物線，它由下式算出v(r)=Vmax(1-r2(D/2)2)---(3)]]>式中，r是從通過血管2000的中心的縱軸測量的徑向位置。
速度的這個拋物線分布(Poiseuille法則)造成的結果是，都卜勒頻移相等的增量對應血管中相等面積的同心圓環，而每一個園環都對信號的強度作出同樣的貢獻(這是由於在長相干長度光源的情況下圖1B的平的頻譜)。
因此，知道了特定的Z值下的角度θ和Vll，立即可以算出相應的r值和那個相應的r值下的絕對速度。
Vabs＝Vll/cosθ(4)(5)由於血管內的反射效應，並不總是可以精確確定R2點(圖7B中的點1033)和R3點(圖7B中的點1031)。在這種情況下，可以用另一種方法計算絕對速度。按照這種方法，確定沿X和Z掃描過程中的最大頻移的位置，這個位置分別對應著圖7B中的點P1和P2。然後=tan-1(P1x-R1xP2z-R1z)---(5)]]>及D2=(P1x-R1x)cos=(P2z-R1z)sin---(6)]]>獲得方程式(5)和(6)中所用的點P1和P2的差值所用的方法類似於對點R1，R2和R3所用的上述的時間法，不同的是這裡求Z掃描過程中頻移的峰值，而不是幹涉信號的峰值。典型地，步驟由操作者開始，他定位欲測的血管和血管壁的中點位置。然後，操作者改變X掃描的方向，使它以上述的方法發生，尋找頻移的峰值(用觀察光學系統的十字絲描繪出X和Y掃描的輪廓)。一旦知道了θ和D，就如前所述，可以算出絕對速度隨著r變化的情況。
如果不要求知道絕對速度，則上述Vll的測量就足夠了。例如，這對於通過對比同一位置上不同時間的幾個Vll值，監視視網膜血管疾患是加重了還是減輕了是很有價值的。
雖然本領域的一般技術人員可以提出不同的修改方案，但應明白，我們希望在本專利的範圍內加以實施，並認為所有這種類型的修改都是我們對工藝技術的貢獻的範圍內的合理和適當的延伸。
附錄A** * * *** *圖10以圖形的方式顯示一個經典的Michelson幹涉儀。如圖10所示，從光源110發出的源光束120被分光鏡分成兩個強度相等的光束，參照光束140和採樣光束150。參照光束140被引向參照反射鏡160，而採樣光束150被引向採樣反射鏡170(在按本發明製造的測量儀器中，視網膜成了採樣反射鏡)。返回的光束被參照反射鏡160和採樣反射鏡170向後反射回分光鏡130。在分光鏡130處，兩個返回的光束會聚並幹涉。分光鏡130使返回的光束一部分射向檢測器180，一部分射向光源110。每一部分的相對量取決於當時幹涉的性質，亦即是相加還是相消幹涉。都卜勒頻移光及Michelson幹涉儀的一般理論是眾所周知的，可以從物理學和光學的基礎教科書中找到。因此，這裡只介紹理解本發明所需的那些方面。按照本發明，重點放在短相干長度光源與都卜勒幹涉法的結合上和從反射的光束提取速度信息上。
對於單色平面波光源，描述在圖10的檢測器180處測出的基本方程式是Pdet=14IoA(Rs+Rr)+12RsRrIoAcos(2k1)---(A1)]]>式中，Pdet是檢測器180上測出得到功率；Io是源光束120的強度；Rr是參照反光鏡160的反射率(～1.0)；Rs是樣品的反射率(未知)；k是光的波矢量(＝2π/λ，式中λ是波長)；Δ1是採樣臂與參照臂的光路長度差；而A是檢測器的面積。
方程式(A1)中的餘弦項描述兩光束的幹涉，在純單色光的情況下(從定義得知，純單色光具有無限長的相干長度)就是以Δ1周期性地變化的(其他項是常數，在這裡沒有用)。如果我們放鬆對單色光的假設，並引入強度峰位於中心頻率fo上而其強度按寬度為Δfo的標準高斯函數變化的寬帶光源，我們就可以利用波數k(＝2π/λ＝2πf/c)I(k)=Ioexp[-(KoK)2]---(A2)]]>式中，Δk是高斯光包絡函數的寬度，ko是中心波數。現在檢測器處測出的信號(考慮光源中存在的全部頻率)為Pdet=12RsRrexp[-(llc)2]cos(21ko)---(A3)]]>式中，1c稱為相干長度並定義為2/Δk。可以看出，如果光路長度的不匹配比1c大得多，則信號的強度就迅速縮小。這一描述的另一個觀點是低相干光源會發出短束的相干光，而如果由於光路差使返回的短束在分光鏡出在時間上彼此碰不上，幹涉信號就會消失。因此，短相干長度使人們能夠在1c的精度內測定採樣反射鏡的位置(如果參照反射鏡的位置已知)。對於成象目的，這是短相干長度幹涉法的基礎。
在實際上，儀器總有噪聲幹擾測量。一般說來，噪聲既產生於儀器，又產生於測量固有的性質。例如，儀器顯示出Johnson噪聲—(亦稱白噪聲或熱噪聲)，它主要是在電子線路的電阻元件內產生的；散粒噪聲—主要是由電子電荷的有限性和血流的顆粒性質兩者造成的；和l/f噪聲(亦稱粉紅噪聲)其特點是每十倍頻功率相等。l/f噪聲的準確來源還不很清楚，但看來，它既出現於儀器的電子電路(例如電晶體的基極電流噪聲)和血流本身。l/f噪聲是速度測量系統的主要噪聲，因此，低頻都卜勒頻移會顯示出很高的噪聲含量。但是，如果都卜勒信息能夠由高得足以使l/f噪聲可以忽略不計的頻率來攜帶，則可進行低噪聲測量。
以高的調製頻率攜帶信號的一個方法是使參照反射鏡以已知的速度Vr進行掃描。採用這一技術，方程式(A3)變成Pdet=12RsRrIoAexp[-(2ktlc)2]cos(2koVrt)(A4)]]>上列方程式的傅立葉轉換得出我們的信號對頻率的依賴關係Pdet=4VrRsRrIoA1cexp[-(1c{f-fr}2Vr)2]---(A5)]]>由方程式(A5)可以看出，頻率含量在fr處達到峰值，式中fr是都卜勒移動頻率(＝2Vr/λ)並隨寬1c/2Vr高斯函數而下降。
最後，我們假定，採樣反射鏡就是以速度VRBC移動的紅血球(RBC)。被紅血球反射的光被都卜勒頻移一個下式給出的數量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是紅血球的速度。注意，所有三個量都是矢量，就是說，他們都是與方向有關的。如果(a)VRBC與光速相比小得使|Ki|≈|Ks|(它就是如此)；(d)VRBC的方向平行於Ki；和(c)Ks的方向與入射光相反(亦即反射光)，則方程式(A6)簡化為簡單掃描的都卜勒頻移。
如果我們把Vll定義為紅血球速度與光平行的分量，我們就可以將方程式(A5)改寫為Pdet=4VRsRrIoA1cexp[-(1c{f-f}2V)2]---(A7)]]>式中，V′是V′＝Vr±Vll，而f′是2V′/λ。由此可見，移動的採樣反射鏡既改變寬度(高斯寬度是1c/V′)又改變信號的中心頻率。因此，對時基信號進行傅立葉轉換，就可以直接提取出血球的平行速度分量。就是說，要進行頻譜分析以確定中心頻率f′。按照本發明推薦的實施例，這是通過對信號進行數位化並以本領域的一般技術人員都熟知的快速傅立葉變換來實現的。
權利要求
1.用來測量生物樣品血管中血流速度的儀器，其組成如下一個有主波長的射線束源，其射線基本上是空間相干的，而其時間相干長度小於1微微秒；把射線束分成採樣束和參照束的分束裝置；使採樣束射向生物樣品一個區域用的裝置；反射參照束用的裝置；檢測該區域反射回來的採樣束與反射回來的參照束的幹涉，並產生幹涉信號用的檢測裝置；以有效的改變速度改變從分束裝置到檢測置的光路長度用的裝置；分析幹涉信號以便由幹涉信號的頻譜、有效的改變速度及主波長計算該區域血流速度用的分析裝置。
2.權利要求1的儀器，其分析裝置由從有效速度測定的頻率計算幹涉信號頻譜中心頻率的頻移用的裝置組成。
3.權利要求1的儀器，其分析裝置還由從幹涉信號的頻譜寬度、有效的改變速度、主波長及時間相干長度計算該區域血流速度用的裝置組成。
4.權利要求1的儀器，其輻射源是超發光度的發光二極體，用針孔聚焦。
5.權利要求1的儀器，其輻射源是超發光度的發光二極體，耦合進單模光纖。
6.權利要求1的儀器，其參照束的反射裝置至少由一個反射面組成，而改變裝置則由使反射裝置以有效的改變速度平移用的裝置組成。
7.權利要求6的儀器，它還由測定有效的改變速度並將有效的改變速度作為輸入加在分析器上用的裝置組成。
8.權利要求7的儀器，其中平移裝置輸出一個位置信號給測定裝置，而測定裝置由對位置信號進行微分以計算有效的改變速度用的裝置組成。
9.權利要求6的儀器，其中測定改變速度用的裝置包括一個幹涉儀裝置，後者包括一個有主波長的長相干輻射源；幹涉儀裝置產生一個幹涉儀輸出信號；檢測裝置還由檢測幹涉儀輸出信號的裝置及把幹涉儀輸出信號傳送給分析裝置用的裝置組成；分析裝置還由響應幹涉儀輸出信號，從幹涉儀輸出信號頻譜的中心頻率及長相干源的主波長計算有效改變速度用的裝置。
10.權利要求9的儀器，其中長相干源是雷射。
11.權利要求1的儀器，其中輻射束耦合進一根光纖，採樣束與參照束至少在它們經過的光路的一部分上是耦合進光纖的。
12.權利要求11的儀器，其中反射裝置由以固定的增量運動的裝置組成，而改變裝置由附在至少一個參照束光學纖維的一個或多個聲光調製器組成。
13.權利要求11的儀器，其中反射裝置由以固定的增量運動的裝置組成，而改變裝置由附在至少一個參照束光學纖維的一個或多個壓電換能器組成。
14.權利要求12的儀器，其中改變裝置還由反射裝置的平移裝置組成。
15.權利要求13的儀器，其中改變裝置還由反射裝置的平移裝置組成。
16.測量生物樣品血管中，特別視網膜血管中血流速度的方法，它包括下列步驟從具有一個參照束的短相干長度Michelson幹涉儀產生一個具有主波長的採樣束，其中參照束的光路以一個有效速度變化；把採樣束瞄準一個血管壁；以有效速度改變參照束的光路，令採樣束在第一方向上在血管上掃描，並檢測反射的採樣束與參照束的幹涉；從幹涉信號確定第一壁的第一位置及第二壁的第二位置；通過對幹涉信號頻譜的分析，從幹涉信號測定與採樣束的方向平行和不平行血流速度分量；在第二個方向上進行採樣束掃描，以確定第二壁的第二位置；從這些位置確定第一方向對於血管的方向的角度；從速度分量和角度確定絕對速度。
17.測量生物樣品血管中，特別視網膜血管中血流速度的方法，它包括下列步驟從具有一個參照束的短相干長度Michelson幹涉儀產生一個具有主波長的採樣束，其中參照束的光路以一個有效速度變化；把採樣束瞄準一個血管壁；以有效速度改變參照束的光路，令採樣束在第一方向上在血管上掃描，並檢測反射的採樣束與參照束的幹涉；從幹涉信號確定第一壁的第一位置；通過對幹涉信號頻譜的分析，從幹涉信號測定與採樣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；在第二個方向上進行採樣束掃描，以確定最大速度的第二位置；從這些位置確定第一方向對於血管的方向的角度；從速度分量和角度確定絕對速度。
全文摘要
用來測量生物樣品血管中特別是視網膜血管中血流速度的儀器，包括(a)有主波長的射線束源，其射線基本上是空間相干的，而其時間相干長度小於1微微秒；(b)分束裝置；(c)使採樣束射向生物樣品一個區域內用的裝置；(d)反光鏡；(e)檢測採樣束與參照束的幹涉，並產生幹涉信號用的檢測器；(f)改變從分束裝置到檢測器的光路長度的裝置；(g)分析幹涉信號以便從它的頻譜中心頻率的頻移、從由改變速度算出的頻率及主波長計算該區域血流速度用的分析器。
文檔編號A61B5/026GK1135043SQ9511609
公開日1996年11月6日 申請日期1995年10月19日 優先權日1994年10月19日
發明者C·彼得森, T·赫爾穆思 申請人:卡爾蔡斯公司