一种血液流速的测量装置及方法与流程

本发明涉及光电子技术领域，尤其涉及一种血液流速的测量装置及方法。

背景技术：

研究表明，眼底灌注异常与糖尿病性视网膜病变、青光眼、视网膜静脉闭塞以及年龄相关性黄斑变性等一系列眼底疾病密切相关。目前视网膜血管相关疾病检测的金标准是基于荧光对照剂的荧光血管造影(fa)和indocyanine血管造影术(icga)。但这种荧光造影技术只能观察到血管的分布和流动信息，无法通过计算得到血液的流速信息。因此，发展一种技术对视网膜血液流速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的意义。

光学相干层析成像技术(opticalcoherencetomography，oct)是一种非侵入性的探测技术。oct技术现已被广泛应用于生物组织的活体截面结构成像。通过测量与深度相关的散射光，oct可以提供高分辨率、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信号，以获得流体或样本的运动信息，因而相对于其他技术更适合用于测量视网膜内的血液流速。部分科研团队运用多普勒oct技术且只用一束oct探测光就能够完成对血流速的测量，但这种单光束的方法还需要进一步测量探测光入射方向与血管之间的多普勒夹角，并且垂直于探测光方向的血流信息无法直接从多普勒频移信息中得到。因此这种单光束的测量方法受到了很大的局限性。

为了克服单光束的上述问题，人们逐渐将重点放在了运用多普勒oct实现双光束法测量血流速上。其本质是要知道两个探测光束之间的夹角，并且不同光束上的探测信号要尽量同时采集，否则会受眼动影响测量精确度。2000年dave等人基于多普勒oct第一次运用沃拉斯顿棱镜将一束探测光分解成两束正交偏振态的双光束测量方法，实现了体外的双光束测量液体流速。但该方法运用两个探测器分别接收两个探测方向的血流多普勒信号，增加了设备成本和系统复杂性。同时该方案只适合于体外测量无法用于眼底测量。2007年pedersen等人将一片玻璃平板插入一束探测光束的一半位置处，即光束的一半透过玻璃板，另外一半不经过玻璃板，以期望通过这种延迟编码的方法实现双光束的同时血流速测量。虽然该方法比较简单，且能将不同方向上的探测信号同时呈现在同一张图中，但实际上该方法得到的单一方向上的频移信号只有总信号的1/4，大大降低了系统的灵敏度，增加了系统的位相噪声。同时，该探测光到达眼底时，两部分被不同程度延迟编码的光束之间的夹角会比较小，影响测量的方便性和可操作性。2008年wangyimin等人通过围绕视盘连续扫描两个半径不相同的同心圆，第一次实现了双光束的分时测量得到眼底血流总量。但该方法仍然需要计算血流的流动方向，导致计算过于复杂。又由于两个连续同心圆不是同时测量的，所以准确性易受眼动影响。2013年blatter等人搭建了基于道威棱镜的oct系统来实现双光束的同时血流速测量，但该方法同样运用了双探测器的复杂结构，不易推广。

现有技术已实现利用一个倾斜放置的旋转的反光镜或玻璃平行平板同样也实现了双光束的分时血流速的测量，但与wangyimin等人提出的方案类似，该技术也是分时采集两个探测方向的信号，增加了计算的困难度，且易受眼动影响。

综上，本发明的发明人发现，现有双光束多普勒oct测量血流速的技术中，要么是两个探测光束是分时测量的，容易受眼动影响准确性；要么是两探测光束同时测量但利用两个探测器分别接收两个探测方向的信号，增加了系统的复杂度和成本；要么是两探测光束同时测量并且用同一个探测器同时探测两个方向的信号，但每一个探测方向探测的信号只有总信号的1/4，降低了系统灵敏度，增加了位相噪声。因此，还没有一个完美的技术方案实现两个探测光束同时测量并且用同一个探测器同时探测两个方向的信号，并且还能保证两个方向的信号强度不会衰弱。

技术实现要素：

本发明所要解决的技术问题在于，提供一种血液流速的测量装置及方法，能够将两个探测方向上的频移信号用一个探测器同时记录下来，以实现单一光源、单一探测器、同时采集两个血流分方向多普勒信号,最终实现测量血流的真实流速。

为解决上述问题，本发明的一个实施例提供一种血液流速的测量装置，包括：分光模块、连接在所述分光模块一侧的光源模块、探测模块和计算设备，以及连接在所述分光模块另一侧的参考臂模块和样品臂模块；

所述分光模块将所述光源模块发射探测光分解成传输至所述参考臂模块的第一探测光和传输至所述样品臂模块的第二探测光，并将所述参考臂模块反射回来的参考光和所述样品臂模块反馈回来的至少一束信号光进行干涉，形成干涉光传输至所述探测模块；

所述计算设备通过所述探测模块获取所述干涉光进行处理，得到所述信号光对应的位相移动信号，进而根据预设的血液流速公式计算眼睛的血液流速。

进一步地，所述样品臂模块包括分束模块和扫描单元；所述信号光，为所述第二探测光经所述分束模块分解成两束相互平行且具有光程差的第三探测光和第四探测光，并被所述扫描单元用以扫描眼睛后所形成。

进一步地，所述扫描单元扫描眼睛的方式为：

控制所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的扫描轨迹，对眼睛的血管进行同时扫描；或者，

控制所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的环形扫描轨迹，对眼睛流入和流出视网膜的所有血管绕视盘进行环形扫描。

进一步地，所述分束模块，包括光轴与探测光的光轴共轴的第一透镜、可旋转的沃拉斯顿棱镜和第二透镜，以及插入第三探测光或第四探测光中任一束的延迟编码模块。

进一步地，所述样品臂模块，还包括带动所述分束模块以所述第二探测光的光轴为旋转轴同步旋转的驱动装置。

进一步地，所述血液流速公式为：

其中，λ0为探测光的中心波长，n为血管b内的血液折射率，τ为oct系统两个相邻光线扫描的时间间隔，α为所述第三探测光和所述第四探测光在眼睛内部的夹角。β为扫描轨迹线与血管内血液流速之间的夹角。

本发明的一个实施例还提供了一种血液流速的测量方法，包括：

控制光源模块向分光模块发射探测光，以使所述分光模块按预设比例将所述探测光分解形成的第一探测光和第二探测光分别传输至所述参考臂模块和所述样品臂模块；所述参考臂模块将所述第一探测光按原路反射回所述分光模块，作为参考光；

控制样品臂模块中带动所述分束模块以所述第二探测光的光轴为旋转轴同步旋转的驱动装置和扫描单元的旋转，利用所述第二探测光分解形成的两束光轴相互平行且具有光程差的第三探测光和第四探测光对眼睛进行扫描，并将扫描后分别与所述第三探测光和所述第四探测光对应的两束信号光按原路返回所述分光模块，以使所述分光模块将两束信号光分别与所述参考光进行干涉所形成干涉光；

通过探测模块获取所述干涉光，并根据所述干涉光得到与两束信号光对应的两个位相移动信号，进而计算得到眼睛中血管的血液流速。

进一步地，所述利用所述第二探测光分解形成的两束光轴相互平行且具有光程差的第三探测光和第四探测光对眼睛进行扫描，具体为：

利用扫描单元控制所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的扫描轨迹，对眼睛的血管进行同时扫描；或者，

利用扫描单元控制所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的环形扫描轨迹，对视盘内所有血管进行环形扫描。

进一步地，所述血液流速公式为：

其中，λ0为探测光的中心波长，n为血管b内的血液折射率，τ为oct系统两个相邻光线扫描的时间间隔，α为所述第三探测光和所述第四探测光在眼睛内部的夹角。β为扫描轨迹线与血管内血液流速之间的夹角。

本发明实施例克服了现有技术中同时用两束探测光探测，用一个探测器同时采集两个方向的信号时信号衰弱的缺陷。

本实施例提供一种血液流速的测量装置及方法，提出一种新的光路设计方案，实现用单光源分解成双光束后探测眼底血流流速，再用一个探测器同时采集两个方向上的信号，且两个方向上的信号强度各占总信号强度的1/2。本装置具有结构简单易行，光路调节方便，测量精度高不受眼动影响，血管好配准的优点，满足实际使用推广需求。

附图说明

图1是本发明第一实施例提供的一种血液流速的测量装置的结构示意图；

图2是本发明第一实施例提供的一种血液流速的测量装置的另一结构示意图；

图3是本发明第一实施例中样品臂的结构示意图；

图4是本发明第一实施例中可旋转的沃拉斯顿棱镜生成的两束独立探测光入射至眼睛视网膜形成的夹角α以及与血管b构成的几何空间示意图；

图5是本发明第二实施例提供的一种血液流速测量方法的流程示意图；

图6是本发明第二实施例中测量视盘内所有血管血液流速的方法的流程示意图；

图7是本发明第二实施例中测量视盘内所有血管血液流速的环扫模式的扫描示意图。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

需要说明的是，本发明实施例提供一种血液流速的测量装置及方法，用于测量人的组织器官的血液流速。此处的组织器官包括人或者动物的眼睛。虽然本发明附图中，所选择的测量对象为眼睛的血管，但是就所述血液流速的测量装置及方法本身而言，同样适用于测量人或动物除了眼睛以外的其他组织器官。

还需说明的是，本发明所适用的系统不仅包含图2所示的系统，还包括所有类似干涉仪系统。例如，样品臂和参考臂的探测光是通过环形器来传导探测光和信号光的系统。以及类似的马赫曾德干涉仪和迈克尔逊干涉仪等其他干涉相干系统。

可以理解的是，下文中的样品包括但不限于人或动物的眼睛。

第一方面，请参阅图1-4。

如图1所示，本实施例提供的一种血液流速的测量装置，包括：分光模块200、连接在所述分光模块200一侧的光源模块100、探测模块600和计算设备700，以及连接在所述分光模块200另一侧的参考臂模块300和样品臂模块500。

所述分光模块200将所述光源模块100发射探测光分解成传输至所述参考臂模块300的第一探测光和传输至所述样品臂模块500的第二探测光，并将所述参考臂模块300反射回来的参考光和所述样品臂模块500反馈回来的至少一束信号光进行干涉，形成干涉光传输至所述探测模块600。

所述计算设备700通过所述探测模块600获取所述干涉光进行处理，得到所述信号光对应的位相移动信号，进而根据预设的血液流速公式计算眼睛的血液流速。所述信号光，为所述第二探测光经所述分束模块分解成两束相互平行且具有光程差的第三探测光和第四探测光，并被所述扫描单元510用以扫描眼睛后所形成。

所述血液流速公式为：

其中，λ0为探测光的中心波长，n为血管b内的血液折射率，τ为oct系统两个相邻光线扫描的时间间隔，α为所述第三探测光和所述第四探测光在眼睛800内部的夹角。β为扫描轨迹线与血管内血液流速之间的夹角。如图2所示，其中，所述样品臂模块500，除包括分束模块和扫描单元510外，还包括带动所述分束模块以所述第二探测光的光轴为旋转轴同步旋转的驱动装置505。所述计算设备700通过控制所述驱动装置505，驱动所述样品臂模块500中的扫描单元510的旋转。

所述分束模块，包括光轴与探测光的光轴共轴的第一透镜501、可旋转的沃拉斯顿棱镜502和第二透镜503，以及插入第三探测光或第四探测光中任一束的延迟编码模块504。

所述扫描单元510，包括第一扫描元件和第二扫描元件；其中，所述第一扫描元件用于接收所述第三探测光和所述第四探测光，并反射至所述第二扫描元件，再由所述第二扫描元件通过所述扫描场镜516将反射光反射至所述二向色镜511，进一步由所述二向色镜511将反射光反射至所述眼底镜512，以使所述眼底镜512将反射光汇聚至眼睛800。

如图3所示，在具体的实施例当中，所述第一透镜501将所述第二探测光聚焦到可旋转的沃拉斯顿棱镜502内部的交界面上后，所述第二探测光即被分解成了两束偏振态相互正交的独立探测光束，分别用k1和k2表示。两束独立的探测光束传输至所述第二透镜503后再次准直成两束相互平行的准直光束，然后将所述延迟编码模块504插入其中任意一束准直光束中，从而得到两束相互平行且具有光程差的第三探测光和第四探测光。

在此，假设将所述延迟编码模块504插入到k1中，所述延迟编码模块504的插入，对k1和k2实现了延迟编码，即k1和k2之间根据所述延迟编码模块504的折射率和厚度而引入了一定的光程差。

需要说明的是，由于所述第一透镜501的光轴、可旋转的沃拉斯顿棱镜502的旋转轴和所述第二透镜503的光轴与探测光的光轴是共轴的，所以所述驱动装置505带动所述分束模块以探测光的光轴为旋转轴同步旋转时，并不会引起沃拉斯顿棱镜502所生成的两束独立的探测光束的准直状态和相互平行的状态。

如图4所示，在具体的实施例当中，当探测光被所述第一透镜501聚焦到可旋转的沃拉斯顿棱镜502内部的交界面上后，被同时分解成了两束偏振态相互正交的独立探测光束，k1和k2。其中，k1穿过所述延迟编码模块504后到达所述扫描单元510，以方向k1入射至眼睛800的视网膜血管b上，然后沿着y方向扫描血管b。由眼底散射的信号光，沿着所述扫描单元510、所述延迟编码模块504、所述第二透镜503、可旋转的沃拉斯顿棱镜502和所述第一透镜501，返回所述分光模块200，并且与所述参考臂模块300参考臂模块300反射回的参考光在所述分光模块200中发生干涉，干涉光被所述探测模块600探测模块600探测到并传输给控制系统，经过控制系统处理后，得到眼睛800眼底的oct断层成像图和第一位相移动信号φ1。

当探测光被所述第一透镜501聚焦到可旋转的沃拉斯顿棱镜502内部的交界面上后，被同时分解成了两束偏振态相互正交的独立探测光束，k1和k2。其中，k2不经过所述延迟编码模块504而直接到达所述扫描单元510，方向k2入射至眼睛800的视网膜血管b上，然后沿着y方向扫描血管b。由眼底散射的信号光，沿着所述扫描单元510、所述延迟编码模块504、所述第二透镜503、可旋转的沃拉斯顿棱镜502和所述第一透镜501，返回所述分光模块200，并且与所述参考臂模块300参考臂模块300反射回的参考光在所述分光模块200中发生干涉，干涉光被所述探测模块600探测模块600探测到并传输给控制系统，经过控制系统处理后，得到眼睛800眼底的oct断层成像图和第一位相移动信号φ2。

需要说明的是，k1和k2的夹角为α，且构成x-z平面，探测光束的扫描轨迹线为y轴。由于所述第一透镜501的光轴、可旋转的沃拉斯顿棱镜502的旋转轴和所述第二透镜503的光轴与探测光的光轴是共轴的，k1和k2的夹角为α不会随其旋转而改变，且k1和k2在眼底视网膜上的扫描轨迹完全重合。

作为一优选实施例，所述扫描单元510扫描眼睛的方式为：

控制所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的扫描轨迹，对眼睛的血管进行同时扫描；或者，

控制所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的环形扫描轨迹，对眼睛流入和流出视网膜的所有血管绕视盘进行环形扫描。

因此，本实施例提出了一种新的光路设计方案，实现用单光源分解成双光束后探测眼底血流流速，再用一个探测器同时采集两个方向上的信号，且两个方向上的信号强度各占总信号强度的1/2。本装置具有结构简单易行，光路调节方便，测量精度高不受眼动影响，血管好配准的优点，满足实际使用推广需求。

还克服了现有技术中的如下缺陷：

1、光路复杂，使用偏振器件导致oct系统无法使用基于光纤的系统，光路不稳定；

2、使用两套光谱仪同时对两种偏振态的干涉光进行测量，成本高；

3、无法做视盘环扫。

作为另一优选实施例，本实施例中的装置还可用于测量血液流量，所述血液流量的计算公式为：

其中，f为血管b的血液流量，vb和v分别为血管b在x-z平面内的真实速度和分速度，sb和s分别为血管b的横截面积和截面面积，所述截面为探测光的扫描轨迹线所截得的血管截面，所述扫描轨迹线为所述探测光在眼底扫描的轨迹线；vb和v的关系为sb和s的关系为sb＝s×cosβ，β不等于90°的奇数倍；

血管b在x-z平面内的分速度为

其中，λ0为探测光的中心波长，n为血管b内的血液折射率，τ为oct系统两个相邻光线扫描的时间间隔，α为所述第三探测光和所述第四探测光在眼睛800内部的夹角。

在具体的实施例当中，最终的瞬时血液流量f是可以不用知道β就能计算得到的。由于血液的流动是呈周期性具有一定的脉动的，故最终可以连续快速的在一个或多个脉动周期内多次测量瞬时血流f，并将其平均值当为该血管的实际血流量值。

在具体的实施例当中，根据血管b的走向及分布情况，通过所述扫描单元510和所述驱动装置505的配合，可以使探测光束实现任意方向的扫描，从而使探测光束根据血管b的实际走向调整扫描方向。

需要说明的是，血流方向vb与两探测光束k1和k2构成的平面x-z之间的夹角β不能等于90°(或90°的奇数倍)，以免使得血管b在x-z平面内无分速度而导致无测量结果，故为保证测量的准确性，应避免β接近90°。

作为又一优选实施例，所述样品臂模块500样品臂模块500，还包括预览模块，用于获取扫描后分别与所述第三探测光和所述第四探测光对应的两束信号光进行预览；具体的，

所述预览模块包括成像透镜513和摄像器514，所述眼底镜512将反射光汇聚至眼睛800后发生散射，散射光依次经过所述眼底镜512、所述二向色镜511和所述成像透镜513后达到所述摄像器514，由所述摄像器514对眼底像进行拍摄。

可以理解的是，光源模块100发出的光扫描至眼睛800，并在眼睛800内发生散射，反射光经过所述眼底镜512透射后到达所述二向色镜511。所述二向色镜511对所述光源模块100发出的光具有高透射率，反射光依次透射所述二向色镜511和所述成像透镜513后到达所述摄像器514，并由所述摄像器514拍摄到眼底像。所述摄像器514拍摄的眼底像显示到控制系统的显示屏上，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。

第二方面，请参阅图5-7。

如图5所示，本实施例还提供了一种血液流速的测量方法，适于在上述的血液流速的测量装置中执行，至少包括如下步骤：

s101、控制光源模块100向分光模块200发射探测光，以使所述分光模块200按预设比例将所述探测光分解形成的第一探测光和第二探测光分别传输至所述参考臂模块300和所述样品臂模块500；所述参考臂模块300将所述第一探测光按原路反射回所述分光模块200，作为参考光。

其中，所述分光模块200与所述参考臂模块300之间设置有第一准直透镜，所述参考模块内置一平面反射镜作为参考镜303；所述分光模块200与所述样品臂模块500之间设置有第二准直透镜400。

s102、控制样品臂模块500中带动所述分束模块以所述第二探测光的光轴为旋转轴同步旋转的驱动装置505和扫描单元510的旋转，利用所述第二探测光分解形成的两束相互平行且具有光程差的第三探测光和第四探测光对眼睛800进行扫描，并将扫描后分别与所述第三探测光和所述第四探测光对应的两束信号光按原路返回所述分光模块200，以使所述分光模块200将两束信号光分别与所述参考光进行干涉所形成干涉光。

其中，如图3所示，所述样品臂模块500，包括分束模块、扫描单元510、扫描场镜516、二向色镜511和眼底镜512。

所述分束模块，包括光轴与所述探测光的光轴共轴的第一透镜501、可旋转的沃拉斯顿棱镜502和第二透镜503，还包括插入第三探测光或第四探测光中任一束的延迟编码模块504。

扫描单元510，包括第一扫描元件和第二扫描元件；其中，所述第一扫描元件用于接收所述第三探测光和所述第四探测光，并反射至所述第二扫描元件，再由所述第二扫描元件通过所述扫描场镜516将反射光反射至所述二向色镜511，进一步由所述二向色镜511将反射光反射至所述眼底镜512，以使所述眼底镜512将反射光汇聚至眼睛800。

可以理解的是，所述扫描单元510配合所述驱动装置505同步转动，扫描来自沃拉斯顿棱镜502的两束独立探测光，并将探测光平行射出至所述扫描场镜516，而后被所述二向色镜511反射至所述眼底镜512后进入眼睛800。

优选地，所述样品臂模块500，还包括带动所述分束模块以所述第二探测光的光轴为旋转轴同步旋转的驱动装置505，以及装载所述控制系统700的计算设备，所述计算设备还用于控制所述驱动装置505和所述样品臂模块500中的扫描单元510的旋转。

在具体的实施例当中，所述第一透镜501将所述第二探测光聚焦到可旋转的沃拉斯顿棱镜502内部的交界面上后，所述第二探测光即被分解成了两束偏振态相互正交的独立探测光束，分别用k1和k2表示。两束独立的探测光束传输至所述第二透镜503后再次准直成两束相互平行的准直光束，然后将所述延迟编码模块504插入其中任意一束准直光束中，从而得到两束相互平行且具有光程差的第三探测光和第四探测光。

在此，假设将所述延迟编码模块504插入到k1中，所述延迟编码模块504的插入，对k1和k2实现了延迟编码，即k1和k2之间根据所述延迟编码模块504的折射率和厚度而引入了一定的光程差。

需要说明的是，由于所述第一透镜501的光轴、可旋转的沃拉斯顿棱镜502的旋转轴和所述第二透镜503的光轴与探测光的光轴是共轴的，所以所述驱动装置505带动所述分束模块以探测光的光轴为旋转轴同步旋转时，并不会引起沃拉斯顿棱镜502所生成的两束独立的探测光束的准直状态和相互平行的状态。

在具体的实施例当中，如图4所示，图4是本发明第一实施例中可旋转的沃拉斯顿棱镜502生成的两束独立探测光入射至眼睛800视网膜形成的夹角α以及与血管b构成的几何空间示意图。

当探测光被所述第一透镜501聚焦到可旋转的沃拉斯顿棱镜502内部的交界面上后，被同时分解成了两束偏振态相互正交的独立探测光束，k1和k2。其中，k1穿过所述延迟编码模块504后到达所述扫描单元510，以方向k1入射至眼睛800的视网膜血管b上，然后沿着y方向扫描血管b。由眼底散射的信号光，沿着所述扫描单元510、所述延迟编码模块504、所述第二透镜503、可旋转的沃拉斯顿棱镜502和所述第一透镜501，返回所述分光模块200，并且与所述参考臂模块300反射回的参考光在所述分光模块200中发生干涉，干涉光被所述探测模块600探测到并传输给控制系统700，经过控制系统700处理后，得到眼睛800眼底的oct断层成像图和第一位相移动信号φ1。

当探测光被所述第一透镜501聚焦到可旋转的沃拉斯顿棱镜502内部的交界面上后，被同时分解成了两束偏振态相互正交的独立探测光束，k1和k2。其中，k2不经过所述延迟编码模块504而直接到达所述扫描单元510，方向k2入射至眼睛800的视网膜血管b上，然后沿着y方向扫描血管b。由眼底散射的信号光，沿着所述扫描单元510、所述延迟编码模块504、所述第二透镜503、可旋转的沃拉斯顿棱镜502和所述第一透镜501，返回所述分光模块200，并且与所述参考臂模块300反射回的参考光在所述分光模块200中发生干涉，干涉光被所述探测模块600探测到并传输给控制系统700，经过控制系统700处理后，得到眼睛800眼底的oct断层成像图和第一位相移动信号φ2。

需要说明的是，k1和k2的夹角为α，且构成x-z平面，探测光束的扫描轨迹线为y轴。由于所述第一透镜501的光轴、可旋转的沃拉斯顿棱镜502的旋转轴和所述第二透镜503的光轴与探测光的光轴是共轴的，k1和k2的夹角为α不会随其旋转而改变，且k1和k2在眼底视网膜上的扫描轨迹完全重合。

s103、通过探测模块600获取所述干涉光，并根据所述干涉光得到与两束信号光对应的两个位相移动信号，进而计算得到眼睛800中血管的血液流速。

所述血液流速公式为：

其中，λ0为探测光的中心波长，n为血管b内的血液折射率，τ为oct系统两个相邻光线扫描的时间间隔，α为所述第三探测光和所述第四探测光在眼睛内部的夹角。β为扫描轨迹线与血管内血液流速之间的夹角。作为另一优选实施例，本实施例中的装置还可用于测量血液流量，所述血液流量的计算公式为：

其中，f为血管b的血液流量，vb和v分别为血管b在x－z平面内的真实速度和分速度，sb和s分别为血管b的横截面积和截面面积，所述截面为探测光的扫描轨迹线所截得的血管截面，所述扫描轨迹线为所述探测光在眼底扫描的轨迹线；vb和v的关系为sb和s的关系为sb＝s×cosβ，β不等于90°的奇数倍；

血管b在x－z平面内的分速度为

其中，λ0为探测光的中心波长，n为血管b内的血液折射率，τ为oct系统两个相邻光线扫描的时间间隔，α为所述第三探测光和所述第四探测光在眼睛800内部的夹角。

在具体的实施例当中，最终的瞬时血液流量f是可以不用知道β就能计算得到的。由于血液的流动是呈周期性具有一定的脉动的，故最终可以连续快速的在一个或多个脉动周期内多次测量瞬时血流f，并将其平均值当为该血管的实际血流量值。

在具体的实施例当中，根据血管b的走向及分布情况，通过所述扫描单元510和所述驱动装置505的配合，可以使探测光束实现任意方向的扫描，从而使探测光束根据血管b的实际走向调整扫描方向。

需要说明的是，血流方向vb与两探测光束k1和k2构成的平面x-z之间的夹角β不能等于90°(或90°的奇数倍)，以免使得血管b在x-z平面内无分速度而导致无测量结果，故为保证测量的准确性，应避免β接近90°。

作为一优选实施例，所述利用扫描单元510控制所述第三探测光和所述第四探测光对眼睛800进行扫描，具体为：

利用扫描单元510控制所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的扫描轨迹，对眼睛800的血管进行同时扫描；或者，

利用扫描单元510控制所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的环形扫描轨迹，对视盘内所有血管进行环形扫描。

如图6-7所示，在具体的实施例当中，在所述血液流速测量方法的基础上，所述测量视盘内所有血管血液流速的方法，适于在上述血液流速的测量装置中执行，步骤如下：

s201、控制光源模块100向分光模块200发射探测光，以使所述分光模块200按预设比例将所述探测光分解形成的第一探测光和第二探测光分别传输至所述参考臂模块300和所述样品臂模块500；所述参考臂模块300将所述第一探测光按原路反射回所述分光模块200，作为参考光。

s202、控制样品臂模块500中带动所述分束模块以所述第二探测光的光轴为旋转轴同步旋转的驱动装置505和扫描单元510的旋转，使得所述第三探测光和所述第四探测光以相同的扫描方向和相同的环形扫描轨迹，对视盘内所有血管进行环形扫描，并生成所有血管对应的两束信号光按原路返回所述分光模块200，以使所述分光模块200将两束信号光分别与所述参考光进行干涉所形成干涉光。

s203、通过探测模块600获取所述干涉光，并根据所述干涉光得到与两束信号光对应的两个位相移动信号，进而根据所有血管的两个位相移动信号，以及测量得到的血管截面面积一一进行计算，得到视盘内所有血管的血液流速。

具体的，控制系统700控制所述驱动装置505与所述扫描单元510同步转动，两束探测光k1和k2绕着视盘区域在一个圆周c上作环形扫描。在做环形扫描的过程中，所述驱动装置505的转动能够保证探测光k1和k2所组成的平面与环形扫描的切线方向始终垂直。如此，扫描一个环形扫描即可同时获得视盘内所有血管血流的两个位相移动信号，第一位相移动信号和第二位相移动信号，进而计算出这一时刻血流的瞬时血流速。为了使系统对血流速的测量值更加可信，需要连续测量一个或多了脉动心跳周期的流速信息，并将其平均值作为最终的血流速数值，以及眼睛800视网膜内的总血液流速。

其中，在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速之前，还包括：

测量所述血管的截面面积；所述血管的截面是指探测光的扫描轨迹线所截得的血管截面。所述探测光的扫描轨迹线是指所述探测光在眼底扫描的轨迹线。所述探测光的扫描轨迹线与所述可旋转沃拉斯顿棱镜502所生产的两束独立探测光束到达眼底后所形成的平面垂直。

本实施例提供的一种血液流速测量方法，由于在设置光路时保证了第一透镜501、可旋转沃拉斯顿棱镜502、第二透镜503和延迟编码模块504同时绕探测光的光路光轴旋转，使得探测光经过沃拉斯顿棱镜502被分解成两束独立探测光k1和k2到达眼底时，不管扫描单元510是线扫描还是环形扫描，探测光k1和k2具有固定不变的夹角α。又由于第一透镜501将探测光聚焦到了沃拉斯顿棱镜502内部交界面上，这使得两束探测光k1和k2能够同时聚焦到眼底的同一点。第一位相信号和第二位相信号能够在一次测量的一次成像中同时得到，这些都使得最终计算的血流速更加精确。

需要说明的是，本实施例的驱动装置505优先选择为电机，当然也可以是电机带动驱动的其他动力装置。延迟编码模块504优先选择为平行玻璃板，扫描单元510优先选择为振镜。

在具体的实施例当中，优选地，所述样品臂模块500，还包括预览模块，用于获取扫描后分别与所述第三探测光和所述第四探测光对应的两束信号光进行预览；具体的，

所述预览模块包括成像透镜513和摄像器514，所述眼底镜512将反射光汇聚至眼睛800后发生散射，散射光依次经过所述眼底镜512、所述二向色镜511和所述成像透镜513后达到所述摄像器514，由所述摄像器514对眼底像进行拍摄。

可以理解的是，光源模块100发出的光扫描至眼睛800，并在眼睛800内发生散射，反射光经过所述眼底镜512透射后到达所述二向色镜511。所述二向色镜511对所述光源模块100发出的光具有高透射率，反射光依次透射所述二向色镜511和所述成像透镜513后到达所述摄像器514，并由所述摄像器514拍摄到眼底像。所述摄像器514拍摄的眼底像显示到控制系统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。

本实施例提供的一种血液流速的测量方法，通过驱动装置505控制可旋转的沃拉斯顿棱镜502的转动，生成的两束独立光束能够同时探测血管的第一位相移动信号和第二位相移动信号，能够保证计算得到的瞬时流速更加准确。由于运用延迟编码技术，第一位相移动信号和第二位相移动信号能够在一幅图中同时显示出来，这对于血管的配准和去背景噪音更容易也更准确，并且两个位相移动信号强度各占总信号的1/2，充分利用了信号能量。即本实施例利用沃拉斯顿棱镜502和延迟编码模块504将一束探测光分解成两束相互平行且具有光程差的两束探测光，并用一个探测器将两个探测方向上的频移信号同时记录下来，以实现单一光源、单一探测器、同时采集两个血流分方向多普勒信号,最终实现测量血流的真实流速。

以上所述是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和变形，这些改进和变形也视为本发明的保护范围。

本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的程序可存储于一计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，所述的存储介质可为磁碟、光盘、只读存储记忆体(read-onlymemory，rom)或随机存储记忆体(randomaccessmemory，ram)等。