实时成像的光学相干内窥系统
阅读：12发布：2023-02-11
专利汇可以提供实时成像的光学相干内窥系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种实时成像的光学相干内窥系统，属于医用光学相干成像技术领域。本 发明 包括宽带 光源 ，光纤 耦合器 ，样品臂和参考臂， 位置 探测器以及计算机采集和处理系统，系统结构基于迈克尔逊干涉仪。所述的参考臂采用与 电机 相连的扫描转盘，该扫描转盘由中 心轴 和设置在中心轴上的至少一个表面形状为等距螺旋面的扇叶组成；样品臂采用基于超声 马 达的微型光学传输和扫描装置。本发明利用快速电机带动扫描转盘进行扫描，结构简单。可提供大于3mm的扫描范围，提供可变的扫描速度，有较好的线性和重复性，对因转盘制造 精度 而造成的返回光强不同进行实时的补偿。可对 血管 疾病 等进行实时的探测(成像速度＞4幅/s)，且不引入附加的色散。，下面是实时成像的光学相干内窥系统专利的具体信息内容。
1.一种实时成像的光学相干内窥系统，包括宽带光源(1)，光纤耦合器(2)，样品臂(3) 和参考臂(18)，光电探测器(10)以及计算机采集和处理系统，宽带光源的光经所述的光纤 耦合器耦合后分两路分别进入样品臂(3)和参考臂，经样品臂和参考臂反射后的光再返回光 纤耦合器，经光纤进入光电探测器，所述的光电探测器通过信号线与计算机采集和处理系统 相连，其特征在于：所述的参考臂采用与电机相连的扫描转盘(7)，该转盘由中心轴和设置 在中心轴上的至少一个表面形状为等距螺旋面的扇叶组成；参考臂的出射平行光与转盘的中 心轴平行；该系统还包括一个对扇叶位置进行探测的位置探测器，所述的位置探测器的探测 光在转盘上的入射点同参考臂中准直器的出射光的入射点关于转盘的中心轴中心对称，位置 探测器通过处理器与计算机处理系统。
2.按照权利要求1所述的实时成像的光学相干内窥系统，其特征在于：在所述的样品臂 (3)与光纤耦合器之间以及参考臂(18)与光纤耦合器(2)之间分别设有一个频移器或调 制器(6)。
3.按照权利要求1或2所述的实时成像的光学相干内窥系统，其特征在于：所述样品臂 采用基于超声马达的微型光学传输和扫描装置。
4.按照权利要求3所述的实时成像的光学相干内窥系统，其特征在于：所述的光学相干 内窥系统还包括一个电压控制板(15)，该电压控制板通过控制线路分别与样品臂的超声马达 和扫描转盘的电机(8)以及计算机处理系统(12)连接。
技术领域
本发明涉及一种利用光学相干进行层析成像的技术，特别涉及一种实时成像的光学相干 内窥系统，属于医用光学成像技术领域。
背景技术
在最近的几十年中，生物成像技术飞速发展。MRI、XCT、超声等已在生物医学中有广泛 的应用。但是这些技术在例如生物切片、组织分析这样需要高分辨率(～1um)的应用中已经 是远远不够。冠状动脉血管疾病是一种现代常见的疾病，其早期预防就需要对组织进行高分 辨率的检查。OCT是一种近十年来发展起来的成像技术，有多种优点：可以对生物进行微米 分辨率的切面成像；可以实时成像；可以活体成像且不用直接接触生物样品，对生物体无损； 可以光纤化易于同现有的医疗器械进行联合，因此是一种适合于对冠状动脉血管疾病这类高 发病进行早期的诊断预防。
光学相干进行层析成像(OCT)技术在1991年由MIT的J.Fujimoto教授发明(Huang et al，Science1991)。简单来说，OCT同超声类似，不同的是探测返回的是光波而不是声波。OCT 可以将光束指向生物体，在扫描光束时探测背向散射的光从而成一维、二维或立体的图像。 在医学成像上，OCT图像代表了在微米量级上生物体不同层次的散射特性的差异。典型的OCT 系统是基于一个麦克尔逊干涉仪。其中的一个臂为样品臂，对样品进行扫描，同时另一个臂 为参考臂进行纵向的快速扫描。当参考臂的光程同样品臂的光程相同时，两臂返回到探测器 中的光就会发生干涉。对干涉信号进行探测、解调和处理，从而可得到散射光强度对应于纵 向扫描深度的图像。提供纵向扫描的参考臂是OCT系统中的重要部分。参考臂需要从以下的 指标来进行评价：扫描速度、扫描的重复性、有效扫描的比重、扫描线性等。现在，大部分 的商业OCT系统采用移动反射镜、使用振镜扫描或用PZT拉伸光纤进行扫描。这些技术不能 满足实时成像的要求，例如在实时的内窥系统中，为了避免生物组织的蠕动而带来图像的模 糊就需要接近视频的成像速度。
使用直线电机带动反射镜进行扫描，如果要增加扫描频率，就需要相应地提高加速度。 因此使用这种方法一般在2-3mm的扫描范围下只可以获得30HZ的扫描频率。虽然使用PZT拉 伸可以获得较高的扫描速度，但扫描范围有很大的限制。共振振镜可以达到KHz的扫描频率， 但因为其光程改变同时间成正弦关系，所以相干信号的多普勒调制同扫描深度相关；并且信 号的带宽会增加，从而会引入更多的噪声。光学延迟线可以使群延迟和相延迟相互独立。使 用振镜(1KHz三角波)可以达到2000s/second的扫描速度。但其结构复杂，需要振镜、光 栅、棱镜等器件的精密调节，稳定性也难以适应商业用途。也有文献报导过使用立方体玻璃 进行扫描，扫描速度可达28.5KHz。然而这种方法的有效扫描范围很低，扫描中也存在很多 的非线性因素。同时参考臂扫描方式的选择也同应用的领域有很大的关系。在内窥系统中现 在较多使用的是快速扫描延迟线(USPatent6111645A)。因为在内窥系统中样品臂与参考臂的 光纤长度有很大的差别，所以会带来严重的色散问题。色散不仅使分辨率降低，还会影向系 统的信噪比。以此在内窥系统中使用延迟线需要对色散进行补偿，而这又会增加系统的复杂 程度和不稳定性。在内窥系统中利用光学相干进行成像，样品臂也有很大的要求，尤其是对 于血管疾病的探测，要求样品臂的直径1～2mm。到目前小于2mm的内窥探头在MIT的小组有 报道(J.Fujimoto et al，Science 1997)。这种探头是有齿轮啮合来带动光纤的旋转从而达 到横向的扫描。虽然体积符合血管探测，但因为齿轮的啮合及光纤间的光耦合效率对位置很 敏感，所以对于商业用途还是不够的。
光学相干进行层析成像(OCT)技术在1991年由MIT的J.Fujimoto教授发明(Huang et al，Science1991)。简单来说，OCT同超声类似，不同的是探测返回的是光波而不是声波。OCT 可以将光束指向生物体，在扫描光束时探测背向散射的光从而成一维、二维或立体的图像。 在医学成像上，OCT图像代表了在微米量级上生物体不同层次的散射特性的差异。典型的OCT 系统是基于一个麦克尔逊干涉仪。其中的一个臂为样品臂，对样品进行扫描，同时另一个臂 为参考臂进行纵向的快速扫描。当参考臂的光程同样品臂的光程相同时，两臂返回到探测器 中的光就会发生干涉。对干涉信号进行探测、解调和处理，从而可得到散射光强度对应于纵 向扫描深度的图像。提供纵向扫描的参考臂是OCT系统中的重要部分。参考臂需要从以下的 指标来进行评价：扫描速度、扫描的重复性、有效扫描的比重、扫描线性等。现在，大部分 的商业OCT系统采用移动反射镜、使用振镜扫描或用PZT拉伸光纤进行扫描。这些技术不能 满足实时成像的要求，例如在实时的内窥系统中，为了避免生物组织的蠕动而带来图像的模 糊就需要接近视频的成像速度。
使用直线电机带动反射镜进行扫描，如果要增加扫描频率，就需要相应地提高加速度。 因此使用这种方法一般在2-3mm的扫描范围下只可以获得30HZ的扫描频率。虽然使用PZT拉 伸可以获得较高的扫描速度，但扫描范围有很大的限制。共振振镜可以达到KHz的扫描频率， 但因为其光程改变同时间成正弦关系，所以相干信号的多普勒调制同扫描深度相关；并且信 号的带宽会增加，从而会引入更多的噪声。光学延迟线可以使群延迟和相延迟相互独立。使 用振镜(1KHz三角波)可以达到2000s/second的扫描速度。但其结构复杂，需要振镜、光 栅、棱镜等器件的精密调节，稳定性也难以适应商业用途。也有文献报导过使用立方体玻璃 进行扫描，扫描速度可达28.5KHz。然而这种方法的有效扫描范围很低，扫描中也存在很多 的非线性因素。同时参考臂扫描方式的选择也同应用的领域有很大的关系。在内窥系统中现 在较多使用的是快速扫描延迟线(USPatent6111645A)。因为在内窥系统中样品臂与参考臂的 光纤长度有很大的差别，所以会带来严重的色散问题。色散不仅使分辨率降低，还会影向系 统的信噪比。以此在内窥系统中使用延迟线需要对色散进行补偿，而这又会增加系统的复杂 程度和不稳定性。在内窥系统中利用光学相干进行成像，样品臂也有很大的要求，尤其是对 于血管疾病的探测，要求样品臂的直径1～2mm。到目前小于2mm的内窥探头在MIT的小组有 报道(J.Fujimoto et al，Science 1997)。这种探头是有齿轮啮合来带动光纤的旋转从而达 到横向的扫描。虽然体积符合血管探测，但因为齿轮的啮合及光纤间的光耦合效率对位置很 敏感，所以对于商业用途还是不够的。
发明内容
本发明的目的是针对现有技术的不足和缺陷，提供一种实时成像的光学相干内窥系统： 使其可以在几毫米的扫描范围内进行线性扫描，扫描速度高而不影响质量；且不需进行色散 的补偿，易于安装，有效扫描范围大，可以稳定的长期使用。
本发明的技术方案如下：一种实时成像的光学相干内窥系统，包括宽带光源，光纤耦合 器，样品臂和参考臂，光电探测器以及计算机采集和处理系统，宽带光源的光经所述的光纤 耦合器耦合后分两路分别进入样品臂和参考臂，经样品臂和参考臂反射后的光再返回光纤耦 合器，经光纤进入光电探测器，所述的光电探测器通过信号线与计算机采集和处理系统相连， 其特征在于：所述的参考臂采用与电机相连的扫描转盘，该转盘由中心轴和设置在中心轴上 的至少一个表面形状为等距螺旋面的扇叶组成；参考臂的出射平行光与转盘的中心轴平行； 该系统还包括一个对扇叶位置进行探测的位置探测器，所述的位置探测器的探测光在转盘上 的入射点同参考臂中准直器的出射光的入射点关于转盘的中心轴中心对称，位置探测器通过 处理器与计算机处理系统。
本发明的技术特征还在于：在所述的样品臂与耦合器之间以及参考臂与耦合器之间分别 设有一个频移器或调制器。
本发明所述的样品臂采用基于超声马达的微型光学传输和扫描装置。
本发明的另一个技术特征为：所述的实时成像光学相干内窥系统还包括一个电压控制板， 该电压控制板通过控制线路分别与样品臂的超声马达和参考臂的电机以及计算机处理系统连 接。
本发明与现有技术相比，具有以下优点突出性效果：本发明可以提供大于3mm的扫描范 围，可以提供可变的扫描速度，有较好的线性和重复性。可对血管疾病等进行实时的探测(成 像速度＞4幅/s)，且不引入附加的色散。本发明利用快速电机带动转盘进行扫描，结构简单。 可以将多普勒频移降到较低的频率，使数据采集和处理简化。可以对转盘扫描同数据采集进 行同步协调。可以调节样品臂和参考臂的扫描速度以得到最优的扫描方式。对因转盘制造精 度而造成的返回光强不同进行实时的补偿。
附图说明
图1为本发明提供的整个成像系统的结构示意图。
图2为等距螺旋面的结构示意图。
图3为转盘的一个扇叶的结构示意图。
图4为转盘在系统中的二次反射结构。
图5为基于超声马达的微型光学传输和扫描装置。
图中：1-宽带光源；2-光纤耦合器；3-样品臂；4-准直器；5-二次反射镜；6-移频器； 7-扫描转盘；8-电机；9-样品；10-光电探测器；11-数据采集；12-计算机处理系统；13-处 理器；14-位置探测器；15-电源控制板；16-平行光；17-反射光；18-参考臂；19-计算机采 集和处理系统；20-扇叶；21-中心轴；51-光纤；，52-套管；53-直角棱镜；54-转子；55- 超声电机；56-梯度折射率透镜。
本发明的技术方案如下：一种实时成像的光学相干内窥系统，包括宽带光源，光纤耦合 器，样品臂和参考臂，光电探测器以及计算机采集和处理系统，宽带光源的光经所述的光纤 耦合器耦合后分两路分别进入样品臂和参考臂，经样品臂和参考臂反射后的光再返回光纤耦 合器，经光纤进入光电探测器，所述的光电探测器通过信号线与计算机采集和处理系统相连， 其特征在于：所述的参考臂采用与电机相连的扫描转盘，该转盘由中心轴和设置在中心轴上 的至少一个表面形状为等距螺旋面的扇叶组成；参考臂的出射平行光与转盘的中心轴平行； 该系统还包括一个对扇叶位置进行探测的位置探测器，所述的位置探测器的探测光在转盘上 的入射点同参考臂中准直器的出射光的入射点关于转盘的中心轴中心对称，位置探测器通过 处理器与计算机处理系统。
本发明的技术特征还在于：在所述的样品臂与耦合器之间以及参考臂与耦合器之间分别 设有一个频移器或调制器。
本发明所述的样品臂采用基于超声马达的微型光学传输和扫描装置。
本发明的另一个技术特征为：所述的实时成像光学相干内窥系统还包括一个电压控制板， 该电压控制板通过控制线路分别与样品臂的超声马达和参考臂的电机以及计算机处理系统连 接。
本发明与现有技术相比，具有以下优点突出性效果：本发明可以提供大于3mm的扫描范 围，可以提供可变的扫描速度，有较好的线性和重复性。可对血管疾病等进行实时的探测(成 像速度＞4幅/s)，且不引入附加的色散。本发明利用快速电机带动转盘进行扫描，结构简单。 可以将多普勒频移降到较低的频率，使数据采集和处理简化。可以对转盘扫描同数据采集进 行同步协调。可以调节样品臂和参考臂的扫描速度以得到最优的扫描方式。对因转盘制造精 度而造成的返回光强不同进行实时的补偿。
附图说明
图1为本发明提供的整个成像系统的结构示意图。
图2为等距螺旋面的结构示意图。
图3为转盘的一个扇叶的结构示意图。
图4为转盘在系统中的二次反射结构。
图5为基于超声马达的微型光学传输和扫描装置。
图中：1-宽带光源；2-光纤耦合器；3-样品臂；4-准直器；5-二次反射镜；6-移频器； 7-扫描转盘；8-电机；9-样品；10-光电探测器；11-数据采集；12-计算机处理系统；13-处 理器；14-位置探测器；15-电源控制板；16-平行光；17-反射光；18-参考臂；19-计算机采 集和处理系统；20-扇叶；21-中心轴；51-光纤；，52-套管；53-直角棱镜；54-转子；55- 超声电机；56-梯度折射率透镜。
具体实施方式
图1给出了整个成像系统的结构示意图。该系统包括宽带光源1，光纤耦合器2，样品 臂3和参考臂18，光电探测器10以及计算机采集和处理系统19，所述的参考臂采用与电机 8相连的扫描转盘7，该扫描转盘由中心轴21和设置在中心轴上的至少一个表面形状为等距 螺旋面的扇叶20组成。宽带光源1可以采用SLD、光纤激光等光源，对于生物组织光源的中 心波长应选在约1.0um附近。宽带光源1经光纤耦合器2耦合进光纤，然后一支引向样品臂 3，一支引向参考臂18。光经过准直器4入射在扫描转盘的扇叶20上，经扇叶反射至一个二 次反射镜上原路返回；其中，扫描转盘包括多个具有等距螺旋面的扇叶，参考臂的出射平行光 与转盘的中心轴平行；样品臂3聚焦在样品9上。样品背向散射的光由样品臂收集后重新回 到光纤耦合器2中。准直器4的出射光为平行光16，打在由电机8带动的扫描转盘7上，经 反射光17打在二次反射镜5上。二次反射镜5与反射光17垂直，使反射光17经原路返回。 上面由样品臂和扫描转盘返回的光在光纤耦合器2中干涉，光电探测器10收集干涉信号并转 换为带有调制的电信号。电信号经过数据采集11变成数字信号，送入计算机进行数据处理系 统12，得到样品的纵向切面图。图1中，处理器13是为了协调扫描转盘7的位置同数据采集 11采集时间的时序。该系统还包括一个对扇叶位置进行探测的位置探测器，位置探测器的探 测光方向同转盘的中心轴平行，位置探测器14的探测光在转盘上的入射点同参考臂中准直器 的出射光的入射点关于转盘的中心轴中心对称，位置探测器通过处理器与计算机处理系统。 位置探测器14通过计数可以实时的通知数据处理系统12此时正在使用的扇叶的序号。
本发明所述的光学相干内窥系统还包括一个电压控制板15，该电压控制板通过控制线路 分别与样品臂的超声马达和扫描转盘的电机8以及计算机处理系统12连接。电压控制板15 可以根据数据处理系统12的指令改变样品臂3中超声电机和扫描转盘7的电机8的电压从而 改变横向扫描和纵向扫描的速度。
样品臂3采用基于超声马达的微型光学传输和扫描装置。图5给出了该装置的结构示意 图(参见中国专利公开：CN1586402)。光纤51与梯度折射率透镜56相连，直角棱镜53粘接 在与超声电机55连接的转子54上，直角棱镜的斜边可将梯度折射率透镜出射的聚焦光聚焦 在样品上。梯度折射率透镜、棱镜、转子、超声电机封装在套管52中。
由样品臂和参考臂返回的光强经过光纤耦合器的一支入射到光电探测器10上。光电探测 器输出的电信号再传送到计算机采集和处理系统19。在上面的系统中，参考臂的扫描转盘同 一个位置探测器14相连。位置探测器同计算机采集和处理系统19相连。计算机处理系统可 以根据位置探测器的信号提供数据采集的触发信号，还可以实时检测扫描转盘运动的位置。 同时计算机处理系统同电压控制板15相连，可以通过控制参考臂和样品臂的电机电压来改变 横向和纵向的扫描速度。
图2为等距螺旋面的示意图。其中Z表示曲面沿轴向前进的距离，Φ表示同时曲面以轴 为中心转过的角度。Z和Φ存在如式1的关系：Z＝(a/2π)Φ(1)。可以看出等距螺旋沿轴 向伸进的距离同曲面转过的角度成线性的关系。所以当转盘做匀速转动时，可以用来进行线 性的扫描。
图3是实际扫描转盘的一个扇叶的示意图。AB为距轴心R处某点处的切线，BC与轴向平 行。切线AB与轴向的夹角为θ。根据图中的几何关系，Tanθ＝AC/BC＝(R*δΦ)/δZ(2)，由 Z＝(a/2π)Φ知δΦ/δZ＝2π/a，所以Tanθ＝R*2π/a，θ＝arctan(R*2π/a)(3).从式 3可以看出在距轴心等距的曲面上的切向方向为一个常数。即沿轴向入射的光线的反射方向 同螺旋面的旋转无关。
图4为由这种扫描转盘构成的一种参考臂。光线16沿轴向入射在扫描转盘7上，反射光 线17再经二次反射镜5原路返回。这样的结构可以进行纵向的扫描，同时带来的多普勒频移 可以作为OCT信号的调制。扫描范围由扫描转盘上的扇叶伸进的距离决定，OCT一般需要约 3mm的扫描范围。增大式(1)中的系数a，就可以获得更大的扫描范围。扫描速度由电机8的 扫描速度和扫描转盘上扇叶的重复个数决定，调制频率由电机8的转速决定。当电机8转速 为100r/s，转盘上有10个扇叶时，扫描速度为1KHz。使用中心波长为1.3um的光源时，调制 频率为2v/λ＝4.6MHZ.如果选用更快的转速时，调制频率会更高。而这样高的调制频率给后 期的数据采集和处理带来困难，所以本发明在参考臂18与光纤耦合器2之间设有一个频移器 或调制器6。系统中加入了移频器6可以将调制频率下降。为了保持两臂的色散匹配，还在 样品臂3与光纤耦合器2之间加了相同的移频器或调制器6。参考臂的移频器6将参考的多 普勒调制频率降低，样品臂的移频器只是为了色散的匹配。位置探测器14最简单的形式是利 用扫描转盘相邻的扇叶间的空隙来进行位置的判断。可以在平行与入射光16相对于扫描转盘 中心对称的位置上加平行与轴向的光，然后将反射光光强转化为电信号。当入射光16经过相 邻扇叶的间隙进入新的一线扫描时，位置探测器接收到的光强将会突然减少，会形成电脉冲。 处理器15监测这种脉冲来判断转盘的位置。脉冲的下降沿来临就表示开始新的纵向扫描。此 时，处理器15会向数据采集装置提供触发信号，使数据采集装置进行新的一线数据的采集。 处理器15检测到下降沿到给处采集触发的时间可以由计算机处理系统12进行设定，这样可 以方便的选取有效的扫描范围。同时，因为接收到一个下降沿就表示开始转到新的位置，所 以根据这种脉冲信号可以判断现在转盘的位置。例如，对于有10个扇叶的转盘，第一次转到 的扇叶标记为扇叶1，那末第11个脉冲信号就代表重新转到的扇叶1的位置。因为转盘在制 作中，有可能因为打磨的程度不同，而造成各个的反射性质不同。在了解了具体转盘旋转的 位置后，就可以对各个扇叶返回的信号进行补偿。
电压控制板可以根据计算机的指令向样品臂中的超声电机和参考臂中的电机8提供制定 的电压从而控制横向和纵向的扫描速度。
本发明所述的光学相干内窥系统还包括一个电压控制板15，该电压控制板通过控制线路 分别与样品臂的超声马达和扫描转盘的电机8以及计算机处理系统12连接。电压控制板15 可以根据数据处理系统12的指令改变样品臂3中超声电机和扫描转盘7的电机8的电压从而 改变横向扫描和纵向扫描的速度。
样品臂3采用基于超声马达的微型光学传输和扫描装置。图5给出了该装置的结构示意 图(参见中国专利公开：CN1586402)。光纤51与梯度折射率透镜56相连，直角棱镜53粘接 在与超声电机55连接的转子54上，直角棱镜的斜边可将梯度折射率透镜出射的聚焦光聚焦 在样品上。梯度折射率透镜、棱镜、转子、超声电机封装在套管52中。
由样品臂和参考臂返回的光强经过光纤耦合器的一支入射到光电探测器10上。光电探测 器输出的电信号再传送到计算机采集和处理系统19。在上面的系统中，参考臂的扫描转盘同 一个位置探测器14相连。位置探测器同计算机采集和处理系统19相连。计算机处理系统可 以根据位置探测器的信号提供数据采集的触发信号，还可以实时检测扫描转盘运动的位置。 同时计算机处理系统同电压控制板15相连，可以通过控制参考臂和样品臂的电机电压来改变 横向和纵向的扫描速度。
图2为等距螺旋面的示意图。其中Z表示曲面沿轴向前进的距离，Φ表示同时曲面以轴 为中心转过的角度。Z和Φ存在如式1的关系：Z＝(a/2π)Φ(1)。可以看出等距螺旋沿轴 向伸进的距离同曲面转过的角度成线性的关系。所以当转盘做匀速转动时，可以用来进行线 性的扫描。
图3是实际扫描转盘的一个扇叶的示意图。AB为距轴心R处某点处的切线，BC与轴向平 行。切线AB与轴向的夹角为θ。根据图中的几何关系，Tanθ＝AC/BC＝(R*δΦ)/δZ(2)，由 Z＝(a/2π)Φ知δΦ/δZ＝2π/a，所以Tanθ＝R*2π/a，θ＝arctan(R*2π/a)(3).从式 3可以看出在距轴心等距的曲面上的切向方向为一个常数。即沿轴向入射的光线的反射方向 同螺旋面的旋转无关。
图4为由这种扫描转盘构成的一种参考臂。光线16沿轴向入射在扫描转盘7上，反射光 线17再经二次反射镜5原路返回。这样的结构可以进行纵向的扫描，同时带来的多普勒频移 可以作为OCT信号的调制。扫描范围由扫描转盘上的扇叶伸进的距离决定，OCT一般需要约 3mm的扫描范围。增大式(1)中的系数a，就可以获得更大的扫描范围。扫描速度由电机8的 扫描速度和扫描转盘上扇叶的重复个数决定，调制频率由电机8的转速决定。当电机8转速 为100r/s，转盘上有10个扇叶时，扫描速度为1KHz。使用中心波长为1.3um的光源时，调制 频率为2v/λ＝4.6MHZ.如果选用更快的转速时，调制频率会更高。而这样高的调制频率给后 期的数据采集和处理带来困难，所以本发明在参考臂18与光纤耦合器2之间设有一个频移器 或调制器6。系统中加入了移频器6可以将调制频率下降。为了保持两臂的色散匹配，还在 样品臂3与光纤耦合器2之间加了相同的移频器或调制器6。参考臂的移频器6将参考的多 普勒调制频率降低，样品臂的移频器只是为了色散的匹配。位置探测器14最简单的形式是利 用扫描转盘相邻的扇叶间的空隙来进行位置的判断。可以在平行与入射光16相对于扫描转盘 中心对称的位置上加平行与轴向的光，然后将反射光光强转化为电信号。当入射光16经过相 邻扇叶的间隙进入新的一线扫描时，位置探测器接收到的光强将会突然减少，会形成电脉冲。 处理器15监测这种脉冲来判断转盘的位置。脉冲的下降沿来临就表示开始新的纵向扫描。此 时，处理器15会向数据采集装置提供触发信号，使数据采集装置进行新的一线数据的采集。 处理器15检测到下降沿到给处采集触发的时间可以由计算机处理系统12进行设定，这样可 以方便的选取有效的扫描范围。同时，因为接收到一个下降沿就表示开始转到新的位置，所 以根据这种脉冲信号可以判断现在转盘的位置。例如，对于有10个扇叶的转盘，第一次转到 的扇叶标记为扇叶1，那末第11个脉冲信号就代表重新转到的扇叶1的位置。因为转盘在制 作中，有可能因为打磨的程度不同，而造成各个的反射性质不同。在了解了具体转盘旋转的 位置后，就可以对各个扇叶返回的信号进行补偿。
电压控制板可以根据计算机的指令向样品臂中的超声电机和参考臂中的电机8提供制定 的电压从而控制横向和纵向的扫描速度。
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