CN106063700B - 眼底10微米以下微细血管的快速捕捉与成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及眼波像差自适应校正光学成像技术中眼底10微米以下微细血管的快速捕捉与成像方法。视网膜中的内核层富含10微米以下微细血管，但内核层的位置因人而异。统计大量人眼的微细血管内核层公共区域及公共区域中心面相对视觉细胞层表面的距离；将人眼等效于透镜，利用现有人眼光学模型仿真得出人眼有效焦距和人眼轴长之间的关系式；实测人眼轴长、代入人眼有效焦距和人眼轴长之间的关系式计算出人眼有效焦距；最后根据自适应光学成像光路的光学参数，计算出内核层公共区域中心面的像面位置，如图所示，在此处设置成像相机，使被检患者在一次检测中眼睛只受到短于18ms的可见光照射，即能完成直径10μm上下的内核层微细血管清晰成像。

Description

眼底10微米以下微细血管的快速捕捉与成像方法

技术领域

本发明属于眼底显微成像技术领域，涉及眼波像差自适应校正光学成像技术中微细血管层的快速捕捉以及自适应像差校正高清晰成像的方法，具体地说是一种无需造影剂的直径10微米以下微细血管的自适应光学成像的方法。

背景技术

人眼是个复杂的具有自调焦功能、且随时可能下意识动作的光学系统。当人眼从明亮环境进入暗室瞳孔会在几分钟内由1mm扩大到4mm～6mm，此时即使是无屈光不正的眼睛也不可避免地存在光学像差，采用散瞳剂也同样使人眼产生光学像差，因此临床所用的检眼镜很难看清20微米以下的血管。

从上个世纪九十年代起，人们开始探讨自适应光学校正技术在眼底成像中的应用。液晶波前校正器具有十万到百万个驱动像素，校正精度高，重复性好，可以进行单次探测的开环校正，最大限度地降低入射人眼的光能使用量，安全程度提高，更利于应用在眼底自适应光学成像系统上。关于液晶自适应光学技术在眼底成像中的应用，已在中国专利公报上公开，如“视度自调节液晶自适应像差校正视网膜成像的光学系统”(公开号CN101766472A，专利号ZL 200910266651.4)，“能量高效利用的液晶自适应像差校正视网膜成像装置”(公开号CN101797149A，专利号ZL200910215480.2)，“普适性液晶自适应像差校正视网膜成像系统”(公开号CN101791212A，专利号ZL200910266664.1)，使得该技术具有安全、普适的优势。但是这三个公开的专利申请，没能解决自适应成像景深只有几十微米、位于视网膜内丛状层的直径10微米以下微细血管很难进入成像视场的问题，而受系统中视标的诱导和人眼自调节功能的响应，视场在纵向上总是位于视觉细胞层上，看不到位于视网膜内核层的直径10微米以下微细血管，这是眼底自适应校正光学成像技术的普遍问题，故至今还未实用化。

视网膜为多层半透明组织结构，其中数十微米厚的内核层含有丰富的直径10μm以下的微细血管，另外黄斑中心存在无血管区域，所以微细血管在距离黄斑中心2°～3°范围内是最密集丰富的。视网膜横向定位可以通过视标的引导来确定，而视网膜微细血管的纵向定位困难。自适应光学系统对不同人眼的视网膜微细血管成像的主要障碍有：一是人眼微细血管成像需要使用黄绿光照明才能获得足够的成像对比度，但黄绿光是可见光，对人眼刺激强烈，如果不使用麻醉剂易产生瞳孔收缩，所以可见光照明时间不能超过十数毫秒，而在这个时间范围内很难捕捉到内核层血管；二是人眼景深只有30～40μm，与内核层厚度相当，且不同的人眼其内核层的相对位置有±10μm前后移动，因此人眼微细血管层的位置很难捕捉；三是人眼的光学焦距有个性差异，而此前认为人眼有效焦距为恒定18mm，因此即使找到了微细血管层的几何位置，如果不能准确知道被测人眼的光学焦距，也无法在自适应光学系统中精确设置成像相机位置，也就无法得到清晰的微细血管图像。

发明内容

本发明针对人眼结构参数各异的问题，提出对内核层微细血管快速捕捉、自适应光学成像的方法，目的是能在自适应成像过程中快速捕捉到直径10微米以下的微细血管。

本发明的基本思想是：提出以视觉细胞层表面作为基准位置；统计大量人眼的微细血管内核层互相交叠的公共区域及公共区域中心面相对基准位置的距离；利用现有人眼光学模型【C.Leahy,C.Dainty.A non-stationary model for simulating the dynamicsof ocular aberrations,[J].Opt.Express,2010,18(20):21386-21396.】、【L.N.Thibos,A.Bradley,X.Hong.A statistical model of the aberration structure of normal,well‐corrected eyes,[J].Ophthal.Physiol.Opt.,2002,22(5):427-433】仿真得出人眼有效焦距和人眼轴长之间的关系式；实测人眼轴长，换算为个性人眼的有效焦距；最后根据自适应光学成像光路结构和各器件的光学参数，计算出内核层公共区域中心面的像面位置；在微细血管的自适应光学成像程序开始之前，将成像相机置于计算出的内核层公共区域中心面的像面位置上，使直径10微米上下的微细血管在短于20ms的可见光曝光下完成自适应光学成像。

为详细说明本发明的方法，用图1所示的眼底微细血管自适应光学成像原理图进行说明。

图1中点划线为光轴，100为自适应光学系统；自适应光学系统100的左侧为被测人眼1，其中11为视网膜最底层的视觉细胞层表面、12为视网膜中的含有丰富微细血管的内核层中心面，视觉细胞层表面11和内核层中心面12的距离为d；自适应光学系统100的右侧有成像透镜5和成像相机10，111为成像透镜5的焦点作为成像相机10的原点、也是视觉细胞层表面的像面，122为内核层中心面的像面；该眼底微细血管自适应光学成像系统中还配置具有同样黄绿色单一波长的眼底照明光源和视标，还配置一台装有视网膜自适应光学成像控制程序的计算机；

在成像透镜5的焦点111处做出成像相机10的原点标记后，将成像相机10沿光轴向远离成像透镜5的方向移动到富含微细血管的内核层中心面的像面122处，移动距离为L；此时开启视网膜自适应光学成像的控制程序，经过像差探测与校正，成像相机10中即可呈现清晰的内核层微细血管图像。

为说明成像相机10的移动距离L的求取方法，需将图1展开为详细结构原理图，如图2所示，其中点划线为光轴，1为人眼，2为第一透镜，3为第二透镜，4为第三透镜，5为成像透镜，6为液晶波前校正器，7为折轴反射镜，8为波前探测器，9为偏振分光棱镜，10为位于原点的成像相机；

当眼底照明光源将单一波长的光束入射到人眼1的视网膜时，由于人眼的自调焦生物功能使入眼光束聚焦在视觉细胞层上，形成物像共轭的光学成像光路，同时会有部分光被反射率相对最高的视觉细胞层表面反射，反射出人眼1的准平行光束中带有人眼像差，光束经过第一透镜2和第二透镜3成为与液晶波前校正器6口径匹配的平行光束，经过液晶波前校正器6的反射、又经第二透镜3、折轴反射镜7和第三透镜4成为与波前探测器8口径匹配的平行光束，再经过一个偏振分光棱镜9分成反射的S偏振光束和透射的P偏振光束，其中S偏振光束进入波前探测器8，由波前探测器8将人眼1的像差信息探测出来，再控制液晶波前校正器6对P偏振光束进行波前校正，消除像差后的P偏振光束透过偏振分光棱镜9、又经过成像透镜5聚焦于成像相机10，在成像相机10上呈现无像差的高分辨视觉细胞图像；

将成像相机10从原点沿光轴向远离成像透镜5的方向移动L距离，L满足以下关系式时成像相机10中即可呈现清晰的内核层微细血管图像：

L＝(f₁f₄/f₃)²d/F_eye ² (1)

其中f₁、f₃和f₄分别为第一透镜2、第三透镜4和成像透镜5的焦距，Feye为人眼的有效焦距。从(1)式中看出，先找到视觉细胞层到微细血管层的距离d，再寻找获得不同人眼的有效焦距，最后就可以计算出成像相机10移动的距离L。

内核层大约有30微米的厚度。为了找到大多数人内核层的重叠公共区域，根据系列文献【例：A.L.Loduca,C.Zhang,R.Zelkha,et al.Thickness mapping of retinallayers by spectral-domain optical coherence tomography[J].Am.J.Ophthalmol.,2010,150(6):849-855】报道的OCT测量人眼视网膜各层组织厚度的大量数据，统计出内核层的公共区域中心面距离视觉细胞层表面138μm，公共区域层厚16μm，可以写成d＝138μm±8μm。

对于人眼有效焦距Feye没有手段测量，而人眼的轴长可在临床测量。本发明利用前面所述的现有人眼光学模型求得人眼轴长l与有效焦距Feye的关系如(2)式，二者的单位均为毫米。

F_eye＝0.7136l+0.1483 (2)

所以，只要临床测出人眼的轴长l，即可由(2)式算出人眼有效焦距Feye，再将Feye的数值代入(1)式，令(1)式中的d＝138μm，即可获得成像相机10从原点到富含微细血管的内核层公共区域中心面像面的移动距离L。

在微细血管的自适应光学成像程序开始之前，按照被测者眼轴长计算的L值，将成像相机10从原点沿光轴向远离成像透镜5的方向移动L距离、即为内核层公共区域中心面的像面位置上；然后引入视标光束，视标放置在距离人眼1m光程的位置处，其为2mm～3mm直径的平行光束，令视标光束的光轴在人眼前与第一透镜2的光轴重合导入人眼，通过调节视标的位置来改变眼球转角，以使入眼的眼底照明光源的光束能聚焦至距离小凹中心2°～3°位置处，即能到达具有微细血管的内核层位置；人眼盯视视标并能看清楚视标的简单图案；立即开启视网膜自适应光学成像控制程序，就能使直径10微米上下的微细血管在短于20ms的可见光曝光下完成自适应光学成像。

附图说明

图1本发明的眼底微细血管自适应光学成像原理图，其中点划线为光轴，100为自适应光学系统；自适应光学系统100的左侧为被测人眼1，其中11为视网膜最底层的视觉细胞层表面、12为视网膜中的含有丰富微细血管的内核层中心面，视觉细胞层表面11和内核层中心面12的距离为d；自适应光学系统100的右侧有成像透镜5和成像相机10，111为成像透镜5的焦点作为成像相机10的原点、也是视觉细胞层表面的像面，122为内核层中心面的像面，成像相机10从原点沿光轴移动到富含微细血管的内核层中心面的像面122处的移动距离为L。

图2本发明的眼底微细血管自适应光学成像原理图的详细结构展开图，其中1为人眼，2为第一透镜，3为第二透镜，4为第三透镜，5为成像透镜，6为液晶波前校正器，7为折轴反射镜，8为波前探测器，9为偏振分光棱镜，10为位于成像透镜5焦点上的成像相机。当眼底照明光源将单一波长的光束入射到人眼1时，反射出人眼1的准平行光束中带有人眼像差，光束经过第一透镜2和第二透镜3成为与液晶波前校正器6口径匹配的平行光束，经过液晶波前校正器6的反射、又经第二透镜3、折轴反射镜7和第三透镜4成为与波前探测器8口径匹配的平行光束，再经过一个偏振分光棱镜9分成反射的S偏振光束和透射的P偏振光束，其中S偏振光束进入波前探测器8，由波前探测器8将人眼1的像差信息探测出来，再控制液晶波前校正器6对P偏振光束进行波前校正，消除像差后的P偏振光束透过偏振分光棱镜9、又经过成像透镜5聚焦于成像相机10，在成像相机10上呈现无像差的高分辨视觉细胞图像。

图3是受试者CCL左眼的内核层微细血管图像。其中(a)是按照传统认识的人眼有效焦距18mm计算出成像相机10的移动距离L为53.13mm、所获得的内核层微细血管成像，13是“(a)”条件下直径8μm的微细血管成像效果，(b)是按照受试者CCL实测算出的左眼有效焦距计算出成像相机10的移动距离L为45.34mm、所获得的内核层微细血管成像，14是“(b)”条件下直径8μm的微细血管成像效果；看出14比13清晰锐利得多。图中15是比例长度50μm，其中分格为10μm。

图4是受试者LCR右眼的内核层微细血管图像。其中(a)是按照传统认识的人眼有效焦距18mm计算出成像相机10的移动距离L为53.13mm、所获得的内核层微细血管成像，16是“(a)”条件下直径9μm的微细血管成像效果，(b)是按照受试者LCR实测算出的右眼有效焦距计算出成像相机10的移动距离L为59.86mm、所获得的内核层微细血管成像，17是“(b)”条件下直径9μm的微细血管成像效果；看出17比16清晰锐利得多。图中18是比例长度50μm，其中分格为10μm。

图5是分别按照6位受试者的L测算值移动成像相机10，依次获得的清晰内核层血管图像。其中(a)图是受试者GQL的结果，19是5μm直径血管；(b)图是受试者GQR的结果，20是6μm直径血管；(c)图是受试者CCL的结果，21是8μm直径血管；(d)图是受试者SFR的结果，22是7μm直径血管；(e)图是受试者LYR的结果，23是6μm直径血管；(f)图是受试者LCR的结果，24是9μm直径血管。图中25是比例长度50μm，其中分格为10μm。

具体实施方式

1.使用如图1所示的基于液晶波前校正器的眼底自适应光学成像系统，配置眼底照明光源、视标和一台计算机，各器件的特性参数如下：

(1)眼底照明光源：为简化验证实验，选用波长808nm单色光源作为内核层微细血管的成像照明光源，因为在808nm波长下微细血管也可以成像，只是相对可见光波段的黄绿光源来说成像对比度低，作为技术验证是可以的，因此用波长808nm单色光源替代黄绿光源；由于视标都是可见光，本实施例中视标的波长为500nm，成像光源、像差探测光源的波长与视标的波长差距较大，必须考虑人眼的色差，而且视标有先入为主的人眼自调焦，使500nm的绿色光束正好聚焦于视觉细胞层，在此条件下波长808nm或785nm的平行光束入眼后将成为发散光束，故设计波长808nm和785nm照明光源出射汇聚光束，置于距离人眼150mm光程的位置处，出口直径分别为8.7mm、1.2mm，到达人眼瞳孔处的光束直径分别为6mm和0.8mm、光功率分别为150μw和50μw，在眼底的照明区域直径为350μm和50μm；探测光源和成像光源的入眼能量都远小于国际安全标准【American National Standard for the SafeUse of Lasers,ANSI Z136.1-2007,Laser Institute of America,Orlando,Fla.,Chapt.8,P62-66.】中最大允许曝光能量的1/50。

(2)视标：利用波长为500nm的绿色LED灯与透镜组合形成直径为3mm直径的平行光束，作为视标，放置在距离人眼1m光程的位置处，视标光束在人眼前与第一透镜2的光轴重合导入眼底，通过调节视标LED灯的位置来改变眼球转角，使入眼的探测光源光束和成像光源光束能聚焦至距离小凹中心3°位置处，引导探测光束和成像光束都能到达具有微细血管的内核层位置；视标光的亮度是人眼能舒适盯视的亮度。

(3)第一透镜2、第二透镜3、第三透镜4、成像透镜5的焦距分别为f₁＝200mm、f₂＝200mm、f₃＝85mm、f₄＝150mm，均为560nm～810nm波段消色差透镜；

液晶波前校正器6的像素数256×256，响应时间3ms；

折轴反射镜7为一般平面反射镜；

波前探测器8为哈特曼波前探测器，其中微透镜阵列为20×20，背部相机为美国Andor公司的EMCCD，型号ixon，使用帧频333Hz；

偏振分光棱镜9为大恒新纪元公司的产品，型号GCC-402112；

成像相机10为美国Andor公司的产品，sCMOS系列型号Zyla，使用帧频56Hz，放置在一维电控位移台上以移动成像相机10至内核层微细血管的像面上；

一维电控位移台为PI公司的产品，量程200mm，精度2μm；

(4)计算机中装有视网膜自适应光学成像的控制程序和一维电控位移台的控制程序，其与液晶波前校正器6、哈特曼波前探测器8、成像相机10和一维电控位移台相连接，在内核层微细血管的自适应光学成像过程中相继控制一维电控位移台的位移量、哈特曼波前探测器8的曝光时刻与曝光时间、探测信号的处理、液晶波前校正器6的像差校正、成像相机10的曝光时刻与曝光时间。

2.利用法国Qantel Medical公司的B-SCAN-CINESCAN眼轴测量仪器对12位年龄范围为26岁～42岁受试者的17只人眼眼轴进行测量，受试者的近视程度从-8D～0D，眼轴长度范围24mm～28mm。

3.为比较本发明以人眼轴长计算人眼有效焦距与传统的人眼有效焦距恒等于18mm两种方法对内核层微细血管的成像效果，做如下操作：

(1)测出受试者CCL的左眼和LCR的右眼轴长，分别为27.08mm、23.54mm，将此眼轴长的测量数据代入(2)式计算出二者眼睛的有效焦距分别为19.47mm、16.94mm；将有效焦距值19.47mm、16.94mm分别代入(1)式，并令d＝138μm，f₁＝200mm、f₃＝85mm、f₄＝150mm，计算出成像相机10的移动距离L分别为45.34mm、59.86mm；再将传统认识的人眼有效焦距值18mm代入(1)式，计算出成像相机10的移动距离L为53.13mm；

(2)令受试者CCL佩戴自己的700度近视眼镜，将左眼瞳孔对准图1所示的光路，成像相机10位于成像透镜5的焦点处；引入视标光束，盯视视标并能看清楚视标的简单图案，使视觉细胞像面正好在成像相机10的位置处；按照受试者CCL的L测算值45.34mm，沿光轴向远离成像透镜5的方向成像相机10移动45.34mm距离后，立即启动视网膜自适应光学成像的控制程序：用波长785nm单色光源曝光3ms使波前探测器8测出像差，计算机处理探测信息延时5ms，液晶波前校正器6立即给出相应的像差补偿延时10ms，开启波长808nm成像照明光源曝光18ms，全程共耗时36ms，成像相机10中呈现出受试者CCL的8μm直径血管图像，如图3(b)所示；然后按照传统认识的人眼有效焦距值18mm计算出的L值为53.13mm，比用眼轴长算出的L值长7.8mm，沿光轴向远离成像透镜5的方向成像相机10移动53.13mm距离后，再次令被测者CCL盯视视标，重复上述成像过程，得到受试者CCL的同样8μm直径血管图像，如图3(a)所示；对比两图微细血管的成像效果，看出本发明的微细血管图像更清晰；

(3)令受试者LCR佩戴自己的200度近视眼镜，将右眼瞳孔对准图1所示的光路，按照受试者LCR的L测算值59.86mm，沿光轴向远离成像透镜5的方向成像相机10移动59.86mm距离后，令被测者LCR盯视视标，并能看清楚视标的简单图案，立即启动视网膜自适应光学成像系统的程序，完成如“(2)”步骤中所述的自适应光学成像过程，成像相机10中呈现出受试者LCR的9μm直径血管图像，如图4(b)所示；然后按照传统认识的人眼有效焦距值18mm计算出的L值53.13mm，沿光轴向远离成像透镜5的方向成像相机10移动53.13mm距离后，再次令被测者LCR盯视视标，重复上述成像过程，得到受试者CCL的同样9μm直径血管图像，如图4(a)所示；对比两图微细血管的成像效果，也同样看出本发明的微细血管图像更清晰。

4.为进一步证实本发明方法，再给出另外6名受测者的结果：

分别按照每个受试者的L测算值移动成像相机10，依次完成“3”中“(2)”步骤中所述的自适应光学成像过程，获得上述6位受试者的内核层血管图像，如图5所示，其中(a)图中是受试者GQL的5μm直径血管、(b)图中是受试者GQR的6μm直径血管、(c)图中是受试者CCL的8μm直径血管、(d)图中是受试者SFR的7μm直径血管、(e)图中是受试者LYR的6μm直径血管、(f)图中是受试者LCR的9μm直径血管。

上述实施例结果说明本发明捕捉内核层血管的准确率很高。如果将808nm波长的成像光源替换为570nm波长的黄绿光，成像对比度会提高5倍，使人眼10μm以下微细血管的成像检查手段能够实用化。

Claims (4)

1.一种眼底10微米以下微细血管的快速捕捉与成像方法，其特征是：

眼底微细血管自适应光学成像系统由第一透镜(2)、第二透镜(3)、第三透镜(4)、成像透镜(5)、液晶波前校正器(6)，折轴反射镜(7)、哈特曼波前探测器(8)、偏振分光棱镜(9)、成像相机(10)组成，成像相机(10)初始位于成像透镜(5)的焦点处；

该眼底微细血管自适应光学成像系统中还配置具有同样黄绿色单一波长的眼底照明光源和发光性视标，还配置一台装有视网膜自适应光学成像控制程序的计算机；

以视觉细胞层表面作为基准位置，视觉细胞层表面的像面位于成像透镜(5)的焦点处；

将内核层的微细血管作为被成像物体，统计大量人眼的微细血管内核层的相互交叠公共区域及公共区域中心面相对基准位置的距离d，d＝138μm；

将人眼等效于透镜，利用现有人眼光学模型仿真得出人眼有效焦距Feye和人眼轴长l之间的关系式：

F_eye＝0.7136l+0.1483 (i)

其中Feye和l的单位为毫米；

实测人眼轴长l，代入(i)式计算出因人而异的人眼有效焦距Feye；

最后将人眼有效焦距Feye、d和眼底微细血管自适应光学成像系统中各透镜的焦距代入(ii)式，计算出内核层公共区域中心面的像面到成像透镜(5)焦点处的距离L：

L＝(f₁f₄/f₃)²d/F_eye ² (ii)

其中f₁、f₃和f₄分别为第一透镜(2)、第三透镜(4)和成像透镜(5)的焦距；

将成像相机(10)从成像透镜(5)焦点处向远离成像透镜(5)方向移动L距离，使成像相机(10)位于内核层公共区域中心面的像面处；

然后引入视标光束，视标放置在距离人眼1m光程的位置处，视标光束为2mm～3mm直径的平行光束，令视标光束的光轴在人眼前与第一透镜(2)的光轴重合导入人眼，通过调节视标的位置来改变眼球转角，以使进入人眼的眼底照明光源的光束都能聚焦至距离小凹中心2°～3°位置处，即都能到达具有微细血管的内核层位置；人眼盯视视标并能看清楚视标的简单图案；立即开启视网膜自适应光学成像控制程序，就能使直径10微米上下的微细血管在短于20ms的可见光曝光下完成自适应光学成像。

2.根据权利要求1所述的一种眼底10微米以下微细血管的快速捕捉与成像方法，其特征是所述的发光性视标的波长为500nm，成像光源、像差探测光源的波长分别为808nm、785nm，需将成像光源和像差探测光源的出射光束设计为汇聚光束，并置于距离人眼150mm光程的位置处，成像光源、像差探测光源的光束出口直径分别为8.7mm和1.2mm、到达人眼瞳孔处的直径分别为6mm和0.8mm、在眼底的照明区域直径分别为350μm和50μm。

3.根据权利要求1所述的一种眼底10微米以下微细血管的快速捕捉与成像方法，其特征是成像相机(10)放置在一维电控位移台上，以移动成像相机(10)至不同人眼的内核层微细血管的像面上；一维电控位移台的量程200mm，精度2μm。

4.根据权利要求1所述的一种眼底10微米以下微细血管的快速捕捉与成像方法，其特征是液晶波前校正器(6)的响应时间为3ms；哈特曼波前探测器(8)的帧频333Hz；成像相机(10)的帧频56Hz；波长785nm像差探测光源和波长808nm成像光源在人眼瞳孔处的光功率分别为50μw和150μw，启动视网膜自适应光学成像的控制程序，从像差探测光源曝光开始到成像光源曝光结束、成像相机(10)中呈现出受试者的内核层微细血管图像为止，全程共耗时36ms。