CN109414162A - 用于倾斜照明下视网膜吸收相以及暗场成像的系统、方法和装置 - Google Patents

Abstract

一种用于对眼睛组织成像的方法，该方法包括通过光传输装置的多个发光区域向眼睛提供倾斜照射的步骤，所述多个发光区域是可独立控制的并且布置成将光导向视网膜和虹膜中的至少一个，通过倾斜照射使得从视网膜和虹膜中的至少一个反向散射的光产生输出光束，利用成像系统捕获输出光束以提供眼底的一系列图像，并捕获从眼底图像序列中获取的相位和吸收对比图像，其中，在提供倾斜照射的步骤中，通过一次顺序地打开多个发光区域中的一个或多个来获得捕获步骤的眼底图像序列。

Description

用于倾斜照明下视网膜吸收相以及暗场成像的系统、方法和 装置

相关申请的交叉引用

本申请要求2016年5月13日提交的国际专利申请PCT/IB2016/052787和2016年11月11日提交的PCT/IB2016/056806的优先权，这两个专利申请均通过引用整体并入本文。

发明的领域

本发明涉及使用倾斜照明时视网膜的高分辨率定量和定性吸收、相位和暗场成像。

背景技术

标准摄影依赖于不同特征的吸收差异来提供对比度。在传统的眼底检查中也是如此，其中观察到血管、感光细胞(photoreceptor)和其他视网膜结构，这是由于它们在传感器平面处提供强度调制的不同反射率值。对于位于视网膜内部(神经节、核和丛状层)的大多数细胞来说情况并非如此，其吸收和散射值很低，即使在高分辨率下也几乎没有对比度。此外，这些特征的强度调制相对于与噪声相结合的背景调制信号(基于基础特征)可忽略不计。即使使用光学相干断层扫描(OCT)，这些细胞的弱对比度使视网膜看起来像一个平滑的层，几乎没有特征。

Tian等人表明采用不同照度角采集的相位样本(具有弱吸收特征的样本)的图像可以用于获得样本的单相图像(L.Tian和L.Waller，“LED阵列显微镜中的定量微分相衬成像”(“Quantitative differential phase contrast imaging in an LED arraymicroscope,”)，Opt.Exp.23,9，pp.11394-11403(2015))。在他们的方法中，提供透射照明，他们使用基于Wernier滤波器的算法来重建相位图像。这种方法不能直接应用于活的生物介质，因为透射照明通常是不可能的。Ford等人提出了这个问题的解决方案(T.N Ford、K.KChu和J.Mertz，“倾斜背照明厚组织中的相位梯度显微镜”(“Phase-gradient microscopyin thick tissue with oblique back-illumination,”)，Nat.methods，9,12(2012))，其中来自深层的光样品用作以透射方式照射顶层的第二光源。为了提供倾斜照明，Ford等人在点p1处照射样品，表明在一定距离d处的区域以倾斜方式被反照射。通过减去用2个相反照明点获得的图像，可以重建样本的相衬图像。

已经研究了通过瞳孔照射的视网膜的暗场图像。在这些研究中，已经显示出增强的脉管系统对比度(D.Scoles、Y.N.Sulai和A.Dubra“视网膜色素上皮细胞镶嵌的体内暗场成像”(“In vivo dark-field imaging of the retinal pigment epithelium cellmosaic,”)，Biomed.Opt.Exp.4,9，pp.1710-1723(2013)，T.Y.P Chui、D.A.VanNasdale和SABurns，“利用自适应光学扫描激光检眼镜改善视网膜血管成像的前向散射”(“The use offorward scatter to improve retinal vascular imaging with an adaptive opticsscanning laser ophthalmoscope,”)，Biomed.Opt.Exp.3,10，pp.2537-2549(2012))。

通过组合样本的几个暗场图像，可以通过减去从非对称照明中取得的两个图像，得到包含相位信息的偏导数的图像。这已经在显微镜的透射中显示出来(Z.Liu、S.Liu和L.Waller，“实时明场，暗场和发光二极管阵列显微镜中的相衬成像”(“Real-timebrightfield,darkfield,and phase contrast imaging in a light emitting diodearray microscope,”)，J.of Biomed.Opt.19,10,106002(2014))或者在内窥镜中使用倾斜背照射进行反射(Int.Pat.Pub.No.WO2013/148360，T.N Ford、K.K Chu和J.Mertz，“具有倾斜背照明的厚组织中的梯度显微术”(“Phase-gradient microscopy in thick tissuewith oblique back-illumination,”)Nat.Methods，9,12(2012))。此外，知道样品的照射角度即其光谱，可以使用弱物体传递函数模型恢复定量相位信息(SB Mehta和CJRSheppard，“基于不对称照明的差分相衬的高分辨率的定量相位梯度成像”(“Quantitativephase-gradient imaging at high resolution with asymmetric illumination-baseddifferential phase contrast,”)Opt.Lett.34,13，pp.1924-1926(2009)，L.Tian和L.Waller，“LED阵列显微镜中的定量微分相衬成像”(“Quantitative differential phasecontrast imaging in an LED array microscope,”)Opt.Exp.23,9，pp.1139-411403(2015))或傅里叶ptychography算法(Int.Pat.Pub.No.WO 2015/179452，G.Yheng、R.Horstmeyer和C.Yang，“宽视场、高分辨率傅里叶瞳孔图像显微镜”(“Wide-field,high-resolution Fourier ptychographic microscopy”))。类似的方法也可以用于重建样本的3D图像(“使用简单的LED阵列进行显微镜重新聚焦和暗场成像”(“Microscopy refocusingand dark-field imaging by using a simple LED array”)G.Zheng、C.Kolner和C.Yang，Optics Letters，pp.3987-3989(2011))。

最后，处理图像还允许校正眼睛的像差，优化图像的傅里叶特性(美国专利号8,731,272，Z.Phillips、M.Chen、L.Waller，“具有同时像差校正的定量相位显微镜”(“Quantitative Phase Microscopy with Simultaneous Aberration Correction”)，Optics in the Life Sciences Congress，OSA技术文摘(在线)，美国光学学会，2017年)，论文JTu5A.2。

据报道，很少有人尝试获得通过上述反瞳照明获得的具有更高对比度的暗场图像。

一项研究是使用经巩膜照射，即通过巩膜照射向眼底提供光，以获得视网膜的更高对比度暗场图像(A.Schalenbourg、L.Zografos“脉络膜肿瘤彩色照片中的陷阱”(“Pitfalls in colour photography of choroidal tumours.”)Eye.2013,Vol.27(2),pp.224-229)。在美国专利No.7,387,385的图21、美国专利No.2007/0159600和美国专利No.2007/0030448的图22中，使用具有若干不同波长(红色、绿色、蓝色)的经巩膜照射来同时形成具有若干波长的一个图像。该结果图像用于诊断脉络膜肿瘤。与通过眼睛晶状体的全场照射(称为透射照射)相反，经巩膜照射允许仅收集来自～100μm厚的视网膜第一层下方的光。这是因为来自表面的高反射率(在镜面处和镜面附近)被眼睛瞳孔阻挡。由于肿瘤组织中的强烈细胞和脉管系统活动，肿瘤比健康组织吸收更多的光。由于近镜面反射光被阻挡，肿瘤的经巩膜图像与经瞳孔照射获得的对比度更高，因此可以更好地诊断肿瘤的空间范围(A.Schalenbourg、L.Zografos“脉络膜肿瘤彩色摄影中的陷阱”(“Pitfalls incolour photography of choroidal tumours,”)，Eye.2013，Vol.27(2)：pp.224-229)。

使用一个照明点或有时用两个照明点描述上述经巩膜方法，其中两个点光源同时提供照明。在这里，我们的意思是“点光源”，例如小区域。它可以是大于衍射极限给定面积的面积。

然而，上述技术中没有一种在不使用扫描系统的情况下以眼睛内部的定量或非定量方式提供相位图像信息。该相衬如但不限于眼底和视网膜。因此，需要从感光细胞上方的生物材料获得相位信息，以获得改善的对比度、改善的图像分辨率，并且另外获得存在于生物学中的定量相位成像的大量研究中存在的功能信息。

通过定量相位成像，我们指的是一种成像技术，在该成像技术中，在相机的灰度像素值和物理样本赋予穿过相机的光的相应相位之间存在众所周知的关系(例如但不限于线性或对数关系)。相位展开技术也可用于消除相位周期的影响并获得更详细的图像。

相反，相机的灰度像素值与物体样品在穿过它的光上施加的相应相位之间不存在绝对关系被称为非定量或定性相位成像。定性相位成像的一个例子是相位梯度对比度，它在T.N Ford、K.K Chu和J.Mertz，“具有倾斜背照明的厚组织中的相位梯度显微镜”(“Phase-gradient microscopy in thick tissue with oblique back-illumination,”)，Nat.methods,9,12(2012)中给出。

以不同方式获得视网膜图像细化。人类视网膜的主要特征之一是锥细胞的存在。在高放大率下，锥细胞在暗背景上看起来像亮点，这允许引导星形重建算法(N.Meitav和ENRibak，“通过视网膜建模估计眼点扩散函数”(“Estimation of the ocular point spreadfunction by retina modeling”)，Optics Letter Vol 37(9)(2012)和N.D.Shemonski、F.A.South、T.Z.Liu、S.G.Adie、P.S.Carney和S.A.Boppart“活体人类视网膜的计算高分辨率光学成像”(“Computational high-resolution optical imaging of the livinghuman retina”)Nature Photonics(2015))。另一种方法利用眼睛的自然运动(扫视)。虽然大多数研究试图抑制这种在平均情况下导致分辨率较低的现象，Meitav和Ribak在找到每个图像的相对偏移后进行平均，N.Meitav和E.N.Ribak“通过迭代加权移位和添加改善视网膜图像分辨率”(“Improving retinal image resolution with iterative weightedshift-and-add”)J.Opt.Soc.Am.Vol 28(7)(2011)。这已经使用图像相关来完成，并且允许在执行平均值的同时对齐所有图像。由于眼睛运动，每个图像呈现不同的像差PSF(点扩散函数)，得到的平均图像显示平均PSF，滤除最高阶像差。

然后可以获得与衍射限制的PSF更相似的PSF。通过用不同的PSF对图像进行去卷积并估计最佳值，可以进一步降低眼睛像差的影响。该过程由Hillmann等人完成。(D.Hillmann、H.Spahr、C.Hain、H.Sudkamp、G.Franke、C.C.Winter和G.Hüttmann“无畸变体内视网膜高容量成像”(“Aberration-free volumetric high-speed imagingof in vivo retina”)Scientific reports,Vol.6(2016))。在他们的工作中，基于典型的眼睛像差，使用不同的PSF获得去卷积。熵用作图像质量的测量，用于估计最佳校正和产生高分辨率图像。此外，使用Waller方法的相位和吸收重建已经在去卷积过程中进行(L.Tian和L.Waller,“LED阵列显微镜中的定量微分相衬成像”(“Quantitative differentialphase contrast imaging in an LED array microscope,”)Opt.Exp.23,9,pp.11394-11403(2015))。该方法也可用于在已知或未知的像差瞳孔的情况下获得相位和吸收信息(Z.Phillips、M.Chen、L.Waller“同时相位相差校正的定量相位显微方法”(“QuantitativePhase Microscopy with Simultaneous Aberration Correction”)Optics in the LifeScience 2017)。

通过像差校正进行活体视网膜的高分辨率成像。该任务是通过计算完成的，如美国专利No.8,731,272，或使用硬件装置。视网膜的体内成像通常通过扫描系统进行，美国专利No.4,213,678，可能与自适应光学器件耦合，欧洲专利No.1427328A1，或者使用相机泛光照明系统，有时也耦合到自适应光学系统，例如在美国专利No.2004/0189941、美国专利No.7,364,296中。

眼睛光学成像的分辨率主要受三个因素的限制：瞳孔的数值孔径(最大0.24(R.K.Wang和V.V.Tuchin，“高级生物光子学：组织光学切片”(“Advanced Biophotonics：Tissue Optical Sectioning”)，CRC Press，2014))、透镜的像差和眼内散射。已经提出了对最后两种效应的补偿，这产生了所谓的自适应光学共焦扫描激光检眼镜(AOCSLO)(A.Roorda、F.Romero-Borja、W.Donnelly、H.Queener、T.Hebert和M.Campbell，“自适应光学扫描激光检眼镜”(“Adaptive optics scanning laser ophthalmoscopy,”)，Opt.Express，第10卷，第405-412页，2002年。)

该系统有时与光学相干断层扫描(OCT)相结合(E.M.Wells-Gray、R.J.Zawadzki、S.C.Finn、C.Greiner、J.S.Werner、S.S.Choi、N.Doble,“组合光学相干断层扫描的性能和具有用于人类视网膜成像应用的自适应光学器件的扫描激光检眼镜”(“Performance of acombined optical coherence tomography and scanning laser ophthalmoscope withadaptive optics for human retinal imaging applications,”)Proc.SPIE,vol 9335,pp,2015.)，提供约1.5μm的横向分辨率和2μm的轴向分辨率。该值受到眼睛瞳孔提供的数值孔径的限制。Vellekoop和Mosk使用波阵面成形方法通过高散射介质进行光聚焦(I.M.Vellekoop、A.Lagendijk和A.P.Mosk,“利用无序性进行完美聚焦”(“Exploitingdisorder for perfect focusing,”)Nature Photonics,vol.4,pp 320–322,2010.)。进一步的工作展示了散射介质如何用作光学元件以提供高数值孔径(NA＝0.85)(Y.Choi、T.D.Yang、C.Fang-Yen、P.Kang、K.J.Lee、R.R.Dasari、M.S.Feld和W.Choi,“在高度无序的介质中克服使用多光散射的衍射极限”(“Overcoming the Diffraction Limit UsingMultiple Light Scattering in a Highly Disordered Medium,”)Phys.Rev.Lett.,vol.107,no.2,pp.023902,2011。以及I.N.Papadopoulos、S.Farahi、C.Moser、D.Psaltis，“通过利用高散射介质的特性提高多模光纤的成像能力”(“Increasing the imagingcapabilities of multimode fibers by exploiting the properties of highlyscattering media,”)Optics Letters,vol.38,pp.2776-2778,2013.)。使用记忆效应，可以扫描该点以重建被扫描物体的图像(C.-L.Hsieh、Y.Pu、R.Grange、G.Laporte和D.Psaltis，“通过扫描来自纳米颗粒的相共轭二次谐波辐射来通过浑浊层成像”("Imagingthrough turbid layers by scanning the phase conjugated second harmonicradiation from a nanoparticle,")Opt.Express 18,20723-20731(2010))。另一种技术包括直接用散斑图案扫描样品并通过相位恢复算法重建原始图像(X.Yang、Y.Pu和D.Psaltis,“使用散斑扫描显微镜通过散射生物组织成像血细胞”("Imaging blood cellsthrough scattering biological tissue using speckle scanning microscopy,")Opt.Express 22,3405-3413(2014)以及H.Yilmaz、E.G.van Putten、J.Bertolotti、A.Lagendijk、W.L.Vos和A.P.Mosk,“斑点相关分辨率增强的宽视场荧光成像”("Specklecorrelation resolution enhancement of wide-field fluorescence imaging,")Optica 2,424-429(2015))。

因此，如上所述，在用于眼科的成像仪器的背景技术中，视网膜总是通过穿过眼睛的晶状体来照射。然后，再次通过透镜收集反射光。而且，如上所述，这提出了若干缺点和复杂性，并且需要用于眼科的新颖且实质上改进的方法、系统和装置。

发明内容

根据本发明的一个方面，提供了一种用于对眼睛组织进行成像的方法。优选地，该方法包括通过光传输装置的多个发光区域向眼睛提供倾斜照射的步骤，多个发光区域可独立控制并布置成将光导向眼睛的视网膜和虹膜中的至少一个，通过倾斜照射使得从视网膜和虹膜中的至少一个反向散射的光产生输出光束，以及利用成像系统捕获输出光束以提供眼底的一系列图像。

此外，该方法还优选地包括从眼底图像序列中恢复相位和吸收对比图像的步骤，并且，在提供倾斜照射的步骤中，通过依次接通多个发光区域中的一个或多个来获得捕获步骤的眼底的图像序列。

根据本发明的另一方面，眼睛的组织是人或动物的活眼的一部分，并且倾斜照射是经瞳孔照射、经巩膜照射和经表皮中的至少一种。此外，光传输装置被配置用于以下照明模态中的至少一个，包括光传输装置和眼睛患者的面部之间没有接触、光传输装置与眼睛周围的皮肤接触、光传输装置与眼睛的巩膜接触、以及光传输装置与眼睛的角膜接触。

根据本发明的又一方面，提供了一种用于对眼睛组织进行成像的系统。该系统优选地包括具有多个发光区域的光传输装置，发光区域指向眼睛的组织以提供倾斜照射，由从多个发射区域的倾斜照射的眼底反向散射的光引起的输出光束，以及配置成捕获输出光束并提供眼底的图像序列的成像系统。

此外，该系统还优选地包括控制器，该控制器被配置为单独控制光传输装置的多个发光区域，以一次顺序地接通多个光发射区域中的一个，用于通过成像系统捕获图像序列，并且成像系统还被配置为恢复定量相衬图像、定量吸收图像、定性相位和吸收图像、定性相衬图像、定性吸收图像、定性相位和吸收图像、以及来自眼底的暗场图像。

根据本发明的又一方面，成像系统优选地还包括扫描系统和检测器，该扫描系统具有相对于眼睛瞳孔的中心居中或移位的收集瞳孔。检测器包括单个像素检测器、线阵相机、二维多像素装置和分离检测器中的至少一个。

本发明的上述和其他目的、特征和优点以及实现它们的方式将变得更加明显，参考示出本发明的一些优选实施例的附图，从以下描述的研究中可以更好地理解本发明本身。

附图说明

结合在此并构成本说明书一部分的附图示出了本发明的当前优选实施例，并与上面给出的一般描述和下面给出的详细描述一起用于解释本发明的特征。

图1示出了根据背景技术的美国专利No.7,387,385、美国专利公开No.2007/0159600中所述系统的工作原理的方案；

图2示出了根据背景技术的美国专利公开No.2007/0159600中提出的系统的工作原理的方案。该方法使用一个照明点或两个照明点，其中两个光源同时提供照明；

图3示出了T.N Ford、K.K Chu和J.Mertz根据背景技术提出的照明系统，“在厚组织中具有倾斜背照射的相位梯度显微镜”(“Phase-gradient microscopy in thicktissue with oblique back-illumination,”)，Nat.methods,9,12(2012)和国际专利公开No.WO 2013/148360。在这里，由于散射，一些光线返回到表面，以不对称的角度分布出现。存在第二波导组件以提供对称照明。

图4A和4B根据背景技术示意性地示出了使用非相干暗场照明的透射显微镜相位成像方法的两种不同表示，其由L.Tian和L.Waller介绍，“LED阵列显微镜中的定量微分相衬成像”(“Quantitative differential phase contrast imaging in an LED arraymicroscope,”)Opt.Exp.23,9,11394-11403(2015)。

图5显示了根据背景技术的使用具有偏移孔径的改进AOSLO系统的视网膜的体内暗场成像，图片改编自Toco Y.P.Chui、Dean A.VanNasdale和Stephen A.Burns的“利用自适应光学扫描激光检眼镜使用前向散射来改善视网膜血管成像，”(the use of forwardscatter to improve retinal vascular imaging with an adaptive optics scanninglaser ophthalmoscope)Biomed.Opt.Express 3,2537-2549(2012)；

图6显示了根据背景技术的使用具有分裂检测器的改进的AOSLO系统的视网膜的体内暗场成像，图片改编自A.Guevara-Torres，D.R.Williams和J.B.Schallek的“在没有造影剂的活小鼠视网膜中的成像半透明细胞体”(Imaging translucent cell bodies inthe living mouse retina without contrast agents)Biomed.Opt.Express 6,2106-2119(2015)；

图7示出了根据背景技术的具有经瞳孔照射的泛光照明自适应光学系统，如美国专利公开No.2004/0189941中所示；

图8显示了根据背景技术的基于现有技术的OCT视网膜成像系统的综述，表格来自Jonnal R.S.、Kocaoglu O.P.、Zawadzki R.J.、Liu Z.、Miller D.T.、Werner J.S.的“自适应光学光学相干层析成像综述：技术进步、科学应用和未来”(“AReview of AdaptiveOptics Optical Coherence Tomography:Technical Advances,ScientificApplications,and the Future”)Invest Ophthalmol Vis Sci.2016Jul 1；57(9):Oct.51-68，显示细胞尚未在体内成像。

图9A示意性地示出了根据本发明的一个方面的经巩膜照射方法。光线在照射眼底之前穿过巩膜；

图9B示意性地示出了根据本发明的一个方面的所提出的经巩膜照射方法：光直接照射在巩膜组织上。光可以通过光源或光波导元件的直接接触来传递、或者以与光束的非接触方式(准直或不准直)传递。一些光位置、区域的示例由圆盘表示。巩膜的散射特性产生漫射光束，以高角度照射眼底。在与巩膜物理接触的情况下，可以使用局部麻醉使测量对患者更舒适；

图10A示意性地示出了根据本发明的一个方面的经表皮照射方法。光线在照射眼底之前穿过皮肤和巩膜；

图10B示意性地示出了根据本发明的一个方面的经表皮照射方法。光线照在眼睑上，从那里散射到不同的层，一直到眼睛内部。可以通过与光束(准直或不准直)直接接触(源或波导部件)来传递光。一些光位置、区域的示例由圆盘表示。许多在空间上分离的点光源提供不同的照明角度。由于不需要麻醉，与皮肤接触对患者来说可以更舒适；

图11A示意性地示出了根据本发明的一个方面的瞳孔照射方法。在穿过瞳孔后，光照射在眼睛的内层上。光散射在眼睛内部并照射眼底。可以通过(源或波导部件)直接接触角膜或者以与光束(准直或不准直)的非接触方式来传递光；

图11B示意性地示出了根据本发明的一个方面的具有进入瞳孔的点光的示例性瞳孔照射方法；

图12A示意性地示出了根据本发明的一个方面的瞳孔暗场照明。光线照射在瞳孔的末端(单点或环形)。光线照射视网膜的上层而不照射背景；

图12B示意性地显示了根据本发明的一个方面的瞳孔暗场照明。光图案可以是环或环的受限部分；

图13示意性地示出了根据本发明的一个方面的颞部(temporal)照明：光在到达眼睛的巩膜和眼底之前穿过颞部组织(皮肤)；

图14A示意性地示出了根据本发明的一个方面的具有聚焦光束的眼底的倾斜照射；

图14B示意性地示出了根据本发明的一个方面的具有准直光束的眼底的倾斜照射；

图14C示意性地示出了根据本发明的一个方面的具有发散光束的眼底的倾斜照射；

图15示意性地示出了根据本发明的一个方面的使用侧眼球作为用于证明高数值孔径的散射层的环形照明；

图16示意性地示出了根据本发明的一个方面的用于非接触式照明的示例性装置。示出了四(4)个光束照射在四(4)个不同的照明点作为说明该方法的手段；

图17示意性地示出了根据本发明另一方面的用于接触照明的装置的顶视图。至少一个光束与巩膜接触。光束可以通过光波导，例如但不限于多模光纤。另外，通过眼睛晶状体使眼底成像的成像透镜也通过置于角膜和成像透镜之间的折射率匹配凝胶与巩膜接触。注意，该图与图2所示的装置的不同之处在于照明点的数量(多于两个)以及照明方式。这里，光束顺序接通(同时一个或多个)，而在图2中，两个点同时发光；

图18示意性地示出了用于非接触式照明的装置，是根据本发明的另一方面，图17的顶视图。注意，该图与图2在照明点的数量(多于两个)和照明方式存在不同。这里，光束依次接通(同时一个或多个)，而在图2中，两个点同时发光；

图19示意性地示出了根据本发明的一个方面的用于非接触式照明的装置。在旋转轮周边穿孔。光束以这样的方式照射该轮的整个表面，使得光仅通过孔并且仅在巩膜上的点上照射。或者，照明点可以在皮肤上；

图20示意性地示出了根据本发明的一个方面的用于非接触式照明的装置。旋转轮固定光纤和透镜，将光线聚焦在巩膜上或皮肤上；

图21示意性地示出了根据本发明的一个方面的用于非接触式照明的装置，其基于具有成像系统的图19所示装置的示例；

图22示意性地示出了根据本发明的一个方面的用于非接触式照明的装置，其基于具有成像系统的图19所示装置的示例；

图23示意性地示出了根据本发明的一个方面的接触式照明装置。贴片与患者的皮肤接触。贴片连接到几根光纤，其远端是患者眼睑上的照明点(区域)。贴片可以由与皮肤接触的可移除(消耗品)保护部件组成(每个患者一个)；

图24示意性地示出了具有眼睛弧形的连续发光装置的示意图。发光装置由柔性电子电路保持；

图25示意性地示出了根据本发明的一个方面的印刷电路板(PCB)系统及其电子部件的简化视图；

图26示出了放置在受试者左眼上的两个原型的照片。四(4)个发光二极管(LED)可以从顶盖的发光，并且四(4)个其他LED从眼睛的底盖发光；

图27示出了位于眼科头部支架上的对象的照片，其中两个原型光源分别放置在眼罩的顶部和底部。在图像中，接通一个LED；

图28A示出了设计原型的照片，该原型保持尺寸小于1mm³的四(4)个红色表面安装器件(SMD)LED。柔性PCB的照明装置；

图28B示出了保持四(4)个直径为5mm的红色LED的原型的照片。LED连接器固定在螺纹管上，螺纹管可拧到光学系统上；

图29是根据本发明的一个方面的装置的示意图的简化表示。光束首先由调制装置重新成形，然后以高数值孔径照射方法发送到视网膜。从瞳孔收集反向散射光并由检测器测量。光束1：向前散射光。光束2：采集后向散射光；

图30示出了使用深色背景和反射珠进行聚焦的概念验证的示意图。通用波阵面在表面上闪耀。因为只有珠子可以反射光，所以只有少量的能量会回来；

图31示出了使用深色背景和反射珠进行聚焦的概念验证的示意图。优化的波阵面照射在表面上。光聚焦在珠子上，反射所有散射光；

图32示出了根据本发明的一个方面的用于将散射光聚焦在珠子上的光学方案的示意图；

图33A-33D显示了根据一个方面的使用所提出的方法的单个珠子的强度增强。图33A示出了运行算法之前的反射率，而图33B示出了最终结果。对于图33C中的低NA和图33D中的最大NA(开口光圈)绘制沿一个维度的相同轮廓；

图34是根据本发明的一个方面的具有倾斜照射的反向散射光的角度分布的示意图。

图35是根据本发明的一个方面的光束如何在散射介质的表面处散射的示意图。示出了倾斜照射的情况，还示出了各向异性散射(散射光束相对于表面的垂线不对称)；

图36示出了根据本发明的一个方面，在距照明光束的不同距离处出射光束的角度分布的示意图。距离越大，出现的光束就越像朗伯分布；

图37示出了根据本发明的一个方面的照射光束照射在眼组织上的示意图。在穿过不同层后，它以散射光束的形式出现。在穿过透明的视网膜层后，它被更深的组织(例如脉络膜)向后散射。反向散射的光呈现出倾斜的平均分布，并且再次通过视网膜，视网膜中包含的细胞改变了通过它的光的相位。在穿过眼睛后，它被眼睛晶状体收集并作为准直光束发送到外面；

图38是表示反向散射光的角度分布的二维(2D)蒙特卡罗模拟的曲线图。认为照明光束以45°的角度照射。所选择的散射参数用于脉络膜组织；

图39示出了根据本发明的一个方面的用于执行测量的流程图的示意图。通过遵循图9A至图28中详述的实施例将光学系统定位在患者身上。在该步骤之后，用覆盖大约400nm至1200nm之间的光谱的一个或多个波长照射每个点，并且通过眼睛晶状体获取眼底的图像。按顺序采集每个图像。患者的瞳孔可能扩张，但不限于此情况。在暗场图像(最小1个照明点)的情况下，捕获的图像直接是暗场图像。如果所选择的方法是相位成像(最少2个照明点)，则首先需要处理所获取的图像以获得定性或定量相位图像。当已经获取了所有图片时，可以对图像进行后处理；

图40A、40B和40C示出了说明用于确定照明点的角谱的方法的示意图。对于每个照明点，从容器上抛出(cast off)不同的阴影。可以通过使用通过眼睛晶状体获得的阴影的图像来确定照射的空间频谱。然后，在相位恢复算法中使用每个照明点的空间频谱的知识，以提供定量相位图像。另外，眼睛-透镜系统的像差也由迭代算法推断。这是有效的，因为有多个阴影呈现。不同角度的阴影图像越多，相位图像和像差校正越精确。对于两个不同的照明点示出了原理或方法，如图40A和40B所示。图40C示出了人视网膜的典型的经巩膜照射图像，其显示了血管阴影；

图41是示出根据本发明的一个方面的在傅里叶空间中拼接不同图片的示意图。由于倾斜照明相当于傅里叶空间中的偏移，所以在傅里叶域中拼接具有不同照射角度的图像等同于获得具有较大傅里叶域的单个图像。这产生了更高分辨率的图像；

图42显示了根据本发明的一个方面的用于进行离体测量的系统或装置的示意图。用于验证的样品和相位成像的概念证明；

图43A、43B和43C描绘了图42中所示样品的测量结果。与数字全息术比较，提供定量相位测量和共焦显微术，提供强度测量；

图44描绘了深度扫描厚猪视网膜样品(180μm)的不同相位测量。图片显示了视网膜的不同层次；

图45示出了表示基于图44的扫描的不同层的细胞密度的计算的图表；

图46示出了用于概念验证测量的间接检眼镜的光学系统的示意图。

图47显示了根据本发明的一个方面的用于体内成像的系统的示意图。用于经巩膜照明的LED与摄像机的采集同步。光瞳平面与光圈D的平面共轭。这样，从最终图像中滤除了在眼睛周围散射的光。相机平面与视网膜中的平面共轭，由于基础系统(the basalsystem)，其深度可以调整；

图48示出了根据本发明的一个方面的光学系统的示例的示意图，该光学系统设计有自适应光学环以校正眼睛的像差。它集成了波阵面传感器(WFS)和可变形镜(DM)；

图49在左侧示出了采用经皮方法拍摄的具有底部中心点照明的照片，在中间示出了采用经皮方法拍摄的具有左下照明点的照片，并且在右侧显示相衬的差异；

图50示出了利用根据本发明的一个方面的方法获得的相位梯度图像，其中相应的横截面示出了血管和光盘的梯度；

图51在左侧示出了采用具有右下照明点的经表皮法拍摄的照片，在中央示出了采用经皮左下方的照明方法拍摄的照片，并且在右侧显示相衬的差异；

图52示出了利用图47的系统获取的暗场经表皮图像的示例；

图53示出了根据本发明的一个方面的用于利用散射光进行干涉测量的光学系统的示意图。宽带光源(例如，超辐射发光二极管：SLD)被分成参考物(reference)和目标臂。该参考物照射一个可以平移的镜子，可以深入扫描样品。目标臂用图4至26中描述的方法照射眼睛。在照射眼底之后，瞳孔收集后向散射光并干扰参考光束。或者，通过分解散射光束的光谱内容以恢复视网膜中的深度，可以实现傅里叶域方法(图中未示出)；

图54示出了根据本发明的一个方面的使用经巩膜照射的扫描系统的操作方案或方法的示意图；以及

图55以时间图的形式描述了根据本发明的一个方面的锁定捕获信号。

这里，在可能的情况下，使用相同的附图标记来表示附图中共有的相同元件。此外，出于说明目的简化了图像，并且可能未按比例描绘。

具体实施方式

根据本发明的一个方面，提供了一种用于视网膜成像的装置，其能够通过视网膜层的倾斜照射建立相位和吸收对比图像。根据本发明的一个方面，该装置可用于离体和体内成像。在本节的第一部分中，总结了体外实施，并且在第二部分中详细描述了体内实施。

相位和吸收对比度图像可包括但不限于定量相衬图像、定量吸收图像、定性相位和吸收图像、定性相衬图像、定性吸收图像、定性相位和吸收图像和暗场图像。而且，相位和吸收对比度图像可以包括但不限于一维图像、二维图像、三维图像或多维图像。

来自眼睛的离体样品可包括但不限于整个眼睛、未处理的眼睛、固定的眼睛、染色的眼睛和体外样品。

关于离体成像，代替使用样品的直接照射，根据本发明的一个方面，通过在眼睛的深层中散射产生的倾斜照射获得相衬。在第一实施例中，用光源和倾斜角照射样品。在第二实施例中，源被放置在与成像系统相同的一侧，形成反射配置。在第三实施例中，将散射层放置在相位样本后面以提供反向散射照明。在第四实施例中，提供背照射的散射层是眼睛的脉络膜。在第五实施例中，光源在到达样本之前被漫射板散射。在第六实施方案中，在样品下方添加背反射层。有关重建过程，请参阅下文。

光源可包括但不限于发光二极管、超发光二极管、量子点光源、灯、黑体辐射源、低时间相干源、低空间相干源、以及激光源。

关于体内成像，代替使用眼底的直接照射，通过在眼睛的深层中散射产生的倾斜照射来获得相衬。该方法、装置、系统的特征可以简化为以下类别：照明类型、光传输装置、图像采集系统、重建过程。

照明类型可以通过以下非限制性和非排他性实施例来呈现：

在第一实施例中，光穿过巩膜、脉络膜和视网膜。透射和散射的光照射眼底。在该变型中，没有或很少的光进入瞳孔-透镜。光传输装置与巩膜接触。在其他变体中，可以使用经巩膜结合经瞳孔照明。

在第二实施例中，光穿过眼睛、巩膜、脉络膜和视网膜附近的皮肤层。透射和散射的光照射眼底。在该变型中，没有或很少的光进入瞳孔-透镜。

在第三实施例中，光穿过瞳孔，指向眼睛的一侧。在这里，光线被散射并向眼底反射。

在第四实施例中，光穿过瞳孔并以一定角度指向眼底，还产生成角度的反向散射光。

在第五实施例中，光穿过瞳孔并照射在靠近成像区域的区域上。光在深层中散射，在成像区域后面提供成角度的照明。

在第六实施例中，光穿过太阳穴(temple)。透射和散射的光照射眼底。没有光进入瞳孔的透镜。

在第七实施例中，光透过瞳孔或皮肤和巩膜直接照射视网膜的成像区域而不是其背景，从而提供暗场对比度。

在第八实施例中，在进入眼睛之前操纵波阵面。通过眼睛的晶状体收集反馈光。然后可以采用几种方案，例如将光聚焦在眼底上以补偿散射，以获得小于眼瞳分辨率的光斑尺寸(0.24NA)，通过迭代过程获得聚焦，使用通过眼睛瞳孔反馈光作为优化的标准，并且通过在波阵面添加相位梯度在散射介质中使用众所周知的记忆效应来扫描眼睛的眼底。扫描图案可包括优化的焦点或散斑图案。

一旦记录了扫描数据，就用相位恢复算法或其他数字装置处理，以重建超分辨图像，即具有照明散斑图案的分辨率。

根据本发明的一个方面的光传输装置可以设计用于接触和非接触。用于接触的光传输装置在以下实施例中呈现：

光传输装置由柔性电子电路制成，该电子电路集成发光装置和为光传输装置带来驱动信号的电子线。

光传输装置与皮肤或巩膜接触，并且与皮肤接触的光传输装置具有可移除的保护贴片(每个患者一个)。

与分析眼睛的患者的面部接触的部分可包括但不限于头部保持器、下巴保持器，并且光传输装置覆盖有可移除的一次性部分。可移除部分可包括但不限于纸层、纸层堆叠、聚合物层。

光传输装置的柔性电子电路的形状以符合人体工程学的方式设计。

柔性电子电路-贴片通过放置在对象上的头戴式框架(例如玻璃“框架)保持。

放置在照明装置背面的吸收或反射层，用于抑制反向散射光。

用于非接触式照明的光传输装置在以下实施例中给出：

非接触式光传输装置由点光源制成，点光源在照明表面(角膜，巩膜或皮肤)上成像。

非接触式光传输装置包括圆形光源，其光照射在照射表面(角膜、巩膜或皮肤)上。

非接触式光传输装置包括环形，其光照射在照射表面(角膜、巩膜或皮肤)上。

由于在400nm至1200nm波长范围内的单个或组合光源提供照明，例如但不限于：脉冲或连续激光源、发光二极管、超发光二极管、量子点光源、灯、黑体辐射源和激光源。通过将光源与组织(巩膜或皮肤)直接接触或从光源引导至组织或在光照表面(角膜、巩膜或皮肤)上成像光源来传递光。波导组件包括但不限于：多模光纤、毛细管波导、透镜多模光纤、单模光纤和光子晶体光纤。根据所选择的照明技术，光束可以会聚、发散或准直。光可以是但不限于线性偏振、圆偏振、非偏振(意味着不呈现任何已知的优先偏振)、以及不同偏振的混合。

在傅里叶域中，具有平面波的倾斜照射相当于向更高空间频率的偏移，意味着更高的空间分辨率。此外，以更高的角度照射在眼底上的光也将产生更倾斜的背照明，从而提供更高的对比度。

图像采集过程根据所需的成像模态而不同：暗场或相位/吸收。对于暗场，可以仅使用一个照明点执行成像而无需图像处理。通过将针对不同成像区域获得的图像拼接在一起来获得更宽的视野。

对于图像采集系统，可以执行以下操作步骤或方案：由一系列透镜和镜子，在相机上形成视网膜的图像。平移透镜或镜子以改变视网膜中的焦平面。可调透镜，用于改变视网膜中的焦平面。旋转并平移柱面透镜以补偿眼睛的散光。平移两个独立的柱面透镜以补偿眼睛的散光。患者的处方眼镜用于补偿眼睛畸变。可变形镜用于补偿眼睛的像差。波阵面传感器与瞳孔的平面共轭，以测量眼睛的像差。相机与瞳孔的平面共轭以测量照明功能。隔膜与视网膜共轭以选择视网膜的小区域以测量照明功能。将相机与角膜共轭以观察患者的眼睛何时处于正确位置。此外，偏振光学器件可用于阻止光在不同表面的背反射。

对于重建，可以执行以下操作步骤：视网膜的照射轮廓(反向散射光)在收集NA的范围内不是偶数函数。用于照明的光通过视网膜，其相位和强度受其光学特性的影响。调制光被记录在相机上以用于不同的照明功能。一起处理图片以重建相位和吸收图像。通过图像处理提高分辨率和对比度，从而提高图像质量。提取并分析解剖特征以检测可能的异常。

相位成像需要用两个不同的照明点捕获至少两个图像。通过使用重建算法，可以获得定性或定量相位图像。本领域已知的这种重建算法可以是但不限于L.Tian和L.Waller所描述的那些，“LED阵列显微镜中的定量差分相衬成像”(“Quantitative differentialphase contrast imaging in an LED array microscope,”)，Opt.Exp.23,9,11394-11403(2015)、Z.Phillips、M.Chen、L.Waller的“定量相位显微镜与同时像差校正”(“Quantitative Phase Microscopy with Simultaneous Aberration Correction”)Optics in the Life Science 2017或国际专利公开No.WO 2015/179452、S.B.Mehta和C.J.R.Sheppard的“具有基于不对称照射的差分相衬的高分辨率的定量相位梯度成像”(“Quantitative phase-gradient imaging at high resolution with asymmetricillumination-based differential phase contrast,”)Opt.Lett.34,13,1924-1926(2009)。作为示例性实施例讨论的所提出的照明方案可以组合以记录要处理的图像。

由于物平面中的相位差，相位成像基于光束与其自身的干涉。在非均匀照明的情况下，这种干涉导致相机层处的强度的调制。通过记录具有相反照明轮廓的两个图像(S₁(u)＝S₂(-u))并减去它们的强度，去除背景信号，仅留下相位信息。获得的图像是差分相衬(Z.Liu、S.Liu和L.Waller，“发光二极管阵列显微镜中的实时明场、暗场和相衬成像”(“Real-time brightfield,darkfield,and phase contrast imaging in a lightemitting diode array microscope,”)J.of Biomed.Opt.19,10,106002(2014)、T.NFord、K.K Chu和J.Mertz，“具有倾斜背照射的厚组织中的相位梯度显微术”(“Phase-gradient microscopy in thick tissue with oblique back-illumination,”)，Nat.methods,9,12(2012))。该原理在图3、图4A和图4B的表示中示出。

如果两个互补照射角度图像是I0和I1，则通过下式计算差分相衬图像

Idiff＝(I0-I1)/(I0+I1) (1)

图像中的强度值与图像平面中的相位梯度有关。由于该技术需要照射光束透过样品，所以对于厚的生物介质来说似乎是不可能的。

已经证明了散射介质(如生物组织)的特性如何用于提供样品的背光照射(T.NFord、K.K Chu和J.Mertz,“具有倾斜背照明的厚组织中的相位梯度显微术”(“Phase-gradient microscopy in thick tissue with oblique back-illumination,”)Nat.methods,9,12(2012))。实际上，如果光束垂直照射在散射介质上，则反向散射光将显示出不同的角度分布，这取决于远离光束入射位置的距离，参见图3.这种不均匀的角度分布导致倾斜的平均照明，可用于提供倾斜照明。如果发光光束不垂直于表面，则可以观察到类似的效果，并且反向散射光束将呈现方向性，如图34和35所示。

这种效果可以用于眼睛，例如但不限于人眼：当光线以一定的角度照射在眼底上时(例如，当穿过巩膜时)，它穿过透明的视网膜层并散射到较深的层(例如色素上皮和脉络膜)。这里光线向后散射，保持倾斜方向，并且穿过视网膜的上层，它受到视网膜吸收和相位的影响。

通过顺序获取至少两个不同的互补照射角度(例如+90和-90度)的图像，可以使用相位梯度成像算法(T.N Ford、K.K Chu和J.Mertz、“具有倾斜背照明的厚组织中的相位梯度显微术”(“Phase-gradient microscopy in thick tissue with oblique back-illumination,”)Nat.methods,9,12(2012)、S.B.Mehta和C.J.R.Sheppard,“基于不对称照明的微分相衬的高分辨率的定量相位梯度成像”(“Quantitative phase-gradientimaging at high resolution with asymmetric illumination-based differentialphase contrast,”)Opt.Lett.34,13,1924-1926(2009)、L.Tian和L.Waller,“LED阵列显微镜中的定量差分相衬成像”(“Quantitative differential phase contrast imaging inan LED array microscope,”)Opt.Exp.23,9,11394-11403(2015)，参见图4或者傅里叶瞳孔图算法(Int.Pat.Pub.No.2015/179452,G.Zheng、R.Horstmeyer和C.Yang,“宽视场、高分辨率傅里叶瞳孔图像显微镜”(“Wide-field,high-resolution Fourier ptychographicmicroscopy”))并重建定性或定量相位梯度图像。然后可以将该重建过程推广到引入Tian和Waller已经介绍的相和吸收的传递函数的任何类型的照明。实际上，相机的强度可以写成：

利用δ狄拉克的δ函数和B₁、H₁和G₁传递函数仅依赖于S。因为如果S是已知的，则唯一未知的是μ和φ，通过获取至少两个图像，可以获得两个未知函数。图49示出了两个不同照明点的原理。人体内眼底图像采用经巩膜照射。图40中的阴影表现出血管树的“双”图像的效果，如图像55和56所示，这是由于血管和投射阴影的层之间几乎透明的层。

接下来，给出了本发明各方面的数学背景的一些细节。当利用两种不同的照明模式获取图像I₁和第二图像I₂时，可以使用不同的方法对它们进行重新规范化，例如但不限于：

其中N_i{～}是第i个重正化方法，Low{～}是2D低通滤波器。与此同时，在许多情况下也很方便用平均值减去得到的图像，去除傅里叶空间中的零分量。

归一化方法可以包括但不限于在N₁{～}中定义的关系、在N₂{～}中定义的关系以及在N₃{～}中定义的关系。

关于相位和吸收重建，来自Tian和Waller的研究(L.Tian和L.Waller，“LED阵列显微镜中的定量微分相衬成像”(“Quantitative differential phase contrast imagingin an LED array microscope,”)Opt.Exp.23,9,11394-11403(2015))。我们可以在傅里叶中将图像写成：

其中μ和φ分别是吸收和相位轮廓的傅里叶变换，H₁、G₁和B₁是依赖于测量1中的照明函数和瞳孔像差的函数。由此我们可以获得两个轮廓：

如果获取的图像超过2个，我们可以在图像i和图像j之间定义相位DPC图像，如下所示：

P_ij＝H_jI_i-H_iI_j+(B_jH_i-B_iH_j)δ (9)

对于吸收为：

并且传递函数为：

T_ij＝H_jG_i-H_iG_j (11)

由于这可以使用不同的DPC图像重建，例如使用Weiner过滤：

关于照明函数估计，提出了三种不同的变体。在平面近似方法中，如前所述，仅通过知道不同的H和G就可以进行重建。这可以通过知道瞳孔函数(像差)和照明轮廓S从Waller和Tian的研究中获得。

使用通过等式(9)和(10)获得的DPC图像以及利用传递函数(11)获得相位和吸收的方法在此称为改进的Waller方法(MWM)。在B₁＝B₂、H₁＝H₂和G₁＝-G₂的特殊情况下，可以在Waller方法(WM)中简化以获得具有DPC图像的相位：

P_ij＝I_i-I_j (14)

以及传递函数

T_ij＝2G_i (15)

这些方法中的每一种都需要去卷积步骤，其中DPC图像与传递函数解卷积。这可以用不同的方法进行，例如但不限于：直接反演、韦纳滤波、共轭梯度最小化、最大似然法、盲去卷积方法。

这些用于恢复恢相位和吸收的方法在这里称为“相位和吸收恢复算法”。相位和吸收恢复算法可以包括但不限于：具有或不具有重整化的Waller方法、具有或不具有重整化的Waller修正方法以及相位恢复算法。

第一种方法包括近似S(u)＝h(au_x+bu_y)，其中h(u_i)表示依赖于唯一坐标u_i的Heaviside函数，a和b是两个系数，用于确定哪个半间距将是等于1。这种方法完全忽略了反向散射光的角度分布，允许重建而无需对照明表面进行任何其他研究。然后通过但不限于逆滤波、最小二乘滤波器、约束最小二乘滤波器、Tikhonov正则化、盲去卷积、迭代滤波器来提供重构，并且它可以应用于空间域或傅里叶域。利用该近似获得图49的图像，然后利用Tikhonov正则化重建相位图像。

关于斜坡近似方法，该方法类似于之前获得的方法，但是，代替使用Heaviside近似，将照明函数选择为S(u)＝au_x+bu_y+q。用a、b和q任意值。然后可以用平面近似方法中提出的相同方法重建图像。

接下来，关于角散射信息方法，该方法基于函数S(u)的精确知识。该功能通过但不限于蒙特卡罗散射模拟或实验测量获得。可以获得实验结果，但不限于与瞳孔平面共轭的相机。通过使用与方法1中提到的相同的技术可以获得重建。使用从蒙特卡罗模拟获得的函数S(u)获得图51中所示的图像，然后利用Tikhonov正则化重建相位图像。用于模拟的参数获自Rovati等人(L.Rovati、S.Cattini、N.Zambelli、F.Viola和G.Staurenghi,“体内扩散波光谱测量眼底”(“In-vivo diffusing-wave-spectroscopy measurements of theocular fundus”),Optics Express Vol.15,Issue 7,pp.4030-4038(2007))以及来自Curcio等人(C.A.Curcio、J.D.Messinger、K.R.Sloan、A.Mitra、G.McGwin、和R.F.Spaide,“厚度在Macula范围内的人体脉络膜视网膜层的高分辨率组织切片测量”(“HumanChorioretinal Layer Thicknesses Measured in Macula-wide,High-ResolutionHistologic Sections”),Invest Ophthalmol Vis Sci.2011Jun；52(7):3943–3954。

在图像重建之后，通过但不限于Meitav或Shemonski的引导星形方法、Meitav的移位和添加方法、Hillman的反卷积熵方法、盲解卷积算法或迭代滤波器来改善分辨率。在引导星形算法的情况下，首先通过物理聚焦在感光细胞层估计去卷积函数。接着将相位视网膜层设置在焦点上，获取图像并应用相同的滤波器以改善图像质量。过滤器可应用于原始图像或DPC(I_DPC)图像。

在重建过程中也可以改善图像质量。实际上，如果已知瞳孔平面处的像差，则重建恢复原始图像。如果不知道像差，仍然可以使用盲解卷积方法来估计它们，如Phillips所述(Z.Phillips、M.Chen、L.Waller“定量相位显微镜与同时像差校正”(“Quantitative PhaseMicroscopy with Simultaneous Aberration Correction”)Optics in the LifeScience 2017)。

一旦提取了相位图像，就可以运行改进的模式识别算法来进行特征提取。特征提取用于视网膜特征，例如但不限于存在于不同视网膜层中的细胞、细胞核和微脉管系统，例如内界膜(ILM)、视网膜神经光纤层(RNFL)、神经节细胞层(GCL)、内丛状层(IPL)、内核层(INL)、外丛状层(OPL)、外核层(ONL)、外界膜(ELM)。

特征提取通过但不限于边缘检测、角点检测、斑点检测、脊线检测、尺度不变特征变换、霍夫变换，例如基于深度学习软件来执行。在这种情况下，深度学习软件可以用病理和非病理图像(体内或离体)进行训练。此外，特征提取可以应用于医学信息提取，以帮助临床医生分析数据。

关于照明功能的测量，可以通过将相机放置在与弯曲表面(如在眼睛的情况下)或傅里叶平面的情况下与瞳孔的平面共轭的平面中来估计照明函数。如果样品表面是平的(如扁平安装的离体样品的情况)。与样品平面共轭的平面中的光圈允许更好地选择散射轮廓。实际上，测量的照明函数在样本区域上是平均的，但是由于光圈，该区域可以被限制并且可以在本地测量照明功能。此外，小孔径允许将曲面近似为局部平坦。在这种考虑下，将相机放置在瞳孔处或傅里叶平面上没有更多区别。

由于这种配置，在瞳孔相机处获得的图像是在由光圈孔径限制的区域上平均的照明功能。如果需要在样品的不同区域上逐点测量照明功能，则可以用透镜阵列代替孔径。在这种配置中，每个透镜在相机上创建局部照明功能的图像。

关于像差测量，通过光学像差给出图像质量的限制因素。它们可能是由于眼睛的像差和光学系统的像差造成的。像差通常会产生高频倾倒，导致图像分辨率较差。为了补偿这种影响，例如通过物理校正或后处理，波阵面传感器可以是系统的一部分。许多不同的装置可用于执行此任务，但主要使用的是Shack-Hartmann波阵面传感器和Tscherning波阵面传感器。

在两种情况下，光被发送到视网膜并且相机与该平面共轭。在Shack Hartmann案例中，发送光以产生点，而对于Tscherning，在视网膜上成像类似于网格点的图案。然后在Shack Hartmann中将透镜阵列放置在与瞳孔共轭的平面中，以便在相机上产生相同点的若干图像。由于透镜阵列与光瞳平面共轭，因此每个光点的图像从透镜的中心平移与波阵面的局部斜率成比例的距离。以这种方式，可以通过测量点场来重建波阵面。Tschering波阵面传感器执行相同的测量，但直接在视网膜上产生斑点。

因为这样的系统需要照射视网膜，所以当两者同时使用时，这种光可能会干扰用于重建的视网膜图像。因此，使用不同波长很方便：一个用于照明，另一个用于波阵面传感。然后使用滤光器和二向色镜来避免一个系统的光进入另一个系统。

关于物理像差校正，可以在后处理中补偿像差，但是如果倾倒效果太强，则相机的动态范围不足以记录信息。当眼睛像差太强时，在物理上补偿像差的影响会更方便。可以以不同方式执行物理校正。

改变方法、系统和装置的焦距在眼睛散焦(近视/远视)的情况下以及在需要改变焦平面的情况下是有用的，例如但不限于一堆不同平面的性能。该任务可以以不同方式执行，例如但不限于聚焦元件(透镜或曲面镜)的平移、用于增加路径长度的镜子平移(标准系统)、可调透镜中焦距的变化、可变形镜子的变化。

此外，可以使用患者的处方眼镜或隐形眼镜在测量中校正患者的近视/远视。

人眼中另一种常见的像差是由散光引起的。这包括透镜沿两个不同轴的焦距差异。因为可以通过使用例如两个独立的柱面透镜、可变形镜、处方眼镜或患者的隐形眼镜的平移来补偿散光。

参考图48，可以通过将可变形镜放置在与瞳孔平面共轭的平面中来补偿低阶和高阶像差。如果与波阵面传感器耦合，该配置更加稳健，其中传感器放置在可变形镜之后。以这种方式，波阵面传感器可以与可变形镜一起用于闭环中以补偿像差。

此外，暗场照明可以用在该方法、系统和装置中。利用暗场照明，采用用于照射与收集范围不同的照射角度范围的照明方法。以这种方式，与经瞳孔收集相关的经巩膜照射被认为是暗场照明。

当光入射到眼底时，它被许多不同的层散射。第一视网膜层提供相对强烈的反向散射。通过使用不同的角度进行照射和收集，由第一视网膜层散射的大部分光将不会被瞳孔收集。更深的层散射光以及在OCT图像或去中心集合中看到的物品(T.Y.P.Chui、D.A.VanNasdale和S.A.Burns,“使用前向散射来改善视网膜血管成像与自适应光学扫描激光检眼镜”(“The use of forward scatter to improve retinal vascular imagingwith an adaptive optics scanning laser ophthalmoscope,”)Biomed.Opt.Exp.3,10,2537-2549(2012))，其中通过瞳孔的暗场照射，在照明和收集中，用于观察视网膜和脉络膜微脉管系统。

为了提供眼底的倾斜背照射，可以使用以下照射：经巩膜(图9A，9B)、经表皮(图10A，10B)、瞳孔倾斜照射(图11A，11B)、瞳孔直接照射(图12A，12B)或通过太阳穴(图13)。

关于暗场收集，描述了一种收集方法，其仅收集由样本衍射而不是从其背景衍射的光。视网膜层的暗场成像是通过避免由于高角度照射或通过在共轭平面中过滤背景层的一部分来照射成像区域的背景而获得的。这可以利用泛光照明、扫描方法和两者的混合来执行，例如但不限于泛光照明和用于收集的扫描系统。

扫描采集系统可包括但不限于共焦扫描采集、光学相干断层扫描采集、移位瞳孔扫描采集、分离检测器采集和锁定扫描采集。检测器可包括但不限于单个像素检测器、线阵相机和2D检测器。单像素检测器可包括但不限于光电二极管、雪崩光电二极管、光电倍增管、微光电倍增管、锁定单像素检测器和由单像素检测器组成的分离检测器。二维检测器可包括但不限于锁定多像素检测器、CMOS相机、sCMOS相机、CCD相机和2D分裂检测器。

接下来，描述不同的照明方法和系统，其具有用作非限制性和非排他性实施例的不同配置。

配置1(巩膜)

参考图9A和9B，这些图表示经巩膜照射方法：光16直接照射在巩膜组织9上。光可以通过源或光波导组件的直接接触或者以非接触的方式使用光束(准直、聚焦、发散或结构化照明)来递送。光位置的一些示例由盘45表示。巩膜9和下层10,11的散射特性产生漫射光束19，其以高角度照射眼底。在与巩膜物理接触的情况下，可以使用局部麻醉使测量对患者更舒适。

结构化照明可以包括但不限于正弦相位图案、正弦强度图案、利用微镜阵列调制强度的光图案、相位调制的光图案和/或空间光调制器。

波导和波导组件可包括但不限于：单模光纤、多模光纤、毛细管波导、透镜多模光纤和光子晶体光纤。

配置2(巩膜)

参照图10A和10B，这些图表示经表皮照射方法：光16照射在上眼睑14和/或下眼睑15上并从那里散射19，穿过不同的层直到眼睛1的内部。可以通过(源或波导部件)27或光束16(准直或不准直)直接接触来传递光。光位置的一些示例由盘45表示。许多在空间上分离的点光源提供不同的照明角度。与患者接触也可以更舒适，因为它不需要麻醉。

配置3(从侧面的瞳孔)

参照图11A和11B，这些图表示瞳孔照射方法：在穿过瞳孔4和透镜5之后，光17照射在眼睛的内层上。在从焦点28反射并照射眼底后，光在眼睛内部散射。可以通过(角度或波导部件的)直接接触角膜3或者以非接触方式用光束(准直或不准直)来传递光。

配置4(经瞳直接明场)

另一种照射方法是基于眼底的直接照射。一旦光到达眼底，则后向散射光被视网膜调制，然后被收集用于成像目的。在这种配置中，光可以在成像区域(明场)的背景上或仅在其侧面(暗场)上发光。

配置5(经瞳直接暗场)

参考图12A和12B，在这些图中，示出了光直接在成像的视网膜区域上通过瞳孔发送。然而，以这样的角度发送光，该角度未到达成像视网膜区域背面的RPE。这样背景看起来很暗。由该视网膜区域收集的光不是通过背景光的调制给出的，而是通过视网膜特征的衍射给出的。

配置6(类似Mertz(Mertz-like))

光线透过瞳孔照射并聚焦在RPE上，而不直接照射在成像的视网膜区域或其背景上。光散射在RPE和脉络膜内，到达成像视网膜区域背面的层。从这里，光被反向散射并照射在视网膜上，提供照明。

配置7(经颞)

参考图13，该图示出了眼底还可以通过经颞照射照射。光线照射在患者的太阳穴上，并从此处散射到眼睛中。

配置8(光束形状)

参考图14A、14B、14C，这些图示出，使用配置1至7，可以通过但不限于光学方法、波长选择、波阵面成形来修改光束形状。

接下来，讨论不同的示例性照明方法系统，作为非限制性和非排他性实施例。

配置1(接触pcb(contact pcb))

参考图23、24、25、26、27、28A，表示经表皮照射方法。光16同时或顺序地或以任何组合方式照射在上眼睑14和下眼睑15上，从那里散射19穿过不同的层朝向眼睛1的内部。通过光源27与皮肤15的直接接触来传递光。在源和皮肤之间可以存在透明或散射介质，以扩展照射区域并降低皮肤上的功率密度。光源位置的说明性示例由盘45表示。许多在空间上分离的点光源提供与眼睛内部不同的照射角度。对于患者而言，与皮肤接触可以更舒适，因为与不接触眼睛(巩膜，角膜)的光源的情况相比，它不需要麻醉剂润滑剂。

在图25和28A的装置中，经巩膜照射系统连接到主驱动器板。该板为连接到它的所有LED提供驱动信号，以及成像装置的触发信号，以使照明与采集系统同步。通过接通不同的LED，可以产生不同的照明光谱，包括发射波长和角度光谱。通过改变驱动电流，可以改变总强度、功率谱的形状和光的空间分布。

配置2(接触pcb(contact pcb))

参考图24，示出了与配置1类似的照射原理，即在穿过巩膜之前的经表皮照射。发光装置及其柔性部分在眼睛的顶部和底部具有连续的光源，遵循眼睑的弧形形状。连续光源由像素组成，每个像素可以独立地接通或断开。

配置3(接触pcb(contact pcb))

参考图28B，示出了与构造1类似的照射原理，即在穿过巩膜之前的经表皮照射。发光器件是LED，具有直径为几毫米的透明材料(例如但不限于环氧树脂和聚二甲基硅氧烷)的封装。LED被放置成与患者眼睑的皮肤接触。LED的数量不限于4个。

配置4(非接触)

以非接触方式提供照明，照射眼睛或周围组织的光束可以聚焦，准直或发散。

配置5(轮)

在图19、21和22的装置中，指向散射组织的光由光束16和穿有小孔41的旋转轮39提供，但不限于此。光束照射在整个圆形表面上，光线仅通过孔40并仅照射巩膜9上的一个点。或者，照明点可以在眼睛周围的皮肤14,15上、或甚至在眼睛的侧面上，参见图4、8和9。

配置6(轮和光纤)

在图20的装置中，散射组织上的光由光纤18提供，光纤18可以是但不限于单模或多模光纤。旋转轮39保持光纤18和透镜22，透镜22将光聚焦在巩膜9上或皮肤14、15上。光纤保持器设计成使得光纤可以自由旋转，而不会在光纤中引入应力。此外，保持光纤的盘旋转有限次数，防止光纤缠绕在旋转臂周围。防止卷绕的另一种解决方案包括从侧面旋转盘(并因此移除任何旋转臂)。

另一实施例包括布置在固定结构上的一系列光源，所述固定结构的形状类似于但不限于圆形(环形)。或者，光束74可以分开，如图16和18所示。在这些先前的例子中，该装置被配置成以非接触方式发送光，参见图10A至14C。

配置7(贴片)：

在图23的装置中，由于贴片46，光被传递到患者的皮肤上，与皮肤接触。贴片连接到几个光纤上，这些光纤在患者的眼睑上带有几个照明点45。每个照明点需要一根光纤18。贴片可以由与皮肤接触的消耗性保护部分组成。贴片经光学连接器47连接到分离光源。

配置8(接触巩膜)：

在图17的装置中，光在患者的巩膜9上传递，接触。光从多个光纤18或光波导中出来。另外，成像系统21的目的是几乎与角膜3接触，折射率匹配的生物相容性凝胶65位于两者之间。注意，图17中示出的原理与图2的不同之处在于照明点的数量(多于两个)以及照射方式。这里，光束依次接通，而在图2中，两个点同时被照射。

图54示出了根据本发明的一个方面的用于检查眼睛541的扫描系统的示例性示意图。使用扫描系统进行信号收集可以使样品的成像层具有更好的深度选择性。它可用于收集相位/吸收或暗场信息。该系统使用扫描元件，例如但不限于双轴扫描镜543和545，用于沿着眼睛541上的成像区域扫描收集光束。其他镜子540、544、548和549用于将光反射向检测器。然后将光圈或针孔546放置在与成像平面共轭的平面中。以这种方式改善了深度选择。与标准SLO系统相比，仅需要检测臂，因为照明542通过巩膜而不是通过瞳孔提供。扫描系统也可以与硬件自适应光学器件组合使用。该信号由单个像素检测器547收集，例如但不限于光电二极管、雪崩光电二极管、光电倍增管(PMT)、微PMT，其可用于标准采集或锁定模式。

参考图55，锁定获取可以有效地集成到系统中。可以使用锁定摄像机(例如在泛光照明中)或单个检测器(例如在扫描系统中)来执行锁定获取。然后，摄像机/检测器的输出是DPC图像。另外，可以集成几个DPC信号以具有作为DPC信号的平均值的输出。它允许增加SNR。最后，在读出链的早期阶段移除背景可以更有效地使用数字资源。

关于图29,30和31进一步解释波阵面成形。不同的照射方案在视网膜表面处提供散斑图案，其散斑颗粒尺寸小于感光细胞的直径，其为几微米(D.Mustafi、A.和H.Engel、Krzysztof Palczewski“锥形感光细胞的结构”(“Structure of cone photoreceptors,”)Progress in Retinal and Eye Research,Vol.28,No.4,pp.289-302,2009)。在高分辨率散斑图案照射在眼底上之后，可以在若干实施例中重建眼底的高分辨率图像。

第一实施例包括通过眼睛的瞳孔观察(即，收集数字图像)散斑图案(并且因此具有低得多的分辨率)。由于散射介质的记忆效应，可以移动散斑图案并为每个移位收集图片。然后将所得到的图像集合用于相位恢复算法中，以与原始高分辨率投影散斑图案相同的分辨率重建眼底图像。另一个实施例是将标记放置在眼睛的表面上，例如嵌入隐形眼镜内或通过显示非接触式标记或任何高分辨率眼动仪，以获得反馈以始终照亮相同区域以提供恒定的散斑图案。

用于图像重建的另一个实施例基于扫描单个焦点。由于波阵面成形，可以将散斑图案变换为单个光斑(与原始散斑相同的尺寸)。类似地，在该方法中，记忆效应用于扫描斑点。通过收集每个点处的反射强度，可以重建整个眼底图像的强度分布。该实施例的主要困难在于聚焦部分，因为由瞳孔引起的有限分辨率不允许测量透射矩阵。替代方案是使用迭代过程，例如但不限于遗传算法(GA)。(D.Conkey、A.Brown、A.Caravaca-Aguirre和R.Piestun,“用于在嘈杂环境中通过混浊介质聚焦的遗传算法优化”("Genetic algorithmoptimization for focusing through turbid media in noisy environments,")Opt.Express,vol.20,pp.4840-4849,2012.)。GA可以通过最大化参数来提供聚焦，该参数测量图案与理想情况的接近程度(完美聚焦)。这类算法对于目标应用来说是最有效的，因为它具有快速的收敛时间，即仅需要大约1000次迭代来聚焦具有可接受对比度的光(I.M.Vellekoop,“基于反馈的波阵面整形”("Feedback-based wavefront shaping,")Opt.Express 23,12189-12206(2015))。

在眼底的情况下，该组织的独特性质可用于提供聚焦参数。由于它们的波导特性，锥形感光细胞(1-1.25um直径(D.Mustafi、A.和H.Engel、Krzysztof Palczewski“锥形感光细胞结构”(“Structure of cone photoreceptors,”)Progress in Retinal and EyeResearch,Vol.28,No.4,pp.289-302,2009.))看起来比背景亮得多(B.Vohnsen,“感光细胞波导和有效的视网膜图像质量”("Photoreceptor waveguides and effective retinalimage quality,")J.Opt.Soc.Am.A 24,597-607(2007)-B.Vohnsen、I.Iglesias和P.Artal,“人眼感光细胞的引导光和衍射模型”("Guided light and diffraction modelof human-eye photoreceptors,")J.Opt.Soc.Am.A 22,2318-2328(2005)),并且它们的稀疏分布可用于突破分辨率极限。可以直接看出，总反射率的最大化与光在最亮的感光细胞上的聚焦一致。可以最大化的另一个参数是仅包含一个感光细胞的区域中的总强度除以背景强度。当两个或多个点有助于PSF的产生时，其比率最大值/能量小于理想情况。

关于干涉成像，图53示出了用于利用散射光的光学相干断层扫描测量的光学原理方案。宽带光源53(例如SLD)被分成参考物50(reference)和目标臂51(object arm)。参考物50照射镜子54，镜子54可以平移以在干扰之后深度扫描样本。目标臂通过皮肤8和/或巩膜9、脉络膜10和视网膜11照射眼睛1。在照射眼底之后，瞳孔4收集后向散射的光并干扰参考光束。在通过分束器42重新组合两个光束之后，干涉光束通过成像光学器件块49并由检测器48记录。

系统的元件可以与其他成像模态相结合，例如但不限于OCT、荧光成像、磁共振成像(MRI)，在单个平台中获得并合并有助于诊断的医疗信息，以建立多模式视网膜成像平台。特别是使用扫描系统进行图像采集使得该系统与扫描激光检眼镜和OCT技术更加兼容。

本发明的多个方面的视网膜的相位成像可以用红外光进行。人眼对红外光不敏感。因此，对于活体视网膜，可以通过刺激具有可见波长的视网膜(例如通过瞳孔或巩膜)来成像一些视网膜功能，以执行功能性视网膜成像。例如，可以研究感光细胞对不同波长的响应。这里使用的功能分析方法可以包括但不限于深度学习算法。

眼科成像系统可包括但不限于光学相干断层扫描系统、眼底成像系统、狭缝照明成像系统、荧光血管造影成像系统、吲哚青绿血管造影成像系统、眼底自发荧光成像系统、角膜地形图成像系统、内皮细胞层摄影成像系统、镜面显微镜系统，以提供眼组织的多模态成像。

可以应用相同的成像方法来对眼睛的前部进行成像。前眼组织可包括但不限于眼睛晶状体、内皮和角膜。从眼底或瞳孔散射的光透过这些层并以强度和相位调制。使用其焦平面不是视网膜而是眼睛的前层(例如角膜内皮)的成像系统将允许记录包含相位和吸收信息的图像。以相同的方式，通过使用不同的照明记录这些图像中的两个或更多个，可以重建吸收和相位轮廓。

接下来，参考图38描述用于眼睛成像的协议的一般方法。通过按照图9A至图29中的实施例将光学系统定位在患者身上。接下来，成像系统与患者的眼睛对准。在该步骤之后，用在大约400nm至1200nm之间的光谱中选择的一个或多个波长照射每个点(一次一个或多个一起)，并且通过眼睛晶状体获取眼底的图像。按顺序采集每个图像。患者的瞳孔可能会扩张，也可能不会扩张。在暗场图像(最小1个照明点)的情况下，捕获的图像直接是暗场图像。如果所选择的方法是相位成像(最少2个照明点)，则首先需要处理所获取的图像以获得定性或定量相位图像。当已经获取了所有图片时，对图像进行后处理。

已经进行了一系列实验测试，这些测试已经显示出可操作性、原理论证，并且相对于背景技术显着改善了结果。

关于与体内相位成像相关的测量，为了证明原理论证，已经构建了间接检眼镜，如图46所示。非球面透镜30允许眼底中的视野约为60°。相机物镜33聚焦在透镜30的图像平面上，并且相机32记录眼睛的眼底的反转图像31。图49、50、51示出了两个个体的两个暗场图像35、36以及通过使用等式(1)的关系减去两个暗场图像而获得的相应的相位梯度图像37。照射波长为643nm。图49的左侧示出了从底部中心点照射的经表皮拍摄的照片，中心示出了从左下方的照明点经横切拍摄的照片，右侧示出了显示相衬的两者的差异。图18示出了相位梯度图像37，其具有示出例如视盘的梯度的线轮廓38。接下来，在图51中，左侧示出了从右下角照射的经表皮拍摄的照片，中心示出了从左下照明点经横纹拍摄的照片，并且在右侧显示相衬的差异。

参考图47，在第二步骤中，已经构建了另一个检眼镜以获得更小的视野。它包括用于调节焦点的平台，用于患者的固定目标和由眼睛晶状体形成的两个望远镜，包括第一透镜、第二透镜和从左到右的第三透镜。另外，光圈放置在光瞳平面处以过滤光束。最后，高灵敏度相机记录视网膜图像。图52显示具有经表皮LED(峰值波长为870nm)照射的视网膜的2×2mm²视野的实例。

参考图48，在第三步骤中，已经设计了一种系统，使用像差校正方法使用波阵面传感器和闭环中的可变形镜来校正像差。

如本文所使用的像差校正方法可包括但不限于可变形镜，空间光调制器、Badal系统、可调透镜、一系列柱面透镜、Waller方法、改进的Waller方法以及盲去卷积算法。

关于与离体相成像有关的测量，参考图42，已经构建了具有与体内成像情况类似的参数的显微镜。它包括首先由散射板散射的倾斜照明，提供反向散射光的反射层，显微镜物镜，成像透镜和相机。图43显示了离体测量结果，其具有分辨率评估，用本发明获得的图像与提供定量相位图像的数字全息显微镜的比较。图43还示出了与使用提供强度图像的共焦显微镜获取的图像的比较。图44和45显示了具有不同视网膜层的猪视网膜的深度扫描结果，并计算了细胞核层的细胞密度。

接下来，已经使用波阵面成形对可操作性和原理演示证明进行了测量。为了证明原理演示，我们使用微珠的静态样本和基于液晶的空间光调制器来优化反馈光。该系统如图32所示。线性偏振准直激光束在穿过400μm厚的散射层之前照射SLM。接下来，散射光束通过0.25NA物镜照射样品。物镜收集反射光，并通过光圈，以人为地降低检测的NA，以模拟眼睛瞳孔的有限分辨率。微珠样品用于再现检测系统无法解决的高反射率特征的情况。

图33显示了对一个10μm直径的珠子进行的聚焦过程的结果，并且检测NA为0.02。程序如下：以最大分辨率(图33D中的优化前的曲线)记录图像，然后关闭光圈以优化波阵面(图33C)。优化前后的低分辨率PSF如图33C所示。最后，我们打开光圈以记录优化的高分辨率PSF(图33D中的优化后的曲线)。显示了之前(图33A)和优化之后的二维图像(图33B)。对于几个珠子的样品，聚焦不如一个珠子盒子那么好，因此我们开发了一种通过其PSF的形状来区分珠子的方法。如果两个珠子比分辨率距离更近，则所收集的图像将类似于PSF。无论如何，最大能量和总能量之间的比率将根据中心之间的距离而改变。该参数可用于区分一个珠子和多个珠子的情况。

可以利用本装置、系统和方法执行各种应用。应用包括在感光细胞顶部、内外膜之间的视网膜层的定量相成像，例如内界膜(ILM)，视网膜神经光纤层(RNFL)、神经节细胞层(GCL)、内网状层(IPL)、内核层(INL)、外丛状层(OPL)、外核层(ONL)、外界膜(ELM)。

接下来，所提出的方法可以提供脉络膜和RPE(视网膜色素上皮)的暗场图像，允许具有增强的对比度和脉络膜微脉管系统的脉络膜肿瘤的成像。

最后，记录两个暗场图像允许获得视网膜层的相位梯度信息。

总而言之，根据本发明的各方面，眼睛的视觉过程由第一层视网膜确定。在到达感光细胞之前，进入眼睛的光需要穿过厚度约为100μm的神经节和神经细胞形成视网膜的层。这些细胞是相位物体，因此很难用标准成像技术看到。实际上，相位成像方法通常需要照明系统相对于成像系统位于样品的相对侧，使得这不可能在体内进行。然而，已经示出了使用散射介质的特性从一侧进行相位成像的可能性。

根据本发明的各方面，提出了一种用于利用倾斜照射在眼底进行定性和定量成像的系统。通过瞳孔在巩膜本身上或直接在覆盖巩膜的皮肤上使用不同的照明点，由于通过眼睛的散射特性，提供倾斜的背照射，允许相衬图像。这些相衬图像可用于重建仅包含相位或吸收信息的图像。此外，相同的照明方案可用于从瞳孔收集暗场图像。此外，与相干成像相比，使用非相干照明可以使恢复图像的分辨率加倍。

在本申请中，已经表明可以获得相衬以及如何获得二维(2D)和三维(3D)的绝对吸收和相位轮廓。在若干实施例中，已经示出了不同的照明模式以提供相衬和用于提供该照明和获取图片的不同装置。已经讨论了用于重建2D和3D相位和吸收分布的算法。此外，已经讨论了可以通过该技术和不同改进获得的二级信息。

虽然已经参考某些优选实施例公开了本发明，但是在不脱离本发明的范围和精神的情况下，可以对所描述的实施例及其等同物进行多种修改，变更和改变。因此，意图是本发明不限于所描述的实施例，并且根据所附权利要求的语言给出最广泛的合理解释。

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Claims (18)

1.一种用于对眼睛组织成像的方法，该方法包括以下步骤：

通过光传输装置的多个发光区域向眼睛提供倾斜照射，所述多个发光区域可独立控制并布置成将光引向眼睛的视网膜和虹膜中的至少一个；

通过倾斜照射使得从视网膜和虹膜中的至少一个反向散射的光产生输出光束；

用成像系统捕获输出光束以提供眼底的一系列图像；和

从眼底图像序列中恢复相位和吸收对比图像，

其中，在提供倾斜照射的步骤中，通过一次顺序地打开多个发光区域中的一个或多个来获得所述捕获步骤的眼底图像序列。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述眼睛组织是人或动物的活眼的一部分，

其中，倾斜照射是经瞳孔照射、经巩膜照射和经表皮照射中的至少一种，以及

光传输装置被配置用于以下照明模式中的至少一个：

光传输装置与眼睛患者的面部之间没有接触；

光传输装置与眼睛周围的皮肤接触；

光传输装置与眼睛的巩膜接触；和

光传输装置与眼睛的角膜接触。

3.根据权利要求1所述的方法，其中所述眼睛组织包括来自人或动物眼睛的离体样品。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述倾斜照射由发散光束、准直光束、聚焦光束和结构化照明中的至少一种形成。

5.根据权利要求1所述的方法，其中所述眼睛组织包括人的体内视网膜、人的离体视网膜、人的体内视网膜和动物的体内视网膜中的至少一种，以及

其中捕获步骤包括暗场照明、暗场收集、通过波阵面成形的聚焦相干照明和低相干源的倾斜光学相干断层扫描的至少一种模态。

6.如权利要求1所述的方法，其中在恢复步骤中，通过相位和吸收恢复算法获得重建的相位和吸收图像。

7.如权利要求1所述的方法，其中在捕获步骤中，利用2D单帧采集和2D锁定采集中的至少一个来捕获图像序列。

8.根据权利要求1所述的方法，其中所述眼睛组织是前眼组织，以及

其中，在提供倾斜照射的步骤中，通过从眼底和眼睛虹膜中的至少一个背面反射获得照射。

9.如权利要求1所述的方法，还包括步骤

利用波阵面传感器和瞳孔相机中的至少一个测量眼睛的像差和照明功能中的至少一个；和

用像差校正方法校正像差。

10.如权利要求1所述的方法，其中从所述图像序列的数据中恢复功能信息。

11.一种用于对眼睛组织成像的系统，该系统包括：

具有多个发光区域的光传输装置，为了提供倾斜照射，所述多个发光区域指向所述眼睛组织，并且从所述多个发光区域，由倾斜照射的眼底反向散射的光引起输出光束；

成像系统，配置为捕获输出光束并提供眼底的一系列图像；和

控制器，配置为单独控制光传输装置的多个发光区域，以一次顺序地接通多个光发射区域中的一个，用于通过成像系统捕获图像序列，

其中成像系统配置为恢复定量相衬图像、定量吸收图像、定性相位和吸收图像、定性相衬图像、定性吸收图像、定性相位和吸收图像、以及来自眼底的暗场图像。

12.根据权利要求11所述的系统，其中来自所述光传输装置的光具有在400nm和1200nm之间的波长范围内的巩膜-脉络膜的透射范围，并且

其中光传输装置使用来自一种或多种不同类型光源的光。

13.如权利要求11所述的系统，其中所述成像系统包括扫描系统和检测器，

扫描系统具有相对于眼睛瞳孔的中心居中或移位的收集瞳孔，以及

检测器包括单个像素检测器、线阵相机、二维多像素装置和分离检测器中的至少一个。

14.根据权利要求11所述的系统，其中通过在二维多像素装置上对所述眼睛的组织进行成像来获取所述图像序列。

15.根据权利要求11所述的系统，其中所述光传输装置包括多个波导。

16.根据权利要求11所述的系统，其中与患者的面部接触的部分覆盖有可移除的一次性部分。

17.如权利要求11所述的系统，还包括：

一种光学系统，包括不同的眼科成像系统，以提供眼组织的多模态成像。

18.根据权利要求1所述的方法，其中在捕获步骤中，利用扫描采集系统捕获所述图像序列。