一种对视网膜内核层微细血管自适应光学成像的系统

摘要

本发明涉及眼波像差自适应校正光学成像技术中直径10微米以下视网膜微细血管的快速捕捉以及自适应像差校正的高清晰成像系统。如图所示：以视觉细胞层表面作为沿光轴的基准位置；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基准位置的距离；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，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。

说明书

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的高清晰成像的方法，具体地说是一种无需造影剂的对直径10微米以下视网膜微细血管自适应光学成像的系统。

背景技术

眼球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。人眼的构造可以类比于照相机的光学结构，照相机的镜头是由角膜、晶状体、前房和后房、玻璃体以及起调焦作用的睫状体所组成，照相机的光探测器就是人眼眼底视网膜上的视觉细胞。视网膜为10层半透明组织结构，视觉细胞位于最底层，当人眼要看清一个物体时，睫状体会相对物体发出的光束自动调整晶状体的曲率，使入眼光束聚焦在视网膜小凹处的视觉细胞层上，形成物像共轭的光学成像光路，这是人眼看清物体时的自调焦生物功能。

临床使用眼底相机对人眼眼底成像时，是用一光源通过瞳孔照射眼底，然后将视网膜反射的光束导入相机中。为获得足够的成像能量，需要扩瞳。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，因此临床所用的眼底相机很难看清20μm以下的血管。

从上个世纪九十年代起，人们开始探讨自适应眼波像差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。基于液晶波前校正器的眼底自适应光学成像系统如图1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为第四透镜，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为位于第四透镜5焦点处的成像相机。当眼底照明光源将单一波长光束即单色光束入射到人眼1的视网膜时，会有部分光被视网膜组织反射，反射出人眼1的准平行光束中带有人眼像差，该光束经过第一透镜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、又经过第四透镜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网膜图像。

实际上视网膜组织中视觉细胞层的反射率最高，所以图1中波前探测器8探测到的人眼像差是视觉细胞层到人眼出光处的像差，相应液晶波前校正器6会准确校正波前探测器8探测到的人眼像差，因此眼底反射光束经过自适应光学系统准确校正像差后，只有视觉细胞层的光束会在第四透镜5的焦面聚焦，从而在成像相机10上呈现视觉细胞的清晰图像。

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Z300910215480.2)，“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Z300910266664.1)，使得该技术具有安全、普适的优势。但是这三个专利，没能解决位于视网膜内核层的直径10微米以下微细血管很难进入自适应系统成像视场的问题，成像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。

直径10μm以下的微细血管大多位于视网膜中数十微米厚的内核层中，另外小凹中心1.5°范围内为无血管区域，所以微细血管在距离小凹中心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可见光波段的黄绿光照明才能获得足够的成像对比度，但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而遮挡住部分入眼光束，所以照明时间不能超过20ms，需要说明这只是人眼照射安全极限剂量的1/20以下，而在这个时间范围内传统方法捕捉不到内核层血管；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

本发明针对人眼视网膜的光学特性，提出对内核层微细血管快速捕捉、自适应光学成像的方法：以视觉细胞层表面作为基准位置；将内核层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；将人眼等效于透镜，利用现有人眼光学模型【C.Leahy,C.Dainty.A non-stationary model for simulating the dynamics of 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；利用人眼有效焦距和人眼轴长之间的关系式计算出因人而异的人眼有效焦距；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，在此处设置成像相机，获得直径在10微米上下的内核层微细血管的自适应光学成像。本发明的目的是解决人眼焦距和结构参数各异、内核层微细血管像面难以捕捉的问题，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，即能完成自适应像差校正后的微细血管清晰成像。

为说明本发明的技术路线，将图1所示的眼底自适应光学成像系统原理光路进一步简化，并增加一些局部细节，如图2所示，其中点划线为光轴，将第一透镜2、第二透镜3、第三透镜4、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的组合结构标示为100，称为自适应光学系统100；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的距离设为d；自适应光学系统100的右侧有第四透镜5和成像相机10，111为第四透镜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首先设置在第四透镜5的焦点111处、即视觉细胞层表面11的像面处，做出原点标记后，将成像相机10沿光轴向远离第四透镜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。

成像相机10移动的距离L需满足以下关系式：

L＝(f₁f₄/f₃)²d/F_eye²>

其中f₁、f₃和f₄分别为第一透镜2、第三透镜4和第四透镜5的焦距，Feye为人眼有效焦距。

从(1)式中看出，先找到视觉细胞层表面11和内核层中心面12的距离d，再寻找获得不同人眼的有效焦距Feye，最后就可以计算出成像相机10移动的距离L。

微细血管的内核层与视觉细胞层的距离因人而异，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 retinal layers 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，说明d的公差较大，可以写成d＝138μm±8μm。

要想按照(1)式求出成像相机10移动的距离L还需要求出人眼有效焦距Feye。对于人眼有效焦距也是因人而异，且没有手段测量，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>

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从视觉细胞像面到微细血管层像面的移动距离L。

按照如下步骤即可获得内核层微细血管的自适应像差校正光学成像：

a.使用如图1所示的眼底自适应光学成像系统，将成像相机10置于一个一维电控位移台上，配置视标、眼底照明光源和一台装有视网膜自适应光学成像控制程序的计算机；计算机与液晶波前校正器6、哈特曼波前探测器8、成像相机10、眼底照明光源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；眼底照明光源包含像差探测光源和成像光源，选用像差探测光源为近红外780nm～810nm波段内的单色光、成像光源为黄绿色560nm～580nm可见光波段内的单色光；为避免光路中的色差使(1)式具有普适性，视网膜微细血管自适应光学成像系统中所用透镜均为560nm～810nm波段消色差透镜；为避免视标与成像光源、像差探测光源的波长不一样在人眼中产生色差，需要针对人眼做消色差的光源光路设计，以使成像照明光源光束与像差探测光源光束都能在视网膜的视觉细胞层表面聚焦，且设计探测光束在眼底的照明区域直径只有45μm～55μm、成像照明光束在眼底的照明区域直径为200μm～350μm。

b.使用临床手段测量受试者的眼轴长，将测得的眼轴长数据代入(2)式计算出被测人眼的有效焦距Feye，再将算出的有效焦距Feye和d＝138μm代入(1)式，得出成像相机10移动到微细血管层像面的距离L，输入计算机中。

c.按照被测者的L测算值，计算机驱动一维电控位移台、将成像相机10沿光轴向远离第四透镜5的方向移动到内核层中心面的像面122处；如果被测者有超过50度近视或50度散光则需要佩戴自己的眼镜，然后将一瞳孔对准图1所示的光路；引入视标光束，其为2mm～3mm直径的可见光平行光束，亮度是人眼能舒适盯视的亮度，放置在距离人眼1m光程的位置处，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，以使入眼的探测光源光束和成像光源光束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；立即启动视网膜自适应光学成像的控制程序：用近红外的像差探测光源通过瞳孔照明眼底，曝光时间在3ms～15ms完成眼底像差探测，随即将近红外的像差探测光源切换到可见光的成像光源，曝光时间控制在5ms～18ms即可完成内核层微细血管的自适应像差校正光学成像；从红外光源曝光探测像差开始到可见光波段的黄绿光源曝光、内核层微细血管成像结束的全程时间控制在50ms以内。

附图说明

图1本发明的人眼视网膜自适应光学成像原理光路图，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为第四透镜，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为位于第四透镜5焦点处的成像相机。入射到人眼1的光束会有部分光被视网膜组织反射，反射出人眼1的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、又经过第四透镜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网膜图像。

图2本发明的人眼视网膜自适应光学成像系统简化示意图，将第一透镜2、第二透镜3、第三透镜4、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的组合结构标示为100，称为自适应光学系统100；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和内核层中心面的距离为d；自适应光学系统100的右侧有第四透镜5和成像相机10，111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111移动到内核层中心面的像面122的距离为L。

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、一维电控位移台和一台计算机，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色光源来说成像对比度低，作为技术验证是可以的；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的眼底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 Safe Use 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、第四透镜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、照明光源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，输入计算机中；

(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初始位于第四透镜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；按照受试者CCL的L测算值45.34mm，沿光轴向远离第四透镜5的方向用计算机驱动一维电控位移台、使成像相机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，沿光轴向远离第四透镜5的方向使成像相机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，沿光轴向远离第四透镜5的方向用计算机驱动一维电控位移台、使成像相机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，沿光轴向远离第四透镜5的方向使成像相机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：

分别将每个受试者的L测算值输入计算机中，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。