专利名称：一种高分辨率眼底血管流速测量系统及测量方法
技术领域：
本发明属于人眼视网膜成像的医疗设备制造技术领域，涉及一种高分辨率眼底血管流速测 量系统计测量方法。
技术背景血管是人体最主要新陈代谢通道，血液循环系统的紊乱，必然会导致人体出现各种各样的 疾病，因此对于血管各项功能的检测一直是科学研究的重要内容，其中血流速度的监测更是生 命科学研究领域长期关注的热点之一。目前常见的在体血流测速技术如下三种基于图像处理技术的测速、激光多普勒技术、激 光散斑测速；基于图像处理技术的测速方式是最早的、也是最简单的一种方法。该方法主要通 过计算同一血管标记物在前后两个时间节点上的两幅图像上的位置变化来获得血流速度信息， 这种方法的处理过程十分简单直观，但是其精度不高。激光多普勒技术主要基于物理学中的多 普勒频移的原理，利用运动物体对入射电磁波频率的影响来间接的计算物体的运动速度。该方 法从原理上来说是目前最精确的测量技术，但是在实际应用中该方法每次只能对一根血管进行 测量，如要对多根血管进行测量，则必须使用扫描技术，因此限制了这项技术的应用。激光散 斑测试技术是从激光散射场统计规律衍生出来的一种新型测速方法。该方法的优点在于能实时、 高时空分辨率的检测血液微循环系统的血流速度。与激光多普勒测速技术相比，它无需扫描便 能对一定视场面积的多根血管进行血流分布测速，而且该方法对不透明处血管同样适用。 华中科技大学就激光散斑测速技术在肠系膜、动物颅脑这两个领域的应用申请了发明专利(申请号02138787.7， 200510120575.8)，伹是这两项专利都具有一定 的不足。对于在体肠系膜微循环系统测速需要结合内窥镜技术，具有侵入式的特点，会引起被 测者的不适，因此不适合长时间的动态观测；对于颅脑的血流检测则只适用于动物体，不适用 于人体。人眼是人体体表唯一可以直接观测的深部组织，它具有透明屈光性质，而且人眼对于红外 光束不敏感，因此采用低剂量的红外成像光源不会引起被测者的不适，适合长时间的动态观测。 但是人眼不是一个理想的光学系统，它具有多种波像差，这些像差因人而异，不能采取固定的 方法进行补偿，因此在现有的很多眼科成像系统中都使用细光束(53mm)照明成像。但是使用 细光束降低了整体光学系统的分辨率,无法实现视细胞级的分辨。在专利号ZL99 1 15051.1、ZL991 15052.X、 ZL99 1 15053.8、 ZL99 1 15054.6中，提出了使用自适应光学动态校正人眼像差的方 法，实现视细胞级的眼底成像。因此如果有机结合激光散斑测速和自适应光学两种先进技术， 就可以克服现有技术缺陷，实现对活体眼底微循环系统的长时间、高分辨率测速。 发明内容本发明要解决的技术问题是克服现有激光散斑测速技术中存在的诸如侵入式、无法长时 间观测、不能使用与人体等技术缺陷，以及现有眼科成像系统普遍存在的低分辨率现象；提出 一种高分辨率眼底血管流速测量系统，该系统能够有机结合激光散斑测速和自适应光学两种先 进技术，克服动态的像差对人眼宽光束照明成像的影响，实现对眼底微循环系统的在体长时间、 高分辨率流速测量。本发明解决其技术问题所采用的技术方案是 一种高分辨率眼底血管流速测量系统，其特 征在于信标光源7发出的光束经准直物镜6后变成平行光束，再分别经过分光板3和分光板2 反射之后，被被测人眼l聚焦眼底，形成信标光点；该光点后向反射光束经过人眼之后变成平 行光，经分光板2透射进入口径匹配系统8、然后平行入射进入波前相位校正器10，光束再经 过反射后进入口径匹配系统U，然后再经过反射镜13及分光板14反射后，进入波前传感器15:同时成像光源5发出的光束经物镜4以后，先经过分光板3透射再经过分光板2反射后， 聚焦在被测人眼1的前焦点上，然后被被测人眼1准直成平行光照亮眼底视网膜的血流微循环 系统；被照亮的眼底血管表面形成激光散斑干涉，该千涉场依次经过分光板2射、进入口径匹 配系统8，然后平行入射进入波前相位校正器10，光束再经过反射后进入口径匹配系统ll，然 后经过反射镜13反射，再经过分光板14透射后入射到反射镜16上，最后反射光束被成像物镜 17聚焦到光电探测器19上。所述的波前传感器15和被测人眼1的瞳孔共轭。所述的光电传感器19和被测人眼1的视网膜血管层共轭。所述的成像光源5和信标光源7采用的是不同波段的光源。所述的共焦滤波针孔9和共焦滤波针孔12分别位于光束口径匹配系统8和光束口径匹配系统U的中间焦面上形成共焦滤波器。所述的分光板14对成像光束波长是增透膜，而对信标光束波长是增反膜。 所述波前相位校正器10可以是变形反射镜、或者液晶设备、或者微机顿薄膜变形反射镜、或者表面微机械变形镜。所述的光电探测器19可以是CCD传感器、或COMS传感器，也可以是PDA传感器。 所述的可调节视场光阑18可以位于成像物镜17和光电探测器19之间，调节成像区域，也可以位于物镜4与成像光源5之间实现相同的功能。所述的高分辨率眼底血管流速测量系统所使用的测量方法，其特征在于利用自适应光学 动态的校正人眼像差，使得在宽光束照明成像时也保证光学系统的分辨率达到衍射极限；在此 技术上引入激光散斑测速技术，实现对眼底微循环系统的高分辨率流速测量。 本发明与现有技术相比所具有的优点1. 本发明所涉及的方法是一种非侵入式的成像技术，其测试对象是人眼，并采用低功率红 外光作为成像光束，因此即使是进行长时间的动态观测也不会引起被测者的不适；2. 本发明的测量系统中采用了自适应光学技术，因此可以使用宽光束照明成像，从而达到 视细胞的分辨率；具有高分辨率的特点；3. 本发明所相对与其他的血流测速方法而言，可以同时对一定面积的对象实现速度测量， 避免了采用复杂的扫描技术，因此具备高速、高精度的特点。
图1为本发明所述高分辨率眼底血管流速测量系统的示意图； 图2为激光散斑千涉图像的子孔径分割示意图；图l中l为被测人眼，2为分光板，3为分光板，4为物镜，5为成像光源，6为准直物镜， 7为信标光源，8为光束口径匹配系统，9为共焦滤波针孔，IO为波前相位校正器，ll为光束口 径匹配系统，12为共焦滤波针孔，13为反射镜，14为分光板，15为波前传感器，16为反射镜， n为成像物镜，18为可调节视场光阑，19为光电探测器。
具体实施方式
下面结合附图及具体实施方式
详细介绍本发明。系统的整体结构如图1所示，在系统实际运行时同时存在着两个过程激光散斑成像、自 适应光学像差校正。(一)自适应光学像差校正 在实际的对被测者进行检测时，信标光源7发出的光束经准直物镜6后变成平行光束，再 分别经过分光板3和分光板2反射之后，被被测人眼l聚焦眼底，形成信标光点；该光点后向 反射光束经过人眼之后变成平行光，经分光板2透射进入口径匹配系统8、然后平行入射进入波 前相位校正器IO，光束再经过反射后进入口径匹配系统ll，然后再经过反射镜13及分光板14 反射后，进入波前传感器15;波前传感器15计算出信标光束的波前像差，该像差即代表这一时 刻人眼所具有的像差；接着通过进一步的计算得到波前相位校正器10的控制参数，实现对入射 波前的校正，从而补偿掉人眼的像差，使得整个光学系统的分辨率达到衍射极限。 (二)激光散斑成像成像光源5发出的光束经物镜4以后，先经过分光板3透射再经过分光板2反射后，'聚焦在被测人眼1的前焦点上，然后被被测人眼1准直成平行光照亮眼底视网膜的血流微循环系统; 被照亮的眼底血管表面形成激光散斑干涉，该干涉场依次经过分光板2透射、进入口径匹配系 统8、然后平行入射进入波前相位校正器10，光束再经过反射后进入口径匹配系统ll，然后经 过反射镜13反射，再经过分光板14透射后入射到反射镜16上，最后反射光束被成像物镜17 聚焦到光电探测器19上，在被成像物镜17和光电探测器19中间插入调节视场光阑18，通过调 节视场光阑18，可以调节成像区域，最后光电探测器19上获取的激光散斑干涉场信号送入计算 机进行数据处理；这里的视场光阑18也可以位于物镜4与成像光源5之间，通过调节也可以实 现相同的功能。对散斑干涉场的信号处理主要是基于概率统计的方法，在此定义散斑干涉场的衬比-其中a为干涉场光强的平均标准偏差，在理想的情况下a等于干涉光场的平均光强<1>。 因此理想情况下衬比C为1。但是当被测物体存在运动时，C￡l。 根据统计光学又可以得到其中a为与被测物体散射特性相关的物理常数，ko为入射激光的波数，V为被测物体的平 均速度。系统数据处理过程时，把图2所示的光电探测器19阵列分割成每个具有NxN像元数的子 孔径区域，利用公式1计算子区域的衬比，并把该值赋予子区域的中心像元，然后根据公式2 和公式3获取该像元的速度值，通过循环遍历整幅图像就可以获得整幅速度图像。直接对眼底进行激光散斑成像时，由于人眼像差的存在，势必会影响到系统的分辨率，从 而得不到高分辨率的散斑图像，因此对于激光散斑图像的高精度、高分辨率提取是建立在人眼 像差已经被自适应光学系统所校正的基础上实现的。综上所述，通过有机的结合自适应光学像差校正技术和激光散斑测速技术，可以克服人眼 像差对激光散斑干涉场成像时的影响，可以在获取高分辨率激光散斑干涉场图像的基础上获取 高精度的眼底视网膜血管流速图，从而实现对眼底微循环系统的高分辨率、高精度流速测量。其中T为光电探测器的曝光时间，Te为相关时间。Tc=l/(ak0V)
权利要求
1、一种高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于信标光源(7)发出的光束经准直物镜(6)后变成平行光束，再分别经过分光板(3)和分光板(2)反射之后，被被测人眼(1)聚焦眼底，形成信标光点；该光点后向反射光束经过人眼之后变成平行光，经分光板(2)透射进入口径匹配系统(8)、然后平行入射进入波前相位校正器(10)，光束再经过反射后进入口径匹配系统(11)，然后再经过反射镜(13)及分光板(14)反射后，进入波前传感器(15)；成像光源(5)发出的光束经物镜(4)以后，先经过分光板(3)透射再经过分光板(2)反射后，聚焦在被测人眼(1)的前焦点上，然后被被测人眼(1)准直成平行光照亮眼底视网膜的血流微循环系统；被照亮的眼底血管表面形成激光散斑干涉，该干涉场依次经过分光板(2)射、进入口径匹配系统(8)，然后平行入射进入波前相位校正器(10)，光束再经过反射后进入口径匹配系统(11)，然后经过反射镜(13)反射，再经过分光板(14)透射后入射到反射镜(16)上，最后反射光束被成像物镜(17)聚焦到光电探测器(19)上。系统中采用共焦滤波针孔(9)与共焦滤波针孔(12)实现对杂散光的滤波；采用调节视场光阑(18)来调节成像范围。
2、 根据权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于所述的波前传感 器(15)和被测人眼(1)的瞳孔共轭。
3、 根据权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于所述的光电传感 器(19)和被测人眼(1)的视网膜血管层共轭。
4、 根据权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于所述的成像光源(5)和信标光源(7)采用的是不同波段的光源，成像光源(5)采用低功率的红外光，信标光 源(7)采用与成像光源(5)不同中心波长的红外光源。
5、 根据权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于所述的共焦滤波 针孔(9)和共焦滤波针孔(12)分别位于光束口径匹配系统(8)和光束口径匹配系统(11) 的中间焦面上形成共焦滤波器。
6、 根据权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于所述的分光板(14) 对成像光束波长是增透膜，而对信标光束波长是增反膜。
7、根据权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于所述波前相位校正器(10)可以是变形反射镜、或者液晶设备、或者微机械薄膜变形反射镜、或者表面微机械变形镜。
8、 根据权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于所述的光电探测 器(19)可以是CCD传感器、或COMS传感器，也可以是PDA传感器。
9、 根据权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统，其特征在于所述的可调节视 场光阑(18)可以位于成像物镜(17)和光电探测器(19)之间，调节成像区域，也可以位于 物镜(4)与成像光源(5)之间实现相同的功能。
10、 权利要求1所述的高分辨率眼底血管流速测量系统所使用的测量方法，其特征在于 利用自适应光学动态的校正人眼像差，使得在宽光束照明成像时也保证光学系统的分辨率达到 衍射极限；在此技术上引入激光散斑测速技术，实现对眼底微循环系统的高分辨率流速测量。
全文摘要
高分辨率眼底血管流速测量系统及测量方法，其特征在于信标光源经一些光学元件被人眼聚焦眼底，形成信标光点，该光点后向反射经人眼变为平行光，再经波前相位校正器和一系列光学元件到达波前传感器实现自适应像差校正过程；成像光源经一些光学元件聚焦人眼前焦点上，被被测人眼准直成平行光照亮眼底视网膜的血流微循环系统；被照亮的眼底血管表面形成激光散斑干涉，该干涉场经一些光学元件进入波前相位校正器，再经反射后经过一系列光学元件最后被聚焦到光电探测器上；该过程实现光散斑成像过程；相应的测量方法利用自适应光学系统对像差的动态校正能力，使得整体系统可以克服人眼像差对激光散斑干涉场图像获取时的影响，从而可以获取高精度、高分辨的眼底流速图。
文档编号A61B3/14GK101243966SQ200810102398
公开日2008年8月20日 申请日期2008年3月21日 优先权日2008年3月21日
发明者史国华, 张雨东, 饶学军 申请人:中国科学院光电技术研究所