多模态视网膜成像平台

1.本发明涉及一种眼科照明和成像系统，其在眼睛周围使用至少一个物理点光源对眼睛眼底的倾斜经巩膜照明，从而允许与光学相干断层摄影术成像组合的成像(例如暗场)。


背景技术：

2.视网膜疾病在工业化国家中是失明的主要原因。例如，在2020年估计1.96亿人将受与年龄相关的黄斑变性影响。尽管正在做出巨大努力来开发新型的治疗策略来拯救视网膜神经元和视网膜色素上皮(rpe)，但是用于评估这样的治疗的效果的最佳手段仍然是缺失的。在眼科诊所中为了例行眼睛眼底检查所使用的仪器不能够观察到在疾病变性过程的早期阶段期间存在的细胞形态学的微小改变。
3.视网膜是由许多层组成的错综并且复杂的组织。由于许多原因——包括降低横向(lateral)分辨率的眼睛像差(ocular aberration)、以及眼睛运动伪像(artefact)和缺少透明细胞的对比度，单独的细胞成像是非常具有挑战性的。
4.另一个限制是，进入瞳孔的大部分光在光感受器段的界面处被吸收或反射，从而淹没从神经元或rpe细胞反向散射的微弱信号。光感受器信号对于进入眼睛瞳孔的中心的照明束是最大的，并且当在其边缘处进入时急剧减小。视网膜的此角相关的(angular-dependent)反射通常被称为光学斯泰尔斯-克劳福德效应(stiles
–
crawford effect，sce)。
5.由光感受器反射的光使得使用与泛光照明光学相干断层摄影术(oct)或扫描激光检眼镜检查法(slo)组合的、用以校正眼睛像差的自适应光学器件(ao)对它们的观察成为可能。在最近的研究中，提出了使用具有偏置孔径的ao-slo、分裂检测器、暗场、自体荧光或ao-oct来观察视神经视网膜(neuroretina)和rpe细胞的光学方法。
6.尽管获得高质量的结果，但是这些方法遭受非常小的视场(fov)、缺乏图像清晰度、安全问题或对于临床使用而言获取时间太长。
7.申请人在wo/2017/195163a1(ecole polytechnique federale de lausanne(epfl)[ch])中描述了一种用于对眼睛的组织进行成像的方法，该方法包括以下步骤：通过光递送设备的多个发光区域向眼睛提供倾斜照明，所述多个发光区域是独立可控的并且被布置成将光引导朝向眼睛的视网膜和虹膜中的至少一个，导致来自通过倾斜照明从视网膜和虹膜中的至少一个反向散射的光的输出束，使用成像系统捕获所述输出束以提供眼睛的眼底的图像的序列，以及从所述眼底的图像的序列检索相位和吸收对比图像，其中捕获的步骤的所述眼底的图像的序列是通过在提供倾斜照明的步骤中一次顺序地接通所述多个发光区域中的一个或多个来获得的。换句话说，用于经巩膜照明的方法，通过使用眼底的散射属性允许暗场和相位梯度技术。经巩膜倾斜泛光照明增加了组成视网膜层的许多生物结构的对比度，并且与自适应光学器件高分辨率成像耦合，使得能够观察到在疾病相关的变性过程中起关键作用的细胞。获得细胞水平的高分辨率图像使得能够对视网膜的结构进行
新的查看，从而导致对变性视网膜疾病过程的更好理解。
[0008]
在细胞水平对人类视网膜的活体观察对于在不可逆视力丧失发生之前检测损伤、跟踪视网膜疾病的时间进程以及评估和监测治疗的早期效果是至关重要的。尽管光学相干断层摄影术(oct)和自适应光学系统中的显著进步，但是对数个视网膜细胞的活体成像仍然是难以发现的(elusive)。
[0009]
laforest t.等人“transscleral optical phase imaging of the human retina
–
topi”https://arxiv.org/abs/1905.06877公开了一种经巩膜光学相位成像(topi)，其允许以高对比度、高分辨率并且在适合于临床使用的获取时间内对视网膜细胞进行成像。topi依靠对视网膜的高角度倾斜照明——与自适应光学器件结合，以增强透明细胞的相位对比度。
[0010]
经巩膜光学相位成像(topi)在大fov上提供视网膜层的细胞分辨率无标记高对比度图像，而没有长曝光时间的缺点。此方法基于对视网膜的经巩膜泛光照明，其与经瞳孔照明相比大大增加了许多视网膜结构的信噪比(snr)。透射通过巩膜的光创建对后部视网膜的倾斜照明；这然后使用经瞳孔ao全场摄像机系统来进行成像。
[0011]
在没有瞳孔扩张的健康志愿者中证明，topi提供rpe细胞和其他视网膜结构的图像，并且使能细胞量化。使用具有与体内装置中的参数类似的参数的实验性相位显微镜，还证明此技术在离体样品上的潜力。表明的是，厚视网膜样品中的细胞的无标记相位图像与共聚焦荧光显微镜的质量匹配。
[0012]
在wo/2018/197288a1(imagine eyes[fr])中描述的方法是一种多尺度设备，具有与扫描系统耦合的数个照明模块。扫描系统由使用自适应光学器件的slo或oct方法制成。多尺度允许高分辨率图像在眼睛眼底上的定位，但是经瞳孔照明模块不允许对在变性视网膜疾病中起关键作用的视网膜色素上皮细胞的观察。
[0013]
已经开发了使用经巩膜照明或经眼睑照明的眼底摄像机系统。wo/2017/151921a1(biolight eng llc[us])描述了一种宽场经巩膜或经眼睑的系统，该系统使用用于光投射系统和形状以及巩膜/皮肤组织的不同装置。wo/2004/091362a2(medibell medical vision technologies ltd.[il])公开了一种通过在巩膜上投射束的眼底成像系统。在us2015/055094a1(annidis health systems corp[ca])中公开了另一种使用经巩膜照明来对眼脉络膜成像的设备。
[0014]
最终在2017年，lingenfelder等人提出了一种使用led的经巩膜照明系统“经巩膜led照明笔”，biomed.eng.lett.7,2017。所有这些方法旨在在大视场上提供眼睛眼底的图像，以示出诸如血管的大结构，但是它们的目的不是在微观尺度和细胞水平观察组织内部。
[0015]
这些方法都未使用自适应光学器件来校正眼睛像差并且达到分辨率的衍射极限。因此，这些方法都未能够提供对组成视网膜组织的单独的细胞的观察。


技术实现要素：

[0016]
据信，现有技术的系统都未提供使用倾斜经巩膜/经眼睑照明的系统以同时提供视网膜的正面细胞水平高分辨率图像和光学相干断层摄影术(oct)系统以使被成像的视网膜的深度截面可视化。
[0017]
细胞水平高分辨率成像的一个缺点是难以在多层视网膜组织内选择和定位成像
区的深度。oct是一种专门被开发用以深度观察组织的结构的方法。将oct系统组合到由倾斜泛光照明产生的细胞水平高分辨率图像使得能够对细胞水平高分辨率图像进行精确定位并且允许医生选择他们正在成像的细胞层。由于添加了大视场眼底可视化，还具有视网膜的截面深度视图(in-depth view)使得能够理解眼睛眼底组织的哪个部分被成像在细胞水平高分辨率图像上。水平或横向位置由大视场提供，并且竖向或深度位置由oct提供。根据其附接的扫描系统的速度，oct系统可以被同时用于大视场图像和截面图像。
[0018]
有利地，根据本发明，光学相干断层摄影术深度相关的信号提供眼睛眼底组织内的面向前的(front facing)(换句话说，正面(en-face))图像的深度信息。深度相关的信号包含关于眼睛眼底组织的深度生物结构的信息。面向前的图像示出相同组织内部的面向前的成像平面，但是此成像平面的精确深度不容易自行定位。产生面向前的图像的光学成像系统具有能够改变成像平面的深度的聚焦系统。例如，通过对oct系统和面向前的成像聚焦系统的已知校准，可以从oct深度相关的信号推断出面向前的成像平面的深度。
[0019]
根据本发明，深度相关的信号被处理以提供直接反馈以调整面向前的图像的成像深度。
[0020]
例如，本发明还可以包括校准步骤以使深度相关的信号的深度标度与经巩膜信号中的一个匹配。
[0021]
根据本发明，来自oct系统的深度相关的信号被用作对成像系统的成像深度的直接反馈。
[0022]
该反馈被用来执行成像深度的深度控制。该控制可以被执行为对成像深度的自动——闭环——深度控制或被执行为对成像深度的开环用户控制。
[0023]
因此，对光学成像系统的成像深度的控制与oct系统的反馈信号直接相关。这允许
[0024]
–
在给定的感兴趣的深度处获得《正面》倾斜照明图像。这对于在分层结构上有损伤的病理性视网膜是特别有用的。
–
获得与oct系统的精确深度直接相关的一堆《正面》图像。
[0025]
–
精确定位并且关联“正面”图像与使用oct系统获得的不同的视网膜层的形态学。
[0026]
–
正确地识别存在于“正面”图像中的细胞或组织结构的类型。
[0027]
–
通过从oct系统了解与我们希望成像的特定视网膜层相关的成像系统中的正确光学散焦来创建更好质量的“正面”图像。
[0028]
因此，本发明的目的之一是提供一种与通过瞳孔探测眼睛眼底的光学相干断层摄影术系统组合的、眼科照明系统和用于经巩膜照明的方法。
[0029]
具体地，本发明提供一种眼科照明系统，包括以下的组合：
[0030]-经巩膜光递送系统，具有一个或多个光源，所述一个或多个光源朝向预期要测量的眼睛的巩膜或周围的皮肤发射光，从而提供对眼睛眼底(1)的经巩膜倾斜照明；以及
[0031]-光学相干断层摄影术(oct)系统，其指向所述预期要测量的眼睛的瞳孔，包括oct光源、参考臂(reference arm)、样品臂(sample arm)和检测臂(detection arm)。
[0032]
本发明的另一个目的是一种眼科照明和成像系统，优选地包括以下的组合：
[0033]-倾斜光递送系统，具有一个或多个光源，所述一个或多个光源分别朝向预期要测量的眼睛的巩膜或周围的皮肤发射经巩膜或经眼睑照明光，从而提供对眼睛眼底的倾斜照明；以及
[0034]-光学相干断层摄影术(oct)系统，其指向所述预期要测量的眼睛的瞳孔，包括oct光源、参考臂、样品臂和检测臂
[0035]
其特征在于，所述系统还包括光学成像系统，所述光学成像系统收集由所述眼睛眼底散射的倾斜照明光，并且形成所述眼睛眼底的一个或多个面向前的图像，
[0036]
所述光学成像系统还包括聚焦系统，所述聚焦系统被配置为根据由所述oct系统提供的深度相关的信号来调整所述光学成像系统的成像平面的深度。
[0037]
本发明的另一个目的是提供一种眼科照明和成像设备，其中经巩膜光递送系统与oct系统组合，所述眼科照明和成像设备包括：
[0038]-扫描系统，用以使用所述oct系统扫描所述眼睛眼底，
[0039]-用于像差校正的系统，包括探测光源、波前传感器和波前校正器，
[0040]-用于使用高分辨率摄像机进行高分辨率经巩膜解剖或血管造影成像的系统，
[0041]-用于使用大视场摄像机进行大视场经巩膜解剖或血管造影成像的系统，以及
[0042]-用于经瞳孔解剖或血管造影成像的系统，包括经瞳孔泛光照明源和高分辨率摄像机。
[0043]
本发明的一个优点是：提供使用散射的经巩膜光和对眼睛的光学像差的主动或被动校正对眼睛眼底组织进行细胞水平的、高分辨率成像，并且由于oct系统而定位成像深度。被动像差校正是但不限于定制透镜或反射镜。主动像差校正是但不限于可变形反射镜、可调节透镜或液晶相位调制器。
[0044]
本发明的另一个目的或优点是：使用来自光学相干断层摄影术系统的信号提供对经巩膜高分辨率成像系统的成像深度的直接反馈。该反馈优选地被用来执行对成像深度的自动——闭环——深度控制或执行对成像深度的开环用户控制。因此，对高分辨率成像深度的控制与oct系统的反馈信号直接相关。
[0045]
通过查阅随后的详细描述——参考以下例示性附图进行——和所附权利要求，本发明的其他目的和优点对于本领域技术人员来说将变得明显。
附图说明
[0046]
本发明的其他特定优点和特征将根据以下将参考附图的对本发明的至少一个实施方案的非限制性描述变得更加明显，其中
[0047]-图1：例示了oct系统与借助于光递送系统对眼睛的经巩膜照明的组合。
[0048]-图2：例示了对眼睛眼底的经巩膜照明的原理。
[0049]-图3：例示了对眼睛眼底的经眼睑照明的原理。
[0050]-图4：示出了由于两个不同的光检测器(摄像机)使用提供眼睛眼底的面向前的图像的面向前的光学成像系统实施的图1的系统。
[0051]-图5：例示了从解剖图像序列提取血管信息的原理并且产生血管造影图像。
[0052]-图6：是由经瞳孔探测光源、波前传感器和波前校正器组成的自适应光学器件原理的方案。
[0053]-图7：例示了能够产生多波长经巩膜照明的眼科照明系统的装置。
[0054]-图8：例示了用于实施图1中所描述的成像模式的系统的装置，其中大视场视网膜图像由扫描(逐点)成像系统产生。
[0055]-图9：例示了用于实施图2中所描述的成像模式的系统的装置，其中经瞳孔泛光照明模态被添加到主经巩膜照明。
[0056]-图10：示出了多模态成像系统的块图，包括经巩膜高分辨率和大视场、血管造影的解剖、经瞳孔高分辨率、经瞳孔oct。
[0057]-图11：示出了实施图1至图10中所描述的原理的眼科照明和成像设备。
[0058]-图12：例示了基于从oct系统获得的深度相关的信号的闭环深度控制。
[0059]-图13：示出了实施本发明中所描述的许多系统的组合的眼科照明和成像设备。
具体实施方式
[0060]
尽管可以在本发明的实践或测试中使用与本文所描述的方法和材料类似的或等同的方法和材料，但是下文描述了合适的方法和材料。本文所提及的所有出版物、专利申请、专利和其他参考文献通过引用的方式整体并入。本文所讨论的出版物仅为其在本技术的申请日之前的公开而提供。本文没有任何内容应被解释为承认本发明由于先前发明而没有资格先于这样的出版物。此外，材料、方法和实施例仅是例示性，并非意在是限制性的。
[0061]
在矛盾的情况下，本说明书——包括限定——将主导。
[0062]
除非另有限定，否则本文所使用的所有技术和科学术语具有与本文的主题所属领域的技术人员通常理解的相同含义。如本文所使用的，提供以下限定以便于理解本发明。
[0063]
术语“包括(comprise)”通常在包含(include)的意义上被使用，也就是说，准许存在一个或多个特征或部件。
[0064]
如在说明书和权利要求书中所使用的，单数形式“一个(a)”、“一(an)”和“该(the)”包括复数引用，除非上下文另有明确规定。
[0065]
如本文所使用的，术语“受试者”或“患者”在本领域中是公认的，并且在本文中被可互换地使用以指哺乳动物，并且最优选地指人类。在一些实施方案中，受试者可以是正常受试者。该术语不表示特定的年龄或性别。因此，意在涵盖成人和新生儿受试者，无论是男性还是女性。
[0066]
光学相干断层摄影术(oct)是一种使用低相干光从光学散射介质(例如，生物组织)内捕获微米分辨率的一维、二维和三维图像的成像技术。它被用于医学成像和工业非破坏性测试(ndt)。光学相干断层摄影术基于低相干干涉法——通常采用近红外光。使用相对长的波长的光允许其穿透到散射介质内。共聚焦显微镜——另一种光学技术——通常穿透到样品内的深度较少，但是具有较高的分辨率。
[0067]
散射是电磁辐射(例如光)或粒子由于它们与物质的相互作用而被偏转或扩散的过程。
[0068]
反向散射(或背向散射)是电磁辐射、粒子或信号回到它们来自的方向的反射。它通常是由于散射引起的漫反射，与来自反射镜的镜面反射相反，尽管镜面背向散射可以在与表面的法线入射时发生。
[0069]“巩膜”，也被称为眼白，是人类眼睛的不透明的、纤维性的、保护性的外层，该外层主要包含胶原和一些弹性纤维。巩膜是主要由白色胶原纤维构成的结缔组织。它在后部位于眼脉络膜的下面并且在前面继续，在此它在虹膜和瞳孔上方变得透明并且被称为眼角膜。
[0070]“眼睛眼底”或眼睛的眼底是眼睛的与晶状体相对的内表面并且包括视网膜、视盘、黄斑、中央凹和后极。眼底可以通过检眼镜检查法和/或眼底照相法来检查。
[0071]
术语“经巩膜”是指横穿眼睛的巩膜或眼白。
[0072]
术语“经眼睑”是指穿过眼皮或眼睛周围的皮肤以及穿过随后的巩膜。
[0073]
本发明的第一目的是提供一种眼科照明系统，所述系统包括以下的组合：
[0074]-经巩膜光递送系统(2)，具有一个或多个光源，所述一个或多个光源朝向预期要测量的眼睛的巩膜(4)或周围的皮肤(5)发射光，从而提供对眼睛眼底(1)的经巩膜倾斜照明；以及
[0075]-光学相干断层摄影术(oct)系统(7)，其指向所述预期要测量的眼睛(6)的瞳孔(8)，包括oct光源(9)、参考臂(10)、样品臂(11)、光学分束器(12)和检测臂(14)。
[0076]
优选地，光递送系统(2)不与预期要测量的眼睛周围的皮肤或巩膜接触。
[0077]
有利地，光学相干断层摄影术系统产生眼睛眼底组织的生物结构的深度相关的信号(15)并且形成所述眼睛眼底(1)的一维(16)、二维(17)或三维(18)oct图像。
[0078]
优选地，本发明还包括光学成像系统(17)，其收集由所述眼睛眼底(1)散射的经巩膜倾斜照明光，并且在一个或多个光敏检测器或摄像机(35，36)上形成所述眼睛眼底(1)的一个或多个面向前的(正面)图像(51)。
[0079]
根据一个实施方案，面向前的图像(51)的系列被分析并且被处理以提取时间相关的信息并且增强随时间改变的生物体诸如血管(52)的对比度。
[0080]
根据本发明，所述光学相干断层摄影术系统深度相关的信号(15)提供眼睛眼底组织内的所述面向前的图像(51)的深度信息。
[0081]
根据一个实施方案，所述光学相干断层摄影术系统深度相关的信号(15)被处理以提供实时闭环反馈(56)以控制所述面向前的图像(51)的成像深度。
[0082]
根据另一个实施方案，所述光学相干断层摄影术系统深度相关的信号(15)被处理以提供对所述面向前的图像(51)的成像深度的开环控制。
[0083]
有利地，本发明的眼科照明系统还包括针对至少一个面向前的图像(51)对眼睛的光学像差的校正。
[0084]
根据一个实施方案，对光学像差的校正是通过静态光学元件或计算装置来执行的。
[0085]
根据另一个实施方案，对光学像差的校正是使用自适应光学闭环来实时执行的，所述自适应光学闭环包括经瞳孔探测光源(30)、波前传感器(31)和能够对形成面向前的图像(51)的光的波前进行空间整形的波前校正器(32)。
[0086]
优选地，所述经瞳孔探测光源(30)与所述oct光源(9)相同。
[0087]
根据又另一个实施方案，本发明的眼科照明系统还包括经瞳孔泛光照明源(44)和成像系统，所述成像系统根据得自所述经瞳孔泛光照明源(44)的反向散射的光(23)产生所述眼睛眼底(1)的面向前的图像(51)。
[0088]
优选地，提供对所述眼睛眼底(1)的经巩膜倾斜照明的所述光递送系统(2)具有不同的波长。有利地，所述不同的波长提供选自包括以下的列表的功能信息：血液流动氧合和视网膜色素上皮细胞的活性。
[0089]
本发明的另一个目的是提供一种眼科照明和成像设备，其中如上文所描述的，经
巩膜光递送系统(2)与oct系统(7)组合，其中所述眼科照明和成像设备包括：
[0090]-扫描系统(45)，用以使用所述oct系统(7)扫描所述眼睛眼底(1)，
[0091]-用于像差校正的系统，包括探测光源(30)、波前传感器(31)和波前校正器(32)，
[0092]-用于使用高分辨率摄像机(36)进行高分辨率经巩膜解剖或血管造影成像的系统(28，29)，
[0093]-用于使用大视场摄像机(35)进行大视场经巩膜解剖或血管造影成像的系统(26，27)，以及
[0094]-用于经瞳孔解剖或血管造影成像的系统(24)，包括经瞳孔泛光照明源(21)和高分辨率摄像机(36)。
[0095]
关于多个具体实施方案进一步描述本发明如下：
[0096]
经巩膜光递送系统2(参见图1)包括朝向眼睛6发射光束59的至少一个光源3。该光束到达巩膜4的表面或眼睛周围的皮肤5并且在组织内部扩散。一部分被透射横穿巩膜4和全眼睛包膜58，在玻璃体57内部传播，并且倾斜地照明眼睛眼底1。此照明被称为对眼睛眼底的经巩膜倾斜照明。
[0097]
由在400nm至1200nm的波长范围内的光源——诸如但不限于：发光二极管、超荧光二极管、量子点源、灯、黑色体辐射源和激光源——中的单个或组合来提供照明。
[0098]
通过将该源与组织(巩膜或皮肤)直接接触放置来递送光，或使用导引材料(诸如但不限于，水、聚合物或玻璃)从该源到组织导引光，或光在空气中从该源向照明表面(角膜、巩膜或皮肤)传播。光束可以是会聚的、发散的或准直的，这取决于所选择的照明技术。光可以是但不限于线性偏振的、圆偏振的、非偏振的(意味着不呈现任何已知的优先偏振)以及不同偏振的混合。
[0099]
在傅立叶域中，使用平面波的倾斜照明等同于朝向更高空间频率的偏移(shift)。此外，以更高的角度将光照射在眼底上也将产生更倾斜的背面照明，从而提供更高的对比度。
[0100]
有利地，光学相干断层摄影术系统7产生眼睛眼底组织的生物结构的深度相关的信号(15)并且形成眼睛眼底1的一维、二维或三维深度相关的信号。oct光源(9)发射光，该光被分裂到参考臂10和样品臂11内。样品臂11的光束传播到眼睛眼底1组织，其中一部分被反射并且返回到oct系统检测臂14。参考臂10的光束在反射镜表面33上被反射并且也返回到检测臂14。从样品臂11和参考臂10反射的两个光束在检测臂14中干涉，并且此干涉的强度由位于检测臂的端处的光检测器13测量。检测器13是但不限于包括在谱域oct的情况下的衍射光栅37和线阵列检测器38的分光仪38，或用于扫频源oct的光电二极管。从检测器出来的电信号是眼睛眼底的生物结构的深度相关的信号15。取决于扫描系统45的配置，深度相关的信号15由计算机进一步使用以产生眼睛眼底的一维、二维或三维oct图像。没有扫描系统能够实现计算示出眼睛眼底组织内部的深度线的一维16深度相关的信号。单轴扫描系统使得能够计算示出眼睛眼底组织内部的截面的眼睛眼底的二维17深度相关的信号。一个两轴扫描系统、或两个单轴扫描系统使得能够计算示出眼睛眼底组织内部的体积的眼睛眼底的三维18深度相关的信号。扫描系统被连续地倾斜以将样品臂11的光束指向眼睛眼底内部的不同点，以在组织的面积或体积上记录深度相关的信号15。
[0101]
优选地，本发明还包括光学成像系统19——被例示在图4中，收集由眼睛眼底1散
射的经巩膜斜向照明光，并且在一个或多个光敏检测器(摄像机)(35，36)上形成眼睛眼底的一个或多个面向前的(正面)图像(51)。光学成像系统19包括光学透镜和反射镜以将眼睛眼底平面与摄像机的检测器平面共轭。因此，摄像机能够捕获由眼睛眼底散射的光并且产生眼睛眼底的图像。通过利用光学透镜的焦距，可以在不同的摄像机上产生眼睛眼底的具有不同的放大率的图像。
[0102]
在一个实施方案中，根据图4，由于长焦距成像透镜47，在摄像机36上产生高分辨率的面向前的图像。在同一个实施方案中，由于较短焦距成像透镜46，在摄像机35上产生大视场的面向前的图像。
[0103]
根据一个实施方案，如在图5中所例示的，面向前的图像51的系列被分析并且被处理以提取时间相关的信息并且增强诸如血管的随时间改变的生物体的对比度。
[0104]
根据图6，眼睛眼底的面向前的图像51的系列，包含随时间改变的视网膜血管52和其他静态组织结构53。由于血液信号是随时间改变的，因此在计算时间相关图像41时，仅从图像序列提取血管图像(血管造影)。
[0105]
优选地，照明巩膜4的光源通过提供功能信息的装置或两个led40和41(图7)具有不同的波长。不同的波长被用于面向前的图像，并且所述图像被处理以提取视网膜的功能信息，诸如但不限于血液流动氧合或视网膜色素上皮(rpe)细胞健康。
[0106]
led 40和41具有810nm和890nm的峰波长，由于氧合血红蛋白对非氧合血红蛋白的不同吸收曲线，从而允许对血管的氧合的区分。
[0107]
根据图7示出了一个实施方式，其中具有不同峰波长λ1和λ2的两个led 40和41被用来提供经巩膜照明的两个源。它们由于二向色镜39而被结合，并且由于经巩膜光递送系统2而照明眼睛6的巩膜。
[0108]
根据本发明的一个具体实施方案，光学相干断层摄影术深度相关的信号15提供眼睛眼底组织内的面向前的图像的深度信息。如上文所描述的，深度相关的信号包含关于眼睛眼底组织的深度生物结构的信息。面向前的图像示出了相同组织内部的面向前的成像平面，但是此成像平面的精确深度并不容易自行定位。产生面向前的图像26、27、28、29的光学成像系统19具有能够改变成像平面的深度的聚焦系统。使用oct系统7和面向前的成像聚焦系统的已知校准，可以根据oct深度相关的信号15推断出面向前的成像平面的深度。
[0109]
根据另一个实施方案，本发明还包括针对至少一个面向前的图像对眼睛的光学像差的校正。在眼睛内部的成像的横向分辨率受其瞳孔尺寸和眼睛的光学像差限制。成像的横向分辨率与眼睛眼底组织内部可观察到的最小元素直接相关。更好的或更高的横向分辨率意味着，可以观察到更小的元素，并且更多的细节在组织内部是可见的。增加此横向分辨率并且最大化组织中可见的细节的一种方式是通过计算装置或光学元件来校正眼睛的像差。如果像差被完全校正，人们达到在眼睛内部的所谓的衍射限制的成像性能(即由于眼睛瞳孔的有限孔径尺寸而仅受光的衍射限制)。
[0110]
有利地，对像差的校正由静态光学元件执行。静态光学元件是但不限于用于散焦、散光、badal系统的反射镜校正的定制透镜。
[0111]
替代地，对像差的校正是使用图像处理技术在记录的图像上计算地执行的。对像差的计算校正包括但不限于使用眼睛的像差的度量(measure)和光学成像系统且数字地修改图像以考虑和校正所述像差。
[0112]
替代地，对像差的校正是通过对像差的测量而实时地执行的——根据图6，使用经瞳孔探测光源30和波前传感器31以及能够对收集的光波前进行空间整形的波前校正器32。对眼睛的像差的校正的此原理通常被称为自适应光学回路并且由以下组成：经瞳孔探测光源30被聚焦在眼睛眼底上。聚焦的光的一小部分被反向散射并且照明放置在瞳孔共轭平面42中的波前传感器31。波前传感器优选地被实施为shack-hartmann传感器。波前传感器被放置在与眼睛瞳孔平面共轭的平面中。记录在波前传感器上的图像允许对与眼睛的像差相关的光波前像差的度量。计算并且应用对波前校正器32的控制。波前校正器是但不限于可变形反射镜、可调节透镜、液晶调制器。波前校正器被放置在眼睛瞳孔8和波前传感器31之间的共轭眼睛瞳孔平面中。波前校正器32的形状的改变将试图消除眼睛的像差。
[0113]
根据又另一个实施方案，如在图9中所示出的，本发明还包括经瞳孔泛光照明源44和成像系统，所述成像系统通过来自所述照明源的反向散射的光产生眼睛眼底1的面向前的图像。
[0114]
根据本发明，深度相关的信号15被处理以提供直接反馈来调整面向前的图像的成像深度。
[0115]
优选地，用于像差测量的经瞳孔探测光源30与oct光源9相同。
[0116]
本发明还包括校准步骤以将深度相关的信号15的深度标度与经巩膜信号中的一个匹配。
[0117]
图像获取过程根据所需的成像模态——暗场或相位/吸收——而不同。对于暗场，可以仅使用一个照明点来执行成像，而无需图像处理。通过将针对不同的成像区域获得的图像拼接在一起可以获得更宽的视场。
[0118]
经巩膜照明具有增加使用经瞳孔泛光照明观察到的视网膜的低对比度的两个有吸引力的属性。首先，由于sce，几乎没有高角度的经巩膜照明光被耦合到光感受器中，从而允许大部分光到达rpe层。其次，没有直接的反向散射的照明光被成像系统收集，因为不存在与穿过瞳孔定位的收集路径重叠。因此，只有被不同的视网膜层多次散射的光进入光学系统并且到达摄像机，从而提供暗场成像状况。照明角度远大于经由穿过瞳孔的照明可获得的角度，从而创建视网膜空间频率的非均匀激发，该非均匀激发增强透明物体的对比度。
[0119]
如上文所描述的，本发明涉及一种眼科照明系统和成像设备，用于经巩膜照明、细胞水平面向前的高分辨率成像、大视场成像和眼睛眼底的深度可视化。由于经巩膜照明与对眼睛的光学像差的校正耦合提供高分辨率图像，并且通过光学相干断层摄影术提供深度可视化。
[0120]
在第一实施方案中，根据图1，该系统包括但不限于与oct系统7组合的经巩膜光递送系统2，该经巩膜光递送系统2具有一个或多个发射区域3，所述一个或多个发射区域3无任何接触地照明巩膜4，意在进而倾斜地照明眼睛眼底1，该oct系统7包括oct光源9、光学分束器12、参考臂10、样品臂11和光检测臂14并且提供深度相关的信号15。
[0121]
在另一个实施方案中，根据图4，该系统包括但不限于：以高分辨率——以小于2μm/像素的数字采样对视网膜进行成像的主视网膜高分辨率摄像机36和以2μm/像素的数字采样在更大视场(通常大于30
°
)上对视网膜成像的第二大视场视网膜摄像机35。
[0122]
此外，主视网膜摄像机光路包括自适应光学回路以校正眼睛的像差。自适应光学回路包括但不限于指向眼睛的瞳孔的波前感测光源、测量来自眼睛眼底的反向散射的光的
shack-hartmann波前传感器31和可变形反射镜19。波前传感器31实时测量眼睛光学像差并且将控制反馈发送到可变形反射镜。波前感测源是但不限于激光源、超荧光二极管17或发光二极管(led)。经瞳孔探测光源30被划分在2个臂(样品臂11和参考臂10)中用于执行干涉。从视网膜反向散射的信号被分成两部分；一部分将被用于波前测量5，并且另一部分用于测量与参考臂10的干涉。
[0123]
在另一个实施方案中，根据图4，大视场面向前的图像由oct系统7或诸如扫描激光检眼镜(slo)的另一个眼睛扫描系统产生。两轴旋转反射镜31或一对单轴旋转反射镜准许oct或扫描系统45通过三维18深度相关的信号15对眼睛眼底组织进行成像。
[0124]
在另一个实施方案中，根据图9，在该系统中包括经瞳孔泛光光源44，以在大区域34上提供对眼睛眼底1的经瞳孔泛光照明。经瞳孔光源33是但不限于led。来自此源并且由眼睛眼底1反向散射的光被用来在主视网膜摄像机25上在光感受器细胞中创建高分辨率图像。光感受器细胞是反射进入眼睛瞳孔8的光的一部分的定向细胞，并且因此与经巩膜照明相比当使用经瞳孔照明时是更好的可观察的。
[0125]
根据图10，光束被引导朝向巩膜4或朝向眼睛6的瞳孔8。来自经瞳孔照明23的反向散射的光被收集以生成以下：
[0126]-经瞳孔视网膜解剖或血管造影图像24
[0127]-光学相干断层摄影术视网膜解剖图像25
[0128]
从经巩膜照明多次散射的光22被收集以产生以下：
[0129]-经巩膜大视场视网膜解剖图像26
[0130]-经巩膜大视场视网膜血管造影图像27
[0131]-经巩膜高分辨率视网膜解剖图像28
[0132]-经巩膜高分辨率视网膜血管造影图像29。
[0133]
根据图11，在照明眼睛6之后，多次散射的光被眼科照明系统收集。用于oct 9或用于波前经瞳孔探测30的光源通过瞳孔8照明眼睛6。用于波前感测的经瞳孔探测光源30被记录在波前传感器31上并且将反馈给予波前校正器32以校正眼睛像差。用于波前感测的同一经瞳孔探测光源30可以与oct源9相同。oct系统7包括用于其参考反射镜33的参考臂10。光纤分束器22向眼睛6发送光或从眼睛6收集光。分束器23向oct光源17发送光并且从oct光源17收集光。经巩膜光源16照明眼睛6并且从经巩膜照明多次散射的光22被收集。视网膜14被成像在大视场摄像机35和高分辨率摄像机25上。摄像机的传感器是共轭视网膜平面43。
[0134]
以实施方案的形式呈现以下方案：
[0135]-经巩膜照明系统与光学相干断层摄影术系统7耦合。
[0136]
根据图1和图4，oct系统7包括朝向瞳孔8的光束、oct光源13、参考反射镜33、光纤分束器22、衍射光栅37、多像素光敏检测器27。在照明视网膜之后，来自经瞳孔照明23的反向散射的光由于分束器23被收集并且被发送到oct系统7，并且被记录在由衍射光栅37和光检测器13组成的分光仪38上。
[0137]
高分辨率成像系统收集离开瞳孔8的经巩膜照明光，并且使用自适应光学系统校正眼睛的光学像差。
[0138]
根据图1和图2，朝向巩膜2(经巩膜光递送系统)的束在眼睛包膜组织内部透射和扩散之后照明眼睛眼底1，并且从经巩膜照明多次散射的光22由成像系统收集，并且视网膜
被成像在高分辨率摄像机36和大视场摄像机35上。由于波前传感器31和波前校正器32校正光学像差。
[0139]
自适应光学系统由指向眼睛瞳孔并且在眼睛眼底1上反射的探测源、通过分析探测源反射来测量眼睛像差的波前传感器31和基于波前传感器31测量结果校正眼睛像差的波前校正器32组成。
[0140]
根据图2，探测光源18聚焦在视网膜上，并且波前传感器31测量眼睛像差。
[0141]
波前探测源被用来针对一个部分测量波前并且针对另一部分产生干涉。
[0142]
根据图2，探测光源18还被用于oct光源9。借助于但不限于分束器23、二向色镜39在强度上、或在波长上执行分束。
[0143]
光学相干断层摄影术信号7被处理以将反馈递送到自适应光学系统，以使高分辨率成像系统聚焦在所选择的深度处。
[0144]
为了基于深度相关的信号15计算反馈，需要校准步骤以使使用oct系统7获得的光学深度与其他成像模态的光学深度匹配。校准包括参考反射镜33的定位、波前校正器的施加的零散焦项的调整成像深度以及oct深度与其他成像模态深度之间的关系的知识，这取决于两者的波长。
[0145]
根据图12，来自分光仪38的深度相关的信号15被分析以适应波前校正器32并且聚焦在期望的视网膜层上。
[0146]
由于与波前探测源18耦合的傅里叶域设置，获得深度相关的信号7，但不限于此。
[0147]
使用但不限于时间相关的方法来处理基于经巩膜的图像，以提取血液流动的功能图像。
[0148]
根据图11，使用经瞳孔泛光照明源44、由于被实施为全场oct的oct系统7，获得与深度相关的信号15。
[0149]
根据图10，朝向巩膜的束2被用来提供：
[0150]-经巩膜大视场视网膜解剖图像26
[0151]-经巩膜大视场视网膜血管造影图像27
[0152]-经巩膜高分辨率视网膜解剖图像28
[0153]-经巩膜高分辨率视网膜血管造影图像29。
[0154]
本领域技术人员将理解，本文所描述的本发明易于作出除具体描述的变化和修改之外的变化和修改。应理解，在不脱离本发明的精神或必要特性的情况下，本发明包括所有这样的变化和修改。本发明还包括在本说明书中单独地或共同地提到或指示的所有步骤、特征、组合物和化合物，以及所述步骤或特征中的任何一个和所有组合或任何两个或更多个。因此，本公开内容被视为在所有方面是例示性的而非限制性的，本发明的范围由所附权利要求指示，并且在等同的含义和范围内的所有改变都意在被包含在其中。
[0155]
在整个本说明书中引用了多个参考文献，所述参考文献中的每个通过引用的方式整体并入本文。
[0156]
参考数字
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[0159]