专利名称：眼科设备和血流速度计算方法
技术领域：
本发明涉及血流速度计算设备和方法。更具体地，本发明涉及眼科医疗诊断可使用的血流速度计算设备和方法。
背景技术：
作为基于共焦点激光显微镜的原理进行工作的眼科设备的扫描激光检眼镜(SLO) 是这样一种设备可以利用激光束(即，测量光束)对眼睛的眼底(以下称为眼底)进行光栅扫描，并且可以基于返回激光束的强度来高速获得眼底的高分辨率平面图像。以下将能够拍摄平面图像的设备称为SLO设备。如果在SLO设备中可以使用光束直径大的测量光束，则该SLO设备可以获取水平分辨率优良的视网膜的平面图像。然而，随着测量光束的光束直径的变大，所获取到的视网膜的平面图像的S/N比和分辨率由于被检眼可能产生的像差而趋于劣化。传统上可利用自适应光学SLO设备来解决上述问题。该自适应光学SLO设备包括可以对被检眼的像差进行实时测量的波前传感器。该自适应光学SLO设备包括配备有如下的波前校正装置的自适应光学系统，其中，该波前校正装置可以对被检眼可能产生的测量光束或其返回光束的像差进行校正。因而，该自适应光学SLO设备可以获取水平分辨率优良的平面图像。此夕卜，如 “Joy A. Martin, Austin Roorda, Direct and Noninvasive Assessment of Parafoveal Capillary Leukocyte Velocity. Ophthalmology, 2005 ;112 :2219，，所述， 传统上可以使用自适应光学SLO设备来连续获取水平分辨率优良的视网膜平面图像并基于血球在毛细血管内的移动距离来计算血流速度。该文献所论述的血流速度的计算是基于前一平面图像的获取时刻和下一平面图像的获取时刻之间的持续时间(即，获取一个平面图像所需的时间)而进行的。如上所述，SLO设备是包括如下扫描单元的设备，其中，该扫描单元用于利用测量光束对视网膜进行光栅扫描以获取各视网膜平面图像。因此，摄像操作的时刻可能根据获取到的平面图像中的位置而变化。因此，要计算的血流速度的测量范围可能依赖于扫描单元的扫描方向。
发明内容
根据本发明的一方面，一种眼科设备，包括照射单元，用于利用进行扫描的扫描单元所发射的测量光束来照射被检眼；第一获取单元，用于基于所述扫描单元在第一副扫描方向上进行扫描期间来自所述被检眼的返回测量光束，来获取所述被检眼的第一图像； 第二获取单元，用于基于所述扫描单元在与所述第一副扫描方向相反的第二副扫描方向上进行扫描期间从所述被检眼传送来的返回测量光束，在与所述第一图像的获取时刻不同的时刻处获取所述被检眼的第二图像；以及计算单元，用于基于所述第一图像中的血球的位置和所述第二图像中的所述血球的位置以及基于所述扫描单元的副扫描方向，来计算所述被检眼的血流速度。根据本发明的另一方面，一种血流速度计算方法，包括以下步骤利用进行扫描的扫描单元所发射的测量光束来照射被检眼；基于所述扫描单元在第一副扫描方向上进行扫描期间来自所述被检眼的返回测量光束，来获取所述被检眼的第一图像；基于所述扫描单元在与所述第一副扫描方向相反的第二副扫描方向上进行扫描期间从所述被检眼传送来的返回测量光束，在与所述第一图像的获取时刻不同的时刻处获取所述被检眼的第二图像；以及基于所述第一图像中的血球的位置和所述第二图像中的所述血球的位置以及基于所述扫描单元的副扫描方向，来计算所述被检眼的血流速度。根据本发明的眼科设备可以防止血流速度的测量范围根据扫描单元的扫描方向而变化。通过以下参考附图对典型实施例的详细说明，本发明的其它特征和方面将变得明
Mo
包含在说明书中并构成说明书一部分的附图示出了本发明的典型实施例、特征和方面，并和说明书一起用来解释本发明的原理。图1示出根据本发明第一典型实施例的SLO设备的整体结构。图2A 2G示出根据本发明第一典型实施例的SLO设备可以实现的示例图像获取方法。图3A和:3B示出根据本发明第一典型实施例的SLO设备可以实现的示例血流速度计算方法。图4示出根据本发明第二典型实施例的复合设备的整体结构。图5A、5B和5C示出根据本发明第二典型实施例的复合设备可以实现的示例图像获取方法。
具体实施例方式以下将参考附图来详细说明本发明的各种典型实施例、特征和方面。根据本发明的血流速度计算设备(即，眼科设备)包括如下的照射单元，其中，该照射单元用于利用扫描单元(例如，XY扫描器119)所扫描的测量光束来照射被检眼。此夕卜，该设备包括如下的第一获取单元(例如，个人计算机12 ，其中，该第一获取单元用于基于扫描单元在第一副扫描方向上进行扫描期间从被检眼传送来的返回测量光束，来获取被检眼的第一图像(平面图像)。此外，该设备包括如下的第二获取单元(例如，个人计算机125)，其中，该第二获取单元用于基于扫描单元在与第一副扫描方向相反的第二副扫描方向上进行扫描期间从被检眼传送来的返回测量光束，在与第一图像的获取时刻不同的时刻处获取被检眼的第二图像(平面图像)。此外，该设备包括如下的计算单元(例如，个人计算机125)，其中，该计算单元用于基于第一图像中的血球位置和第二图像中的血球位置以及基于扫描单元的副扫描方向来计算被检眼的血流速度。
此外，当该设备进行扫描操作时，可以将第一副扫描方向的扫描速度设置为与第二副扫描方向的扫描速度相同。此外，该设备可以以使扫描角度在时间上呈三角波形状进行改变的方式来驱动扫描单元。此外，该设备的计算单元可被配置为基于第一图像中的血球位置、第二图像中的血球位置、扫描单元的副扫描方向和扫描单元的扫描速度来计算被检眼的血流速度。此外，该设备可以包括如下的显示单元(例如，个人计算机125的显示装置)，其中，该显示单元用于显示第一图像和第二图像。此外，该设备可以包括如下的图像处理单元(例如，个人计算机12 ，其中，该图像处理单元用于对第一图像和第二图像进行图像处理，以突出显示分别包括在显示单元所显示的第一图像和第二图像中的血球。此外，该设备可以包括如下的选择单元(例如，个人计算机25的鼠标)，其中，该选择单元用于选择分别包括在显示单元上所显示的第一图像和第二图像中的血球。此外，该设备的计算单元可被配置为基于由选择单元选择的分别包括在第一图像和第二图像中的血球来计算被检眼的血流速度。此外，该设备可以包括如下的图像生成单元(例如，个人计算机12 ，其中，该图像生成单元用于基于第一图像和第二图像来生成时空图像。此外，该设备可以包括如下的像差测量单元(例如，波前传感器155)，其中，该像差测量单元用于测量被检眼所产生的像差。此外，该设备可以包括如下的空间光调制单元 (例如，空间光调制器)，其中，该空间光调制单元位于与像差测量单元光学共轭的位置处， 并用于对测量光束和返回测量光束中的至少一个进行调制。此外，该设备可以包括如下的控制单元(例如，空间光调制器驱动器184)，其中， 该控制单元用于基于像差测量单元所获得的测量结果来控制空间光调制单元的调制量以校正像差。此外，该设备可以包括如下的分割单元(例如，光耦合器131)，其中，该分割单元用于将从光源接收到的光分割成测量光束和参考光束。此外，该设备可以包括如下的单元 (例如，光耦合器131)，其中，该单元用于使从被检眼传送来的返回测量光束与经由参考光路传送来的参考光束进行干涉。此外，该设备可以包括如下的单元(例如，线传感器139)，其中，该单元用于检测通过干涉所生成的干涉信号的强度。该设备可以包括如下的断层图像获取单元(例如，个人计算机12 ，其中，该断层图像获取单元用于基于检测单元所检测到的强度来获取被检眼的断层图像。此外，该设备可以包括如下的转换单元(例如，检测器138)，其中，该转换单元用于检测来自被检眼的返回测量光束并将检测到的光束转换成电信号。此外，该设备可以包括如下的光引导单元(例如，可动分束器161)，其中，该光引导单元位于连接光源和被检眼的光路上并用于将返回光束引导至转换单元。此外，该设备的第一获取单元和第二获取单元可被配置为基于转换单元可获得的电信号的强度来获取被检眼的第一图像和被检眼的第二图像。此外，该设备的计算单元可被配置为基于使用断层图像所获取到的被检眼的血管的三维分布，根据血流速度来计算三维空间内的血流速度。此外，根据本发明的示例血流速度计算方法包括以下处理照射处理，用于利用扫CN 102525408 A描单元所扫描的测量光束来照射被检眼；以及第一获取处理，用于基于扫描单元在第一副扫描方向上进行扫描期间来自被检眼的返回测量光束来获取被检眼的第一图像。此外，该血流速度计算方法包括如下的第二获取处理，其中，该第二获取处理用于基于扫描单元在与第一副扫描方向相反的第二副扫描方向上进行扫描期间从被检眼传送来的返回测量光束，在与第一图像的获取时刻不同的时刻处获取被检眼的第二图像。此外， 该血流速度计算方法包括如下的计算处理，其中，该计算处理用于基于第一图像中的血球位置和第二图像中的血球位置以及基于扫描单元的副扫描方向来计算被检眼的血流速度。该设备包括如下的照射单元(可被称为“照明光学系统”)，其中，该照射单元用于在扫描单元进行扫描时利用测量光束来照射被检眼。此外，该设备包括如下的获取单元，其中，该获取单元用于基于扫描单元在第一副扫描方向上进行扫描期间从被检眼传送来的返回测量光束来获取被检眼的第一图像(即，第一平面图像)，并且还基于扫描单元在第二副扫描方向(例如，与第一副扫描方向相反的方向)上进行扫描期间从被检眼传送来的返回光束，在与第一图像的获取时刻不同的时刻处获取被检眼的第二图像(例如，第二平面图像)。此外，该设备包括如下的计算单元，其中，该计算单元用于基于包括与第一副扫描方向和第二副扫描方向有关的信息的扫描信息(例如，扫描单元的扫描速度和扫描间隔) 来计算被检眼的血流速度。因而，该设备可以考虑扫描单元的扫描方向来计算血流速度。结果，该设备可以在相对宽的测量范围内计算血流速度。在本典型实施例中，期望血流速度计算设备包括如下的指示单元，其中，该指示单元用于指示第一图像的第一位置(例如，包括血球的部分图像)和第二图像的第二位置 (例如，包括血球的部分图像)。例如，该指示单元是可用于移动光标的鼠标。此外，该指示单元可被配置为指示强度大于预定值的图像。此外，期望该设备用于基于第一位置和第二位置以及基于扫描单元的扫描速度和扫描间隔(即，基于第一位置的获取时刻和第二位置的获取时刻之间的持续时间以及基于在该持续时间内血球所移动的距离)来计算被检眼的血流速度。因而，该设备不仅可以使用第一平面图像的获取时间，还可以使用扫描单元对第二图像内与第一位置相对应的位置和第二位置之间的距离进行扫描的扫描时间(即，扫描单元的扫描速度和扫描间隔)。因而，该设备可以使用第一平面图像中的血球位置(即，第一位置)的获取时刻和第二平面图像内的血球位置(即，第二位置)的获取时刻之间的、扫描单元进行扫描的持续时间来精确地计算血流速度。以下将详细说明根据本发明的典型实施例。根据第一典型实施例的光学图像摄像设备是包括自适应光学系统的SLO设备。该SLO设备可以拍摄对象视网膜的具有优良水平分辨率的平面图像(即，SLO图像)，并且可以基于获取到的平面图像来计算血流速度。根据本典型实施例的SLO设备包括如下的空间光调制器，其中，该空间光调制器可以对被检眼的光学像差进行校正以获取平面图像。根据本典型实施例的SLO设备可以获得不受被检眼的屈光度或光学像差影响的良好平面图像。根据本典型实施例的SLO设备包括用于拍摄水平分辨率优良的平面图像的自适应光学系统。然而，如果该SLO设备可以适当地拍摄血管或血球的图像，则可以不需要该自适应光学系统。
首先，以下将参考图1来详细说明根据本典型实施例的SLO设备109的示意结构。光耦合器131可以将从光源101接收到的光分割成参考光束105和测量光束106。 SLO设备109可以将测量光束106经由单模光纤130-4、第一空间光调制器159-1和第二空间光调制器159-2、XY扫描器119以及多个球面镜160-1 160-9引导至被检眼107(即， 观察对象)。测量光束106在遇到被检眼107时发生反射和散射，并且作为返回光束108向着检测器138入射。检测器138可以将返回光束108的光强度转换成电压信号。检测器138 可以基于所获得的电压信号形成被检眼107的平面图像。此外，检测器138可以基于获取到的平面图像计算血流速度。根据本典型实施例的光学系统不限于使用球面镜的反射光学系统，还可被配置成代替使用球面镜而是使用多个透镜的折射光学系统。此外，根据本典型实施例的光学系统可被配置为代替使用反射型空间光调制器而是使用透过型空间光调制器。光源101及其外围组件具有以下结构。光源101是作为代表性的低相干光源的超发光二极管(SLD)。光源101可以发射波长为830nm且带宽为50nm的光。根据本典型实施例的低相干光源可以用来获取斑点噪声成分较少的平面图像。此外，该光源的类型不限于 SLD，并且可以是诸如放大自发辐射光源(ASE)等的其它类型，只要其可以发射低相干光即可。此外，当测量对象是眼睛时，期望波长处于近红外光的范围内。此外，由于该波长会影响所获得的平面图像的水平分辨率，因此期望波长充分短(本典型实施例中为 830nm)。针对光源101要选择的波长可以根据要测量的观察对象而有所变化。从光源101发射的光可以经由单模光纤130-1被引导至光耦合器131，并按96 4 的比率被分割成参考光束105和测量光束106。SLO设备109包括偏光控制器153。参考光束105沿着以下光路行进。光耦合器131进行分割得到的参考光束105可以经由光纤130-2到达光量测量设备164。光量测量设备164可以测量参考光束105的量并监视参考光束105的量。测量光束106沿着以下光路行进。光耦合器131进行分割得到的测量光束106可以经由单模光纤130-4到达透镜135-4。测量光束106在穿过透镜135-4之后被调整为光束直径为4mm的平行光束。然后，测量光束106穿过分束器158，并且在被球面镜160-1和 160-2顺次反射之后，可以到达第一空间光调制器159-1。在本典型实施例中，第一空间光调制器159-1配置在第一空间光调制器159-1可以对(与图面平行的)P偏光的相位进行调制的预定方向上。此外，测量光束106可以由第一空间光调制器159-1进行调制并由球面镜160_3 和160-4顺次反射，然后可以到达第二空间光调制器159-2。在本典型实施例中，第二空间光调制器159-2配置在第二空间光调制器159-2可以对(与图面垂直的)S偏光的相位进行调制的预定方向上。在本典型实施例中，空间光调制器159-1和159-2各自利用液晶的取向性 (orientation property)进行调制。因此，各空间光调制器可以对特定方向的偏光分量进行调制。因此，如上所述，可以通过对测量光束106连续进行P偏光分量调制和S偏光分量调制来对测量光束106的各偏光分量进行调制。
如上所述，期望设置在空间光调制器159-1中的液晶的取向方向垂直于设置在空间光调制器159-2中的液晶的取向方向。实际上，空间光调制器159-1和159-2的取向方向没有必要彼此垂直但必须彼此不同。在本典型实施例中，个人计算机152可以对设置在驱动器单元181中的空间光调制器驱动器184进行控制以驱动空间光调制器159-1和159-2这两者。此外，测量光束106可以由第二空间光调制器159-2进行调制并且由球面镜160_5 和160-6顺次反射，然后可以到达XY扫描器119的镜。为了简化说明，图1所示的XY扫描器119仅具有一个镜。然而，在实际配置中，用于X扫描器和Y扫描器的两个镜相邻配置。 XY扫描器119可以在与光轴垂直的方向上对视网膜127进行光栅扫描。此外，测量光束106 的中心被调整为与设置在XY扫描器119中的镜的转动中心一致。在本典型实施例中，X扫描器是可以利用测量光束106在与图面平行的方向上进行扫描的共振扫描器。X扫描器的驱动频率约为7. 9kHz。此外，Y扫描器是可以利用测量光束106在与图面垂直的方向上进行扫描的电扫描器(Galvano scanner)。Y扫描器的驱动波形的形状为三角形。Y扫描器的频率为38Hz。Y扫描器的驱动频率是计算血流速度时用以确定SLO设备109要进行的摄像操作的帧频的重要参数。然而，可以根据要测量的血流速度或者根据测量范围来选择任意其它的驱动频率。在本典型实施例中，X扫描器进行主扫描(水平扫描)，并且Y扫描器进行副扫描(垂直扫描)。更具体地，高速扫描是主扫描并且低速扫描是副扫描。在本典型实施例中，个人计算机125可以对设置在驱动器单元181中的光学扫描器驱动器182进行控制以驱动XY扫描器119。球面镜160-7 160-9构成了可以对视网膜 127进行扫描的光学系统。该光学系统具有利用测量光束106围绕位于角膜126附近的支点对视网膜127进行扫描的作用。在本典型实施例中，测量光束106的光束直径为4mm。然而，测量光束106的光束直径可以足够大以获取高分辨率断层图像。此外，驱动器单元181可以使电动台117在由箭头所示的方向上移动以调整相关联的球面镜160-8的位置。在本典型实施例中，个人计算机125可以对设置在驱动器单元 181中的电动台驱动器183进行控制以驱动电动台117。当驱动器单元181使电动台117移动以调整球面镜160_8的位置时，可以使测量光束106聚焦于被检眼107的视网膜127中的预定层并且可以从视觉上进行识别。此外， 例如，如果被检眼107存在屈光异常，则对球面镜160-8的位置进行调整是有用的。测量光束106在遇到被检眼107时在视网膜127上发生反射和散射并且作为返回光束108再次向着光耦合器131入射，并且经由单模光纤130-3到达检测器138。检测器 138例如是诸如雪崩光电二极管(APD)或光电倍增管(PMT)等的高速高灵敏度的光学传感
ο第二空间光调制器159-2和第一空间光调制器159-1可以针对S偏光分量和P偏光分量这两者来调制返回光束108。此外，分束器158进行分割得到的返回光束108的一部分到达波前传感器155。波前传感器155可以测量在被检眼107中产生的返回光束108的像差。在本典型实施例中，SLO设备109仅包括一个波前传感器155。然而，SLO设备109可被配置成包括两个波前传感器以针对各偏光分量测量像差。波前传感器155电连接至个人计算机125。在本典型实施例中，对球面镜160-1 160-9进行配置，以使得角膜126、XY 扫描器119、波前传感器155以及空间光调制器159-1和159-2彼此光学共轭。因此，波前传感器155可以测量被检眼107的像差。此外，空间光调制器159_1和
159-2可以校正被检眼107的像差。此外，当个人计算机125基于该像差(S卩，波前传感器155的测量结果)对空间光调制器159-1和159-2进行实时控制时，可以校正被检眼107所产生的像差，并且可以获取水平分辨率优良的平面图像。在本典型实施例中，根据被检眼107的像差(屈光异常)，球面镜160-8可被柱面镜代替。此外，可以将新的透镜附加地放置在测量光束106的光路上。在本典型实施例中， SLO设备109使用测量光束106来实现利用波前传感器155的像差测量。然而，可以使用任意其它光源来进行像差测量。此外，可以设置像差测量专用的任意其它光路。例如，可使用分束器来使像差测量光入射到位于球面镜160-9和角膜1 之间的
点ο根据本典型实施例的测量系统具有以下结构。SLO设备109可以获取能够基于来自视网膜127的返回光束108而构成的平面图像(SL0图像)。返回光束108、即在视网膜127上发生反射和散射的光经由球面镜160_1
160-9、空间光调制器159-1和159-2以及光耦合器131到达检测器138。检测器138将光强度转换成电压信号。设置在个人计算机125中的模拟/数字(AD)板176将检测器138所获得的电压信号转换成数字值。个人计算机125与XY扫描器119的操作或XY扫描器119的驱动频率同步地进行数据处理以形成平面图像。在本典型实施例中，AD板176的数据获取速率为 15MHz。此外，分束器158进行分割得到的返回光束108的一部分到达波前传感器155。波前传感器155测量返回光束108的像差。波前传感器155是夏克-哈特曼(Shack-Hartmarm) 波前传感器。因而，波前传感器巧5可以使用泽尼克(krnike)多项式来表示所获得的像差(即，被检眼107的像差)。泽尼克多项式表达式包括倾斜项、散焦项、像散项、彗差项和三叶草项。接着，以下参考图2A 2G来说明示例平面图像(SL0图像)获取方法。SLO设备 109可以在使检测器138获取返回光束108的强度期间，通过控制XY扫描器119来连续获取视网膜127的平面图像(即，与光轴垂直的平面上的图像)。在本典型实施例中，SLO设备109在XY扫描器119向着+Y轴移动时连续拍摄第一平面图像，并且在XY扫描器119向着-Y轴移动时连续拍摄第二平面图像。图2A示意性示出可以利用SLO设备109进行观察的被检眼107。如图2A所示，测量光束106在穿过角膜1 之后到达视网膜127，并且在各个位置处发生反射和散射，然后作为返回光束108向着检测器138入射。此外，如图2B所示，可以在沿着X轴驱动XY扫描器119期间通过检测返回光束 108的强度来获得沿着X轴的各位置的信息。
图2C是示出XY扫描器119的示例操作的时序图129。在图2C中，横轴表示时间并且纵轴表示视网膜127的摄像范围192内的测量光束位置。此外，个人计算机125控制驱动器单元181，以在图2C所示的时序图129中的时刻 tl和时刻t2之间的持续时间内同时驱动XY扫描器119的X轴和Y轴。在这种情况下，如图2D所示，XY扫描器119在存在视网膜127的摄像范围192内沿着轨迹193利用测量光束106进行光栅扫描。当检测器138检测到返回光束108的强度时，个人计算机125可以获得返回光束108的二维强度分布、即平面图像。在这种情况下获得的平面图像被称为第一平面图像177-1 (参见图2E)。第一平面图像177-1包括与返回光束108的强度相对较大的光感受细胞群179相对应的较亮区域以及与返回光束108的强度相对较低的血管178相对应的较暗区域。第一平面图像177-1包括与血管178内所包括的血球194相对应的较亮区域。在本典型实施例中，平面图像177的大小为700μπιΧ350μπι。此外，在图2D中，轨迹193的点S和点E分别与图2C所示的时刻11和时刻t2相对应。时刻tl和时刻t2之间的时间段约为13.2ms。更具体地，拍摄第一平面图像177-1 所需的时间为13. 2ms0上述时间是基于Y扫描器的驱动频率38Hz的。同样，个人计算机125控制驱动器单元181，以在图2C所示的时序图129中的时刻 t2和时刻t3之间的持续时间内同时驱动XY扫描器119的X轴和Y轴。在这种情况下，如图2F所示，XY扫描器119在存在视网膜127的摄像区域192内沿着轨迹193利用测量光束106进行光栅扫描。当检测器138检测到返回光束108的强度时，个人计算机125可以获得第二平面图像177-2 (参见图2G)。第二平面图像177-2包括与光感受细胞群179相对应的较亮区域、与血管178相对应的较暗区域、以及与血球194相对应的较亮区域。应当理解，血球194在连续拍摄到的第一平面图像177-1的拍摄时刻和第二平面图像177-2的拍摄时刻之间已在血管178内移动了一段距离。此外，为了简化说明，图2D 和2F基于X方向上进行的较少的扫描操作次数来示意性示出轨迹193。此外，个人计算机125可以从连续获取到的多个平面图像177中提取包括血球194 的血管178。个人计算机125可以通过按拍摄顺序叠加提取出的血管图像来生成时空图像。 因而，个人计算机125可以容易地检测到移动中的血球194或血流速度。接着，参考图3A和;3B来说明用于基于连续获取到的平面图像来计算血流速度的示例方法。在XY扫描器119在存在视网膜127的摄像范围内连续进行光栅扫描的情况下， SLO设备109可以连续获取平面图像。图3A和;3B示出根据上述方法获取到的在时间上连续的两个平面图像191_1和 191-2。可以将这些平面图像191-1和191-2彼此并列地显示在个人计算机125的显示装置上。图3A和;3B所示的平面图像包括血管178、光感受细胞群179和血球194。将说明用于基于上述平面图像191-1和191-2来计算血球194的移动速度、即血流速度的示例方法。血流速度计算方法包括以下的处理(1) (5)。可以使用计算机来自动进行以下处理。在处理(1)中，个人计算机125对平面图像191-1和191_2分别进行图像处理，以突出显示血球194的图像。例如，个人计算机125将光感受细胞群179看作在时间上固定的物体，并且基于平面图像191-1和191-2之间的差来获得要突出显示的血球194的图像。此外，个人计算机125可以分别针对平面图像191-1和191-2来对由于固视期间无意识的眼动而可能引起的失真进行校正。在处理⑵中，个人计算机125获取血球194分别在平面图像191_1和191_2中的位置。在本典型实施例中，如果原点0(0，0)是各图像的右上角，则血球194的位置(测量单位μπι)在平面图像191-1中是Al (70，440)并且在平面图像191-2中是Α2 (50，430)。 计算机可以自动获取血球194的位置。操作员可以利用个人计算机125的鼠标来选择血球 194。在处理(3)中，个人计算机125基于处理O)中获取到的血球194的各位置来计算移动距离L (测量单位μ m)。可以使用两个位置Al和Α2之间的差来表示该移动距离L、 即 “20，10)。在处理(4)中，个人计算机125考虑光栅扫描的方向来计算移动时间T。移动时间 T是血球94移动了处理(3)中计算出的距离L所需的时间。测量光束106的副扫描方向在平面图像191-1中是+Y方向并且在平面图像191-2中是-Y方向。此外，平面图像191的大小是700 μ mX 350 μ m( S卩，在本典型实施例中为400个像素X 200个像素)。Y扫描器的频率是38Hz。Y扫描器扫描平面图像191-1和191-2所需的时间是1/38 [s]。因此，移动时间T 为0. 0218s(= (1/(38X2)) X (280/350+300/350)) 0在本典型实施例中，X扫描器可以以比Y扫描器的速度充分高的速度进行工作。因此，个人计算机125可以忽略X方向上的移动时间。在处理( 中，个人计算机125计算血流速度。在这种情况下，血球194的移动速度V (测量单位mm/s)可以通过V = L/T来定义。因此，个人计算机125获得移动速度V = (0. 917,0. 459)。血流速度的大小是1. 03mm/s。以下说明血球194的Y方向移动速度Vy的测量范围。以下在血球移动方向与副扫描方向相同的情况A下以及在血球移动方向与副扫描方向不同的情况B下，将详细说明基于连续获取到的平面图像191-1和191-2可以测量出的最大Y方向移动速度Vy。在情况A下，血球194从平面图像191-1的右端向平面图像191_2的左端移动。移动速度 Vy 是 26. 6mm/s ( = 350/ (1/(38 X 2)))。在情况B下，血球194从平面图像191-1的左端向平面图像191_2的右端移动。移动速度Vy是-26. 6mm/s ( = -350/ (1/(38 X 2)))。因此，移动速度Vy的绝对值在正的副扫描方向和负的副扫描方向这两者上都相同。传统上，在+Y方向或-Y方向上进行扫描操作。因此，血流速度的测量范围依赖于扫描方向。然而，在本典型实施例中，+Y方向上的扫描速度与-Y方向上的扫描速度相同。 因此，血流速度的测量范围不依赖于扫描方向。在本典型实施例中，术语“相同”不仅表示 “完全相同，，还表示“大致相同”。传统的扫描方法包括首先从点S向着点E进行扫描(参见图2D)，然后从点E向着点S进行扫描，并且进一步从点S向着点E再次进行扫描。在这种情况下，与从点S向着点E进行扫描所需的时间相比，从点E向着点S进行扫描所需的时间短。因此，血球移动方向与副扫描方向不同的上述情况B的测量范围宽于血球移动速度与副扫描方向相同的上述情况A的测量范围。
即使在如图2F所示副扫描方向相反的情况下，也同样得到上述关系。更具体地， 根据传统扫描方法的测量范围大致依赖于副扫描方向。换言之，根据传统扫描方法的测量范围可以根据血液流动方向而变化。如上所述，如果测量光束的副扫描方向在该设备连续获取平面图像的情况下可以反转，则无论该副扫描方向如何，都可以获得要计算的血流速度的测量范围。换言之，该测量范围变为恒定且不会根据血液流动方向而改变。此外，如果可以使获取第一图像时测量光束的垂直扫描速度与获取第二图像时测量光束的垂直扫描速度相等，则要计算的血流速度的测量范围不会根据副扫描方向而改变。此外，如果可以改变进行副扫描的电扫描器的扫描角度以形成时间上的三角波形状，则测量光束的垂直扫描速度保持相同，并且要计算的血流速度的测量范围不会根据副扫描方向而改变。此外，如果该方法包括计算沿着血球在血管内的移动路径的不同血球位置处所拍摄的两个血球图像之间的时间差、并基于计算出的该时间差计算血球的移动速度，则可以精确地计算出血流速度。此外，如果该方法包括对拍摄到的各平面图像适当进行图像处理以突出显示血球的图像，则可以精确地计算出血流速度。此外，可以以较高的概率计算出血流速度。此外，如果可以从平面图像手动选择血球，则例如即使当该平面图像的S/N比较低时，也可以以较高的概率计算出血流速度。此外，如果可以从平面图像自动选择血球，则可以容易地计算出血流速度。此外，如果该方法包括基于连续拍摄到的平面图像来生成并显示时空图像，则可以容易地检测到移动中的血球或血流速度。此外，在该设备包括如下的空间光调制单元、像差测量单元和控制单元并且空间光调制单元被配置为在与像差测量单元光学共轭的位置处进行调制的情况下，可以获取到水平分辨率优良的平面图像并且可以计算出薄血管的血流速度，其中空间光调制单元用于对测量光束和返回光束中的至少一个进行调制，像差测量单元用于测量被检眼所产生的像差，并且控制单元用于基于像差测量单元所获得的测量结果来控制空间光调制单元的调制量以校正像差。根据第二典型实施例的光学图像摄像设备是包括SLO设备和光学相干断层成像 (OCT)设备的复合设备。特别地，根据第二典型实施例的复合设备包括自适应光学系统，可以拍摄水平分辨率优良的视网膜的平面图像(即，SLO图像)以及断层图像(即、OCT图像)，并且可以基于获取到的平面图像计算血流速度。根据本典型实施例的SLO设备包括如下的空间光调制器，其中，该空间光调制器可以对被检眼的光学像差进行校正以获取平面图像。根据本典型实施例的OCT设备是可以获取断层图像的傅立叶域型。根据本典型实施例的OCT设备可以获得不受被检眼的屈光度或光学像差影响的良好的平面图像和断层图像。尽管以下将详细说明傅立叶域OCT设备，但根据本典型实施例的OCT设备不限于该类型。例如，可以采用时域OCT设备。首先，以下将参考图4来详细说明根据本典型实施例的复合设备100的示意结构。图4所示的结构包括与图1所示的根据第一典型实施例的SLO设备的构成组件相同的构成组件。不重复对这些构成组件的详细说明。光耦合器131可以将从光源101接收到的光分割成参考光束105和测量光束106。 复合设备100可以将测量光束106经由单模光纤130-4、空间光调制器159、XY扫描器119、 X扫描器121和多个球面镜160-1 160-9引导至被检眼107(即，观察对象)。测量光束106在遇到被检眼107时发生反射和散射并作为返回光束108向着检测器138或线传感器139入射。检测器138可以将返回光束108的光强度转换成电压信号。 检测器138可以基于所获得的电压信号形成被检眼107的平面图像。此外，检测器138可以基于获取到的平面图像计算血流速度。此外，线传感器139可以使参考光束105和返回光束108混合并且可以形成被检眼107的断层图像。此外，线传感器139可以基于获取到的多个断层图像来提取血管的三维分布。根据本典型实施例的空间光调制器159用作具有对波前像差进行校正的能力的装置。然而，可使用具有可变形状的镜，只要该镜可以对波前像差进行校正即可。光源101与第一典型实施例所使用的相同，该光源101也适于拍摄断层图像。参考光束105沿着以下光路行进。光耦合器131进行分割得到的参考光束105可以经由单模光纤130-2到达透镜135-1。参考光束105在穿过透镜135-1之后被调整为光束直径为4mm的平行光束。然后，参考光束105在由镜157-1 157_4反射之后可以到达镜114 (即，参考镜)。 将参考光束105的光路长度设置为与测量光束106的光路长度大致相等。因此，参考光束 105和测量光束106可以彼此干涉。然后，参考光束105在由镜114反射之后可以返回至光耦合器131。在本典型实施例中，参考光束105穿过色散补偿玻璃115，其中色散补偿玻璃115可以针对参考光束105， 补偿测量光束106向着被检眼107入射且从被检眼107返回期间的色散成分。在本典型实施例中，将眼球的直径设置为日本人的平均眼球直径(更具体地为Ll = 23mm)。此外，驱动器单元181可以使电动台117-1在由箭头所示的方向上移动以调整参考光束105的光路长度。为此，个人计算机125对设置在驱动器单元181中的电动台驱动器183进行控制以驱动电动台117-1。测量光束106沿着以下光路行进。光耦合器131进行分割得到的测量光束161可以经由单模光纤130-4到达透镜135-4。测量光束106在穿过透镜135-4之后被调整为光束直径为4mm的平行光束。此外，偏光控制器153-1或153-2可以调整测量光束106的偏光状态。在本典型实施例中，偏光控制器153-1或153-2将测量光束106的偏光状态调整成在与图面平行的
方向上呈直线偏光。测量光束106穿过分束器158和可动分束器161 (可被称为“分支单元”)并且经由球面镜160-1和160-2到达空间光调制器159。在本典型实施例中，空间光调制器159是利用液晶的取向特性来对测量光束106 进行调制的调制器。更具体地，空间光调制器159配置在空间光调制器159可以对与图面平行的直线偏光即，P偏光)的相位进行调制的预定方向上，以与测量光束106的偏光取向一致。此外，测量光束106穿过偏光板173并经由球面镜160_3和160_4到达X扫描器 121的镜。在本典型实施例中，偏光板173具有用以仅将返回光束108中与图面平行的直线偏光引导至空间光调制器159的作用。此外，在本典型实施例中，X扫描器121是利用测量光束106在与图面平行的方向上进行扫描的X扫描器。例如，X扫描器121是驱动频率约为7. 9kHz的共振扫描器。此外，测量光束106经由球面镜160-5和160_6到达XY扫描器119的镜。在本典型实施例中，图4所示的XY扫描器119仅具有一个镜。然而，在实际配置中，用于X扫描器和Y扫描器的两个镜相邻配置。此外，测量光束106的中心与设置在XY扫描器119中的镜的转动中心一致。XY扫描器119的驱动频率可以在0 500Hz的范围内变化。球面镜160-7 160-9可以构成能够对视网膜127进行扫描的光学系统。该光学系统具有用以利用测量光束106围绕位于角膜1 附近的支点对视网膜127进行扫描的作用。在本典型实施例中，测量光束106的光束直径为4mm。然而，测量光束106的光束直径可以足够大以获取高分辨率断层图像。此外，驱动器单元181可以使电动台117-2在由箭头所示的方向上移动以调整和控制相关联的球面镜160-8的位置。个人计算机125可以对电动台驱动器183进行控制以驱动电动台117-2。当驱动器单元181使电动台117-2移动以调整球面镜160_8的位置时，可以使测量光束106聚焦于被检眼107的视网膜127的预定层上，并且可以从视觉上进行识别。在初始状态下对球面镜160-8的位置进行调整以使测量光束106作为平行光束行入射并到达角膜126。此外，例如，如果被检眼107存在屈光异常，则对球面镜160-8的位置进行调整是有用的。测量光束106在遇到被检眼107时在视网膜127上发生反射和散射并作为返回光束108向着光耦合器131再次入射，并且到达线传感器139。此外，返回光束108的一部分在由可动分束器161反射之后，经由透镜135_5到达检测器138。在本典型实施例中，具有针孔的遮光板172具有用以遮挡返回光束108中的不需要光(即，没有聚焦于视网膜127的光分量)的作用。此外，遮光板172配置在与透镜138-5的聚焦位置共轭的位置处。例如，遮光板 172的针孔的直径为50 μ m。检测器138例如是诸如雪崩光电二极管(APD)等的高速高灵敏度的光学传感器。此外，分束器158进行分割得到的返回光束108的一部分到达波前传感器155。波前传感器155是夏克-哈特曼波前传感器。在本典型实施例中，对球面镜160-1 160-9进行配置，以使XY扫描器119、X扫描器121、角膜126、波前传感器155和空间光调制器159彼此光学共轭。因此，波前传感器 155可以测量被检眼107的像差。此外，空间光调制器159可以校正被检眼107的像差。此外，当个人计算机125基于所获得的像差对空间光调制器159进行实时控制时，可以对被检眼107所产生的像差进行校正，并且可以获取到水平分辨率优良的断层图像。以下说明测量系统的示例结构。复合设备100可以获取断层图像(即，OCT图像) 和平面图像(即，SLO图像)这两者。断层图像测量系统具有以下结构。光耦合器131将返回光束108和参考光束105 进行合成。混合光142经由单模光纤130-3和透镜135-2到达透过光栅141。混合光142 在由透过光栅141针对各波长进行了分光之后，经由透镜135-3最终到达线传感器139。线传感器139针对各位置(即，波长)将光142的强度转换成电压信号。帧捕获器140将该电压信号转换成数字值。个人计算机125形成被检眼107的断层图像。在本典型实施例中，线传感器139包括1，OM个像素，并且可以针对各波长(1，OM 分割)检测混合光142的强度。平面图像测量系统具有以下结构。可动分束器161反射返回光束108的一部分。 遮光板172遮挡该返回光中的不需要光分量。然后，光到达检测器138。检测器138将该光的强度转换成电信号。个人计算机125与X扫描器121和XY扫描器119的扫描信号同步地对所获得的电信号进行数据处理，并且形成平面图像。分束器158进行分割得到的返回光束108的一部分到达波前传感器155。波前传感器巧5测量返回光束108的像差。个人计算机125接收波前传感器155所获得的图像信号并计算像差值。可以使用泽尼克多项式来表示所获得的像差(即，被检眼107的像差)。泽尼克多项式表达式包括倾斜项、散焦项、像散项、彗差项和三叶草项。以下参考图5A 5C来说明复合设备100可以实现的示例断层图像(S卩，OCT图像)获取方法。复合设备100控制XY扫描器119并使X扫描器121用作固定镜，同时线传感器 139获取干涉条纹以获取视网膜127的断层图像。此外，复合设备100控制可动分束器161 以防止返回光束108到达检测器138。此外，个人计算机125控制设置在驱动器单元181中的光学扫描器驱动器182以驱动X扫描器121和XY扫描器119 (参见图4)。复合设备100可以按以下方式获取视网膜 127的断层图像(即，与光轴平行的平面上的图像)。图5A示意性示出可以利用复合设备 100进行观察的被检眼107。如图5A所示，测量光束106在穿过角膜1 之后到达视网膜127并在各个位置处发生反射和散射，然后作为返回光束108在伴随着各位置处的时间延迟的情况下入射并到达线传感器139。在本典型实施例中，光源101的带宽宽且相干长度短。因此，如果参考光路的长度与测量光路的长度大致相等，则线传感器139可以检测到干涉条纹。如上所述，线传感器139可以获取波长轴上的光谱区域内的干涉条纹。接着，复合设备100考虑到线传感器139和透过光栅141的特性，将这些干涉条纹 (即，从波长轴获得的信息)转换成光频轴上的干涉条纹。此外，复合设备100通过对转换得到的光频轴上的干涉条纹应用逆傅立叶变换来获得深度方向的信息。此外，如图5B所示，复合设备100可以在驱动XY扫描器119期间针对沿着X轴的各位置来获得干涉条纹。更具体地，复合设备100可以获得沿着X轴的各位置的深度方向的信息。结果，复合设备100可以获得返回光束108在XL平面上的二维强度分布。更具体地，复合设备100可以形成断层图像132 (参见图5C)。通常，断层图像132由如上所述排列的返回光束108的强度分量构成。例如，复合设备100可以通过对这些强度分量应用灰度级来显示断层图像132。断层图像132在X方向的长度为700 μ m,这与以下所述的SLO图像在X方向的长度相同。图5C所示的断层图像132包括用于表示视网膜色素层146和视神经层147的突出显示边界线。断层图像132还包括血管178。此外，复合设备100可以通过在沿着Y轴的多个位置处获取多个断层图像来描绘出血管的三维分布。接着，以下说明复合设备100可以实现的示例平面图像(即，SLO图像)获取方法。复合设备100在Y轴上控制XY扫描器119，并且还控制X扫描器121，同时防止XY 扫描器121在X轴上移动。复合设备100基于检测器138检测到的返回光束108的强度值来获取视网膜127的平面图像。个人计算机125可以对驱动器单元181的光学扫描器驱动器182进行控制以驱动 X扫描器121和XY扫描器119 (参见图4)。此外，复合设备100可以基于波前传感器155 测量出的被检眼107的像差来控制空间光调制器159。复合设备100可以在对被检眼107 所产生的像差进行校正的情况下获取平面图像。此外，复合设备100可以通过对空间光调制器159进行实时控制来获取平面图像。由于根据本典型实施例的平面图像获取方法与第一典型实施例所述的方法相同， 因此不重复对该方法的说明。由于根据本典型实施例的用于基于获取到的平面图像来计算血流速度的方法与第一典型实施例所述的方法相同，因此不重复对该方法的说明。上述在获取到的各平面图像上描绘出的血管可被看作三维分布的血管投影至XY 平面上的图像。因此，测量出的血流速度具有XY平面上的值。如上所述，该设备可以使用多个断层图像来检测血管的三维分布，并且可以基于测量出的XY平面上的血流速度来计算CTZ空间内的速度值。如上所述，根据本发明的光学图像摄像设备包括分割单元，用于将从光源接收到的光分割成测量光束和参考光束；用于使从被检眼传送来的返回测量光束与经由参考光路传送的参考光束进行干涉的单元；以及检测单元，用于检测表示该干涉的干涉信号的强度。 根据本发明的光学图像摄像设备具有用于拍摄被检眼的断层图像的功能。因此，根据本发明的光学图像摄像设备不仅可以对断层图像拍摄使用整个光学系统，还可以对平面图像拍摄使用整个光学系统。因而，根据本发明的光学图像摄像设备可以利用简单的结构来拍摄平面图像和断层图像这两者并且可以检测血管的三维分布。此外，根据本发明的光学图像摄像设备可以计算CTZ空间(即，三维空间)内的血流速度。此外，本发明可以通过执行以下处理来实现。具体地，该处理包括将可以实现上述典型实施例的功能的软件程序经由网络或适当的存储介质供给至系统或设备，并且使该系统或设备的计算机(或者中央处理单元(CPU)或微处理单元(MPU))读取并执行该程序。尽管已经参考典型实施例说明了本发明，但是应该理解，本发明不限于所公开的典型实施例。所附权利要求书的范围符合最宽的解释，以包含所有修改、等同结构和功能。
权利要求
1.一种眼科设备，包括照射单元，用于利用进行扫描的扫描单元所发射的测量光束来照射被检眼； 第一获取单元，用于基于所述扫描单元在第一副扫描方向上进行扫描期间来自所述被检眼的返回测量光束，来获取所述被检眼的第一图像；第二获取单元，用于基于所述扫描单元在与所述第一副扫描方向相反的第二副扫描方向上进行扫描期间从所述被检眼传送来的返回测量光束，在与所述第一图像的获取时刻不同的时刻处获取所述被检眼的第二图像；以及计算单元，用于基于所述第一图像中的血球的位置和所述第二图像中的所述血球的位置以及基于所述扫描单元的副扫描方向，来计算所述被检眼的血流速度。
2.根据权利要求1所述的眼科设备，其特征在于，所述第一副扫描方向的扫描速度与所述第二副扫描方向的扫描速度相同。
3.根据权利要求1所述的眼科设备，其特征在于，所述扫描单元是以使扫描角度在时间上呈三角波形状改变的方式被驱动的。
4.根据权利要求1所述的眼科设备，其特征在于，所述计算单元基于所述第一图像中的所述血球的位置、所述第二图像中的所述血球的位置、所述扫描单元的副扫描方向和所述扫描单元的扫描速度，来计算所述被检眼的血流速度。
5.根据权利要求1所述的眼科设备，其特征在于，还包括 显示单元，用于显示所述第一图像和所述第二图像。
6.根据权利要求5所述的眼科设备，其特征在于，还包括图像处理单元，用于对所述第一图像和所述第二图像进行图像处理，以使得在所述第一图像和所述第二图像各自显示在所述显示单元上时突出显示所显示的图像中所包括的所述血球。
7.根据权利要求6所述的眼科设备，其特征在于，还包括选择单元，用于选择显示在所述显示单元上的所述第一图像和所述第二图像中所包括的所述血球，其中，所述计算单元基于所述选择单元所选择的包括在所述第一图像和所述第二图像中的所述血球，来计算所述被检眼的血流速度。
8.根据权利要求1所述的眼科设备，其特征在于，还包括图像生成单元，用于基于所述第一图像和所述第二图像，来生成时空图像。
9.根据权利要求1所述的眼科设备，其特征在于，还包括 像差测量单元，用于测量所述被检眼所产生的像差；空间光调制单元，其位于与所述像差测量单元光学共轭的位置处，并用于对所述测量光束和所述返回测量光束至少之一进行调制；以及控制单元，用于基于所述像差测量单元所获得的测量结果，来控制所述空间光调制单元的调制量以校正所述像差。
10.根据权利要求1所述的眼科设备，其特征在于，还包括分割单元，用于将从光源接收到的光分割成所述测量光束和参考光束； 干涉单元，用于使从所述被检眼传送来的所述返回测量光束与经由参考光路传送的所述参考光束进行干涉；检测单元，用于检测由于干涉所产生的干涉信号的强度；以及断层图像获取单元，用于基于所述检测单元检测到的强度，来获取所述被检眼的断层图像。
11.根据权利要求10所述的眼科设备，其特征在于，还包括转换单元，用于检测来自所述被检眼的所述返回测量光束并将检测到的光束转换成电信号；以及光引导单元，其位于连接所述光源和所述被检眼的光路上，并用于将所述返回测量光束向着所述转换单元引导，其中，所述第一获取单元和所述第二获取单元基于所述转换单元所获得的电信号的强度，来获取所述被检眼的所述第一图像和所述被检眼的所述第二图像。
12.根据权利要求10所述的眼科设备，其特征在于，所述计算单元基于使用所述断层图像获取到的所述被检眼的血管的三维分布，参考所述血流速度来计算三维空间内的血流速度。
13.一种血流速度计算方法，包括以下步骤利用进行扫描的扫描单元所发射的测量光束来照射被检眼；基于所述扫描单元在第一副扫描方向上进行扫描期间来自所述被检眼的返回测量光束，来获取所述被检眼的第一图像；基于所述扫描单元在与所述第一副扫描方向相反的第二副扫描方向上进行扫描期间从所述被检眼传送来的返回测量光束，在与所述第一图像的获取时刻不同的时刻处获取所述被检眼的第二图像；以及基于所述第一图像中的血球的位置和所述第二图像中的所述血球的位置以及基于所述扫描单元的副扫描方向，来计算所述被检眼的血流速度。
全文摘要
本发明涉及一种眼科设备和血流速度计算方法。所述眼科设备包括照射单元，用于利用进行扫描的扫描单元所发射的测量光束来照射被检眼；第一获取单元，用于基于所述扫描单元在第一副扫描方向上进行扫描期间来自所述被检眼的返回测量光束，来获取所述被检眼的第一图像；第二获取单元，用于基于所述扫描单元在与所述第一副扫描方向相反的第二副扫描方向上进行扫描期间从所述被检眼传送来的返回测量光束，在与所述第一图像的获取时刻不同的时刻处获取所述被检眼的第二图像；以及计算单元，用于基于所述第一图像中的血球位置、所述第二图像中的血球位置以及所述扫描单元的副扫描方向，来计算所述被检眼的血流速度。
文档编号A61B3/14GK102525408SQ201110400309
公开日2012年7月4日 申请日期2011年12月2日 优先权日2010年12月2日
发明者今村裕之, 广濑太 申请人:佳能株式会社