双目立体视觉三维成像的眼底oct成像方法及其系统的制作方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及一种眼底0CT成像方法及其系统，具体涉及利用双目立体视觉三维成 像的眼底0CT成像方法和成像系统实现高分辨率、高清晰、大范围眼底0CT三维结构成像和 血流成像。
【背景技术】
[0002] 0CT即光学相干层析成像技术（Optical Coherence Tomography)是继X射线、CT、 磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI)、超声诊断技术之后的又一种新的断层成 像技术。与常规医学影像学方法相比，具有更高的灵敏度与分辨率；可以实现对生物组织的 无损伤、非侵入、非电离辐射、微米量级的结构成像以及偏振0CT、多普勒0CT、光谱0CT、弹 性0CT等功能成像，用于活体生物组织的显微结构分析和特性参数测量，在生物医学（眼、 皮肤、心血管系统、消化系统及中医等方面）和工业检测等领域开始被广泛地应用。目前市 场上的0CT产品基本上来自国外厂商，其中最成熟的是眼科0CT的应用，在视网膜疾病、黄 斑疾病、视神经疾病、青光眼和糖尿病等医学研宄与临床诊断方面有重要作用。目前临床上 使用的0CT只能得到生物组织的结构图像，而血流成像技术还处于实验室研宄阶段。荧光 素眼底血管造影检查可以显示眼底血管形态，是检查眼底疾病常用的重要方法，但费用昂 贵、对病人有创伤、手术时间长而且容易产生不良反应。0CT血流成像技术利用运动粒子散 射产生的0CT信号相位的改变来区分血流与静态组织，获取三维血流灌注图像，测量血流 速度，而荧光素眼底血管造影方法只能获得视网膜表面血管信息。
[0003] 眼部血管有关疾病会改变血管的形态和毛细血管网络的结构。因此，视网膜毛 细血管分布和微循环检测对于视网膜血管有关疾病的临床诊断和疗效观察非常重要。当 利用0CT对视网膜进行在体测量时，通常情况下，会让患者盯着一个固定目标，减小眼睛 的运动，但扫描定位精度、机械抖动、人眼无意识的运动以及周期性心跳等诸多不可避 免的因素会引起视网膜结构图像和血流图像质量的下降，其中人眼无意识的运动是影 响高分辨率0CT系统在体成像的主要原因，往往造成图像的畸变或不完整，影响眼部疾 病的诊断。由于0CT信号的相位比幅值更灵敏，人眼的运动使干涉合成孔径显微技术 (Interferometric Synthetic Aperture Microscopy, ISAM)、计算自适应光学（Computer Adaptive Optics, CA0)、数字自适应光学（Digital Adaptive Optics, DAO)以及菲涅尔衍 射数字聚焦等与相位有关的技术不能充分发挥作用，甚至使图像效果变差。随着电子技术 的快速发展，线阵相机的行频提高，缩短了 0CT的数据采集时间，容易获得无运动伪影的B 扫描图像，但在这种情况下，三维图像依然还需要一定量的运动补偿或校准。毛细血管的流 速较低，为提高0CT系统速度检测的灵敏度，需要B扫描之间的时间间隔反而不能太短，因 此，扫描过程中眼球的运动不可避免，对0CT图像的校正必不可少。
[0004] 到目前为止，该领域内许多研宄人员提出了校正0CT相位波动、位置误差的方法。 采用高速扫描光源、高速采集器件、隔振和尽量缩短光纤长度等措施可以减小热漂移等引 起的相位波动。此外，采取自由空间或共光路设计，由光纤拉伸器或压电调制器组成的反馈 控制回路等结构也可以补偿相位波动。但这些校正方法只是考虑了 OCT信号相位的校正， 或者是在快速扫描、慢速扫描和轴向三个方向平移运动的校正，而实际上眼球存在旋转运 动，目前提出的校正方法无法对眼部0CT信号实现相位、空间位置和角度的三维精确校正。
【发明内容】
[0005] 本发明要解决的技术问题是基于双目立体视觉成像技术对0CT结构图像、血流图 像三维空间位置和角度进行校正，实现0CT信号的相位以及空间位置和角度的精确三维校 正。
[0006] 为解决上述技术问题，本发明通过将双目立体视觉三维成像系统和眼底0CT系统 集成，利用双目立体视觉三维成像系统跟踪眼球的三维运动，并利用眼球的三维运动信息 对0CT结构图像和血流图像进行校正，消除由于眼球运动、机械抖动等造成的0CT图像质量 下降、图像畸变现象；通过求解视网膜表面三维血管分叉点之间的转换矩阵，实现0CT多次 扫描获取的三维数据块的拼接。此方法可以实现高分辨率、大范围、清晰的眼底0CT三维结 构成像和血流成像，为与眼底结构和血流变化有关疾病的诊断提供有效的依据。同时提出 在0CT光路中采用望远系统，减小0CT反射镜上扫描光斑的移动范围，将0CT扫描光束、双 目立体视觉成像光束和照明光束公用一个物镜、接目镜等组成的共同光路，实现双目立体 视觉成像系统和0CT系统集成；利用柯拉照明方式使眼底照明均匀，并减少角膜上的直接 反射光，以便获得清晰图像；由于采用近红外照明系统，具有免散瞳优点。进一步以0CT系 统在视网膜上的一组近红外快速扫描光点为标定特征点，通过提取二维图像中光斑的中心 坐标，采用随机抽样一致性（RANSAC)方法和planeand parallax方法求解双目立体视觉系 统单应性矩阵H和基本矩阵F，实现对包括人眼成像光学部件的整个双目立体视觉成像系 统参数的自标定；利用标定特征点在立体视觉坐标系和0CT坐标系中对应的三维坐标，采 用最小二乘法原理实现立体视觉坐标系与0CT坐标系之间转换关系的自标定。此自标定方 法解决了被检测人眼的光学成像部件参数未知问题，实现系统的在线标定。并且利用中值 滤波和8个不同方向的二维高斯拉普拉斯算子（LoG)对图像进行滤波和边缘提取，利用主 成份分析（PCA)方法估计血管分叉点的初始位置，并与建立的血管分叉点模型进行匹配， 实现血管分叉点的精确提取，为提高血管分叉点三维重建的精度、0CT图像三维校正精度及 三维拼接精度奠定了基础。同时利用静态组织相位分布特征匹配的方法，实现0CT扫描信 号之间相位的精确匹配，减小扫描定位精度、机械抖动、人眼无意识的运动以及周期性心跳 等多种因素引起的0CT信号相位波动对血流成像的影响；精确提取B扫描二维血流图像，利 用双目立体视觉三维跟踪技术获取眼球三维运动信息，并对0CT二维B扫描血流图像的空 间位置和角度的进行精确校准，提高血流成像质量。
[0007] 进一步的本发明提供了如下技术方案：
[0008] -种双目立体视觉三维成像的眼底0CT成像方法，包括，
[0009] 步骤1，集成近红外双目立体视觉成像系统、眼底0CT系统以及光路设计，搭建0CT 成像系统；其中，所述双目立体视觉成像系统、眼底0CT系统进行同步采集；
[0010] 步骤2,进行所述双目立体视觉成像系统的自标定，建立双目立体视觉坐标系和 0CT坐标系之间转换关系；
[0011] 步骤3,利用所述双目立体视觉系统自标定结果，并获取0CT坐标系到双目立体视 觉坐标系之间旋转矩阵MP平移向量T ra，并对视网膜表面血管分叉点三维坐标的重建；
[0012] 步骤4,通过对视网膜表面血管分叉点进行三维重建，获取双目立体视觉坐标系到 人眼坐标系旋转矩阵R IE和平移向量T IE;
[0013] 步骤5,提取视网膜B扫描图像；
[0014] 步骤6,利用OCT坐标系到双目立体视觉坐标系之间旋转矩阵1^和平移向量Tqi， 实现B扫描图像从OCT坐标系到双目立体视觉坐标系的转换；
[0015] 步骤7,利用双目立体视觉坐标系到人眼坐标系之间旋转矩阵RIE和平移向量T IE， 实现B扫描图像从双目立体视觉坐标系到人眼坐标系的转换；
[0016] 步骤8,通过在人眼坐标系中对转换后B扫描图像插值，获得空间均匀分布的三维 0CT图像。
[0017] 进一步的，所述方法还具有如下特点：
[0018] 所述步骤2中进行所述双目立体视觉成像系统的自标定，进一步包括：通过控制 0CT扫描振镜，选取20个均匀分布的扫描点Pi-P%，采集这些点的0CT光谱信号以及在视网 膜表面形成的光斑P/ -P2(/，将其作为自标定特征点；提取所述光斑P/ -P2(/的中心坐 标，并利用自标定特征点已知的对应关系，采用随机抽样一致性RANSAC方法估计单应性矩 阵H ;采用平面视差plane and parallax方法得到基本矩阵F。
[0019] 进一步的，所述方法还具有如下特点：
[0020] 所述步骤2中进行所述双目立体视觉成像系统的自标定，进一步包括：通过控制 0CT扫描振镜，选取20个均匀分布的扫描点Pi-P%，采集这些点的0CT光谱信号以及在视网 膜表面形成的光斑P/ -P2(/，将其作为自标定特征点；提取所述光斑P/ -P2(/的中心坐 标，并利用自标定特征点已知的对应关系，采用随机抽样一致性RANSAC方法估计单应性矩 阵H ;采用平面视差plane and parallax方法得到基本矩阵F。
[0021] 进一步的，所述方法还具有如下特点：
[0022] 所述步骤2中的建立双目立体视觉坐标系和0CT坐标系之间转换关系，进一步包 括：
[0023] 空间点P在0CT坐标系下的坐标p〇= (x 〇, y〇, z〇)T和立体视觉坐标系下的坐标p I =(xD yD z；^1之间的转换关系表示为：
[0024] p^RqjPo+Toj(1);
[0025] 其中，参数MP T QI求解步骤为：
[0026] 利用双目立体视觉成像系统的单应性矩阵H和基本矩阵F实现特征点Pi' -P2(/ 在立体视觉坐标系下的三维重建；
[0027] 对扫描APi-P%对应的A扫描信号进行处理，提取视网膜表面特征点P/ -P2(/的 z坐标，得到特征点Pi' -P2(/的在0CT坐标系中的三维坐标；
[0028] 利用获取的特征点P/ -P2(/在0CT坐标系和立体视觉坐标系中对应的三维坐 标，求取旋转矩阵1^和平移向量T ra，设定一个目标函数
[0029]
户1 (2),
[0030] 利用最小二乘法原理求解变换矩阵参数，使目标函数OF残差平方和最小，从而求 得参数Mptqi。
[0031] 进一步的，所述方法还具有如下特点：
[0032] 所述步骤4中的对视网膜表面血