[0082] 具体的实施方案进一步描述如下：
[0083] 1)具有双目立体视觉成像功能的眼底0CT光学系统设计
[0084] 图3所示为具有双目立体视觉三维成像功能的眼底0CT系统光路示意图，其中 0CT成像光路、近红外眼底照明光路和立体视觉三维成像光路共用一个物镜，0CT扫描测量 光束、近红外照明光束以及实现立体视觉三维成像的左、右镜筒光束通过物镜的路径如图 3(a)所示。
[0085]0CT宽带光源（如超辐射二极管，SLD)产生中心波长为842nm、带宽为46nm的宽 带信号，通过2X2光纤耦合器后分为测量光和参考光，参考光经过透镜1准直后形成平行光 束，再经过色散校正器（水腔、玻璃等）后通过参考臂的反射镜经同样路径返回。测量光经 过透镜3准直后形成平行光，在X和Y两个扫描振镜的作用下产生二维扫描光束，再经过透 镜4和透镜5组成的望远系统成像、0CT反射镜反射后，通过物镜、透镜6、目镜和人眼成像 组入射到眼底平面S。从眼底不同深度反射和散射回来的光经过原路径耦合到2X2光纤耦 合器，与参考光路的光波在光纤耦合器中干涉叠加，并进入由准直透镜2、光栅、透镜7和线 阵像机组成的光谱仪。对光谱信号取傅立叶变换得到某一扫描位置沿深度方向的散射场信 号，通过控制X和Y扫描振镜使测量光束在XY水平方向对眼底进行二维扫描，获得眼底的 三维层析图像。
[0086] 图3(b)所示为图3(a)中物镜沿AA方向切面视图，图3(c)所示为图3(a)中物镜 沿BB方向切面视图及相关光路。眼底照明单元示意图中包括近红外照明光源（由近红外 发光器件或者卤素灯加滤光器实现）、孔径光阑、透镜8和照明反射镜等，从近红外照明光 源发出的光经过孔径光阑限束和透镜8后被照明反射镜反射，再经过物镜、透镜6、目镜和 人眼成像组比较均匀得入射到眼底。实际光路采用改进的柯拉照明方式，使眼底照度均匀。 从眼底反射的光通过人眼成像组、目镜在平面S'形成中间图像，中间图像经过透镜6和物 镜后形成平行光束，并导入左右镜筒进行双目立体视觉成像。每个镜筒中包含变焦系统和 面阵像机的成像透镜，调整变焦系统可以调整面阵像机成像范围大小。
[0087] 如图3 (c)所示，当Y扫描振镜旋转时，0CT扫描光束在眼底S平面形成一定的扫 描范围，实现Y方向的扫描。同理，也可以实现X方向的扫描；透镜4和透镜5之间的距离 为其焦距之和，为典型的望远系统，X扫描振镜和Y扫描振镜连线的中点P与0CT反射镜的 中心P'为共轭点，当振镜扫描时，0CT反射镜上光斑的移动范围非常小，因此，可以采用直 径小的0CT反射镜，有利于0CT系统与双目立体视觉系统的集成；0CT系统参考臂的反射镜 固定在平移工作台上，通过平移反射镜调整参考臂和测量臂的光程差；通过调整人眼和目 镜之间距离进行调焦。
[0088] 0CT技术指标：采用中心波长为842nm、带宽为46nm的宽带光源，则0CT系统的纵 向分辨率为8 ym;若光谱仪分辨率调整为0. 055nm，则在空气中理论探测深度为3. 2mm;若 在Y扫描方向同一个扫描位置B扫描之间的时间间隔为3. 3ms，则血流检测灵敏度为4 y m/ S ;〇CT系统的横向分辨率与数值孔径有关，数值孔径越大，横向分辨率越高，但焦深越小， 数值孔径越小，横向分辨率越低，但可增大焦深。
[0089] 2)坐标系建立与标定方法
[0090] a)坐标系建立
[0091] 建立图4所示的坐标系统，其中OfXAZ:为立体视觉坐标系，由双目立体成像系统 确定；OCT坐标系，由M个B扫描平面组成，每个B扫描平面包括N个A扫描线； 0E-xEyEzE为人眼坐标系，随着眼球的运动其与0^"而和0Q_xQyQzQ坐标系之间转换关系发 生改变。
[0092] b)自标定特征点产生
[0093]由于无法提前获取被检测人眼的角膜、房水、晶状体和玻璃体形成的光学部件的 内部和外部参数，因此，提出以0CT在视网膜上的近红外扫描光点为特征点，对包括人眼成 像光学部件的整个双目立体视觉成像系统进行自标定的方法，同时建立立体视觉坐标系与 0CT坐标系之间转换关系。通过控制0CT扫描振镜，选取20个均匀分布的扫描点Pi-P% (图 5)，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(l'(标定特征点）的 双目像机二维图像。
[0094] c)双目立体视觉成像系统自标定
[0095] 提取左右像机二维图像中扫描光斑Pi' -P2(/的中心坐标；
[0096] 利用这些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;
[0097] 采用Kumar等提出的planeandparallax方法得到基本矩阵F。
[0098] d) 0CT坐标系到立体视觉坐标系旋转矩阵RQI和平移向量TQI标定
[0099]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pI =(乂^又:一:^之间的转换关系表示为
[0100] p^RqjPo+Toj (1)
[0101 ] 参数心和T ra求解步骤为：
[0102] 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；
[0103] 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；
[0104] 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
[0105] (2)
[0106] 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。
[0107] 3)视网膜血管分叉点三维重建
[0108] 眼底图像具有强度变化大、表面平滑和纹理较少等特点，常规的立体估计方法效 果差。但在人眼中有视盘、血管和血管分叉点等可以作为二维配准和三维重建的几何特征。 由于血管分叉点分布广、且容易提取，将其作为双目立体视觉三维重建过程中的基本特征。 视网膜血管分叉点三维重建包括血管分叉点位置精确提取、二维图像中匹配、三维重建等。
[0109] a)血管分叉点精确提取
[0110] 双目面阵像机采集的近红外图像与可见光相比，一般存在噪声点大，目标和背景 之间灰度差小，边缘模糊的特点，图像必须经过去噪等预处理才能进行目标检测识别与匹 配等运算。近红外图像中最常见的噪声为高斯噪声和椒盐噪声，因此，首先采用中值滤 波滤除椒盐噪声，然后采用8个不同方向的二维高斯拉普拉斯算子（Laplacian of the Gaussian, LoG)对图像进行高斯滤波和边缘提取，利用主成分分析（Principal Component Analysis，PCA)方法对8个滤波器输出的8x8互相关矩阵进行分析，存在第三个大特征值的 图像的位置认为是血管分叉点的种子点，确保在分叉点附近至少存在三个梯度方向。
[0111] 建立8个参数的血管分叉点的模型X= (x，y，0" 0 2, 0 3，Wl，w2，w3)，如图6所示。 x，y为中心点坐标，0 :，0 2, 0 3为三个血管分支的角度，~，《2，《3为三个血管分支的宽度，血 管的长度固定不变。利用PCA方法估计得到的血管分叉点的种子点作为模型的初始位置， 通过拟合度函数最小化搜索血管分叉点的精确位置。
[0112] b)左右两幅二维图像中血管分叉点匹配
[0113] 采用共信息熵（Mutual informational)方法实现左右两幅二维图像中血管分叉 点的匹配。在左面阵像机二维图像中选取包含血管分叉点图像窗口 sl与右面阵像机二维 图像中相对应的附近区域窗口 3进行匹配。左右二维图像中血管分叉点图像的共信息熵 最大的分叉点为匹配点。窗口士与窗口 sK之间的共信息熵为
[0114] MI(sL, sE) = H(sL)+H(sE)-H(sL, sE) (3)
[0115] 其中，H(s) = - / p(s) lnp(s)ds为图像窗口 s的香农j：商，p为图像窗口内灰度分 布函数。
[0116] c)视网膜血管分叉点三维重建
[0117] 利用标定方法得到的立体视觉系统的单应性矩阵H和基本矩阵F对匹配的视网膜 血管分叉点进行三维重建。
[0118] 4) 0CT的B扫描血流成像方法
[0119] 为了获取眼底三维血流图像，通过0CT二维振镜系统将聚焦光束在视网膜上进行 横向扫描。X扫描振镜在锯齿波的驱动下进行X方向的扫描，一个锯齿波周期完成一个B扫 描，在一个B扫描内包含N个A扫描（Ai-A N)，即在X方向进行N次采样，每次采样即可得到 此扫描位置对应的干涉谱数据。Y扫描振镜在斜波台阶信号的驱动下使聚焦光束在Y方向 扫描。将Y方向扫描长度内分为M等份，即设置M个B扫描位置并在每一个B扫 描位置连续采集5幅（以5幅为例）B扫描数据B ml-Bm5(m = 1，2, 3. . . M)。B扫描血流图像 提取步骤为：
[0120] 求每一个B扫描位置的5幅二维谱干涉信号Si (X()，k)，i = 1-5 ;
[0121] Si(X〇，k)减去背景信号并进行傅立叶逆变换（IFFT)得到二维复数信号 4(z〇) =咖o，zo)P(T〇 :0)，i = 1-5 ;
[0122] 利用OCT信号相位配准方法[27, 28]，对灼(x0，z0)和的+1(W〇)进行配准（i = 1-4)；
[0123] 利用两幅B扫描复数信号之差，求B扫描血流信号；
[0124] Ablow,i(x〇, z〇) = Ai+1 (x〇, z〇)-Ai(x〇, z〇) i = 1-4 (4)
[0125] 对同一B扫描位置的4幅B扫描血流图像进行求和平均，提高图像质量；
[0126] Ablow (x〇, z〇) - | [Ablow, i (x0, z0) +Ablow, 2 (x0, z0) +Ablow, 3 (x0, z0) +Ablow, 4 (x0, z0) ] /4 (5)
[0127] 5)O