CN111163681B - 相敏光学相干断层成像测量前段的光学像差 - Google Patents

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Abstract

披露了用于测量眼睛的光学像差的技术。一种示例性方法包括将所述眼睛定位在光学相干断层成像(OCT)干涉仪设备的测量臂附近的测量位置，使得来自所述测量臂的源光进入到所述眼睛前段中；以及检测干涉图样，所述干涉图样是由从所述眼睛反射的光和从所述OCT干涉仪设备的参考臂反射的光的组合产生的。基于所述干涉图样来计算所述眼睛前段中的参考表面与所述眼睛中的测量表面之间的光学延迟，所述参考表面是角膜或晶状体的前表面，其中，所述计算包括基于所述检测到的干涉图样来测量所述参考表面与所述测量表面之间的光学相移。

Description

相敏光学相干断层成像测量前段的光学像差
技术领域
本文中披露的实施例涉及用于将相敏光学相干断层成像应用于测量眼睛前段的像差的装置、系统和方法。
背景技术
已经开发了相敏光学相干断层成像(OCT)用于比如检测细胞膜动力学等应用，其中，所观察到的运动的幅度小于光学波长。图1展示了用于对相敏OCT执行时域方法的实验设置的基本部件。如图所示，分束干涉仪BS接收复合光源，提供给分束干涉仪BS的光包括来自连续波(CW)激光器的输出(在这种情况下波长为775纳米)和来自超发光二极管的低相干1550纳米光束。应当理解，CW激光器的波长被选择为是来自二极管的1550纳米光束的波长的一半。参考臂包括参考臂镜M，所述参考臂镜可移动来为OCT成像提供z轴调整，就像对常规时域OCT所做的那样。分色镜DM将在分束干涉仪BS中组合形成时域干涉图样的来自参考臂镜M和目标样品25的反射光分离到分开的光电检测器D1和D2，所述光电检测器分别对1550纳米和775纳米光敏感。来自光电检测器D1和D2的输出被提供给模数转换器(ADC)电路20，所述模数转换器电路的数字输出被提供给计算机30以进行处理。O1和O2分别是参考臂和测量臂中的光学器件。
图1所示的设置是基于相散光学断层成像的修改版本，其中，用CW源替换了常规相散光学断层成像中所使用的两个低相干光源之一。这种方法允许使用类似于相散光学断层成像中所使用的消除噪声的方法。
图1所示的技术的相敏度通过展开定位于干涉仪/BS 10与目标样品25之间的参考接口50之间的光学相移来获得。如图所示，这个参考接口50是玻璃盖玻片55的表面，所述玻璃盖玻片被定位为紧贴目标样品25。这个参考接口与目标样品中或目标样品上测量接口之间的物理间隔具有长度L，并且两者之间的材料具有有效折射率n。参考臂与信号臂之间的路径长度差异的变化率被表示为v，它既包括参考镜的平移速度，也包括干涉仪的抖动，并且在检测器D2处接收到的CW外差信号输出的相位可以由下式给出：
其中k是光波数，条件是参考接口50与测量接口相比是强反射器。
对于低相干光，情况有所不同。当和L远大于相干长度时，由于相干门控抑制由参考接口50反射的光，因此由干涉仪返回检测器D1的低相干信号由测量接口反射的光所主导。因此，在检测器D1处接收到的LC外差信号的相位由下式给出：
因为低相干源的中心波长是CW源的中心波长的两倍，使得2kLC＝kCW(差相位，表示参考接口与测量接口之间的相位差)由下式给出：
ψD＝ψCW-ψLC＝mod2π(4kLCnLCL).(3)
这个差相位对应于低相干光从参考接口50穿过目标样品25中的测量接口并返回参考接口50时所获得的相位，消除了v中抖动的影响。通过扫描样品并测量这个差相位，可以测量距离L，以达到亚波长精度和准确度。
图2A和图2B展示了用于对相敏OCT执行谱域方法的两种设置的基本部件，第一设置对应于傅立叶域(FD)相敏OCT方法，其中，使用了具有固定但相对较宽的光带宽的光源，并且第二设置对应于扫频源(SS)相敏OCT方法，其中，使用了扫频光源70。用这两种谱域方法，不需要在杨氏系统中所使用的CW激光源和移动参考臂镜。
就像在图1所示的系统中一样，图2A和图2B所示的相敏OCT系统允许当光从参考接口50行进到目标样品25中的一个或多个测量接口中的每一个并再次返回时测量光学相移。因此，这些技术取决于高反射率盖玻片55的存在，例如，所述高反射率盖玻片可以是一块玻璃。
当前的眼科屈光手术方法，比如白内障手术、角膜内镶嵌术、激光原位角膜磨镶术(LASIK)和屈光性角膜切削术(PRK)，都依赖于眼生物测量数据来开立最佳屈光矫正处方。历史上，眼科手术使用超声波生物测量仪器对眼睛的部分进行成像。在一些情况下，这些生物测量仪器产生眼睛的所谓的A扫描:沿成像轴线(典型地与眼睛的光轴对准)从全部接口发出的声回波信号：与其平行，或只形成小角度。其他仪器产生所谓的B扫描，实质上是将当生物测量仪器的头部或端头沿着扫描线扫描时相继进行的A扫描的集合组装。这条扫描线典型地位于眼睛光轴的外侧。然后将这些超声波A或B扫描用于测量和确定生物测量数据，例如轴向长度、眼睛的前房深度、或角膜曲率半径。
在一些手术中，使用单独的第二角膜曲率计来测量角膜的屈光特性和数据。然后将超声测量值和屈光数据组合在一个半经验公式中以便计算在随后的白内障手术中开立处方和插入的最佳人工晶状体(IOL)的特征。
近年来，基于光学相干断层成像(OCT)原理的光学成像和生物测量仪器已经迅速取代超声生物测量仪器。OCT是一种能够实现对人类视网膜、角膜或白内障的微米级、高分辨率、截面成像的技术。OCT技术目前已广泛应用于临床实践，目前80％-90％的IOL处方病例使用这样的OCT仪器。除了其他原因，它们的成功是由于成像的非接触性质和比超声生物计更高的精度。
然而，即使有了这些最近的进步，生物测量和成像仪器的功能和性能还需要进一步的大幅度提高和发展。
发明内容
下面详细描述用于测量眼睛的光学像差的技术。一种示例性方法包括将所述眼睛定位在光学相干断层成像(OCT)干涉仪设备的测量臂附近的测量位置，使得来自所述测量臂的源光进入到所述眼睛前段中；以及检测干涉图样，所述干涉图样是由从所述眼睛反射的光和从所述OCT干涉仪设备的参考臂反射的光的组合产生的。基于所述干涉图样来计算所述眼睛前段中的参考表面与所述眼睛中的测量表面之间的光学延迟，所述参考表面是角膜或晶状体的前表面，其中，所述计算包括基于所述检测到的干涉图样来测量所述参考表面与所述测量表面之间的光学相移。
在各种实施例中，可以使用基于时域或基于谱域的技术。然而，与上面背景技术部分中所述的技术相比，当前披露的技术中的参考表面是眼睛本身的表面，而不是在OCT测量臂与测量目标之间引入的盖玻片的表面。因此，执行所述过程，而无需定位于所述眼睛与所述干涉仪的测量臂之间的任何盖玻片。
在一些实施例中，所述方法可以进一步包括在所述眼睛中的整个所述测量表面上以扫描图样扫描所述源光，使得针对在所述扫描图样中的多个点中的每个点重复所述检测和计算，以便获得针对所述多个点中的每个点的在所述参考表面与所述测量表面之间的光学延迟。在这些实施例的一些中，所述参考表面是所述眼睛的角膜的前表面，并且所述方法进一步包括基于针对所述多个点中的每个点的在所述参考表面与所述测量表面之间的光学延迟来计算所述角膜的光波前。在其他实施例中，所述参考表面是所述眼睛的晶状体的前表面，并且所述方法进一步包括基于针对所述多个点中的每个点的在所述参考表面与所述测量表面之间的光学延迟来计算所述晶状体的光波前。
附图说明
图1是展示了基于时域的相敏OCT的图。
图2A是展示了基于谱域的相敏OCT的图。
图2B是展示了基于谱域的相敏OCT的图。
图3展示了OCT强度数据与OCT相敏数据之间的差异。
图4示出了示例性相敏OCT测量的灵敏度。
图5是展示了被配置为执行本文中所述的技术中的一种或多种的示例性相敏OCT设备的框图。
图6是展示了根据本文中披露的技术的示例性方法的过程流程图。
具体实施方式
在以下描述中，阐明具体细节以便描述特定的实施例。然而，本领域的技术人员应清楚的是可以在不具有这些具体细节中的一些或全部的情况下实施所披露的实施例。所呈现的具体实施例意在为说明性的，而非限制性的。本领域的技术人员可认识到，虽然在此未明确描述，但其他材料也在本披露的范围和精神内。
已经描述了几种用于测量眼睛的像差的技术，并且这些技术被用于表征例如与执行眼科手术和/或用眼镜、隐形眼镜或屈光手术来矫正像差有关的眼睛。例如，角膜激光治疗使用由像差测量发展而来的眼睛波前图，以在治疗过程中引导激光。已知的用于测量眼睛的像差的技术包括光线跟踪技术和夏克—哈特曼(Shack-Hartmann)波前传感器的使用。
基于强度(幅度)成像的常规OCT技术可以提供眼睛所有光学表面的形貌图像。然而，由于组织不均匀，因此从常规OCT成像获得的形貌图像数据能否准确地转换为实际光学像差值得怀疑。
使用类似于上面背景技术部分中所述的技术的OCT相位信号可以被用于提供低至约20皮米的测量灵敏度，这比常规强度OCT图像所能达到的好几个数量级。图3展示了OCT强度与相位测量之间的差异。上面的图展示了从在样品改变之前从样品返回的OCT信号获得的OCT强度和相位信息，而下面的图展示了从在样品改变之后(即在测量表面移动一小段距离之后)从样品返回的OCT信号获得的OCT强度和相位信息。从这些图中可以看出，样品的小变化会引起相位的显著差异。然而，幅度信息的变化非常小，仅凭强度信息很难测量样品的变化。
图4展示了来自由相敏OCT系统执行的测量的定量结果。在图4的左侧，显示了三个信号。具有较大变化的两个信号展示了独立信道的信号加噪声。然而，应注意，这些信号具有共同的噪声分量。第三信号是差分信号，其中，所述共同的信号被去除。这表示噪声和抖动消除，所述噪声和抖动消除是通过使用类似于上面背景技术部分中所述的技术、通过测量与OCT干涉仪的测量臂一致的参考表面与测量表面之间的相位差而实现的。如在图4的右侧所示，测量灵敏度可以为约20皮米。
根据本发明的实施例，相敏OCT技术，无论是基于时域OCT处理还是基于谱域OCT处理，都被应用于眼科手术，特别是用于测量眼睛前段的像差并且从OCT信号获得真实的波前像差数据。与上面背景技术部分中所述的技术相比，这些手术(如下文更详细描述)可以在不使用盖玻片的情况下执行。这是通过使用角膜和/或晶状体的表面作为参考平面、而不是使用定位于OCT设备的测量臂与测量的眼睛之间的盖玻片或其他人工参考表面的表面作为参考平面来完成的。
在安装有显微镜和集成有显微镜的光学相干断层成像(OCT)系统中都可以采用本披露的技术和设备的实施例。图5展示了集成有显微镜的OCT系统100的实例，并且被提出用于展示与本发明的实施例一致的相敏OCT过程的基本原理。
系统100包括：眼睛可视化系统110，所述眼睛可视化系统被配置为提供眼睛10的成像区域的视觉图像；光学相干断层成像(OCT)成像系统120，所述成像系统被配置为生成成像区域的OCT图像；以及分析器140，所述分析器被配置为基于OCT图像并且基于如本文中所述的相敏OCT测量来确定眼睛的屈光特性。应当理解，OCT成像系统120和分析器/控制器140可以被集成到眼睛可视化系统110中。
系统100可以用于对眼睛10的前部区域(比如手术的目标)的像差成像并测量。对于角膜手术，所述测量区域可以是角膜12的一部分。对于其他手术，所述测量区域可以是眼睛的眼囊和(透明)晶状体14。所述测量区域还可以包括眼睛的前房。
眼睛可视化系统110可以包括显微镜112。在一些实施例中，显微镜可以包括裂隙灯。显微镜112可以是光学显微镜、手术显微镜、视频显微镜、或其组合。在图5的实施例中，眼睛可视化系统110(用粗实线示出)包括手术显微镜112，所述手术显微镜进而包括物镜113、光学器件115、以及双目镜或目镜117。眼睛可视化系统110还可以包括视频显微镜的相机118，在图5的示例性系统中，所述照相机被联接到具有分束器152a的显微镜双目镜117的光路中。
系统100进一步包括相敏光学相干断层成像(OCT)成像和测量系统120，在一些实施例中，所述成像和测量系统可以对应于如图1和图2所展示的设备。OCT成像和测量系统120可以生成成像区域的OCT图像以及相敏OCT测量。OCT成像和测量系统可以被配置为使用常规OCT成像技术以及所述的相敏相位差测量来生成成像区域的A扫描或B扫描。可以在可以由分析器140使用的“OCT输出”信号中输出OCT图像和/或测量信息。
OCT成像和测量系统120可以包括OCT激光器，所述OCT激光器在500-2,000nm波长范围工作，在一些实施例中，在900-1,400nm范围工作。OCT成像和测量系统120可以基于时域、频域、扫频源或傅立叶域锁模(FDML)OCT技术。
在各种实施例中，OCT成像和测量系统120的部分可以被集成到显微镜中，并且其部分可以被安装在独立控制台中。在一些实施例中，集成到显微镜中的OCT部分可以仅仅包括OCT光源，比如OCT激光器。从眼睛返回的OCT激光或成像光可以被馈送到光纤中，并被驱动到OCT成像和测量系统120的第二部分，在显微镜外部的OCT干涉仪。在一些实施例中，OCT干涉仪可以位于独立控制台中，其中合适的电子器件也位于所述控制台中以便处理OCT干涉信号。
OCT激光的实施例的相干长度比眼睛的前房的范围(比如角膜顶点与晶状体顶点之间的距离)长。在大多数病人中这个距离近似6mm，因此这样的实施例可以具有在4-10mm范围内的相干长度。其他实施例可以具有比如30-50mm的相干长度以便覆盖眼睛的整个轴向长度。而其他实施例可以具有比如在10-30mm范围内的中等相干长度，最后，一些实施例可以具有比50mm长的相干长度。一些扫频激光正在接近这些相干长度范围。一些傅立叶域锁模(FDML)激光器已经能够发射具有在这些范围内的相干长度的激光束。
在一些系统中，OCT成像和测量系统120可以经由显微镜接口150集成，所述显微镜接口可以包括用于使光耦合进入到显微镜112或裂隙灯的主光路中的分束器152c。镜154-2可以将OCT 120的光耦合到光路中。显微镜接口150、其分束器152c、以及镜154-2可以将OCT成像和测量系统120与眼睛可视化系统110集成。
图5示出了除分束器152c之外，系统100还可以包括第二分束器152b。当分束器152c在物镜113与集成OCT成像和测量系统120之间引导光时，分束器152b可以在显示器160与双目镜117之间引导光。
分析器或控制器140可以基于接收到的OCT图像和测量信息执行各种综合生物测量分析。特别地，在一些实施例中，控制器140可以基于由OCT成像和测量系统120提供的相敏OCT测量信息来产生角膜的波前图。所述分析可以利用各种各样公知的光学软件系统和产品，包括光线跟踪软件和计算机辅助设计(CAD)软件。综合生物测量的结果可以是(1)眼睛部分的光焦度值和合适IOL的相应建议或处方屈光度；(2)角膜散光的值和取向以及用于补偿这种散光的复曲面IOL的建议或处方复曲面参数；以及(3)用于矫正这种散光的一个或多个松弛切口的建议或处方位置和长度，等等。
在术中应用中，分析器140可以向显示器160输出这种综合生物测量的结果，使得显示器160可以为外科医生显示这些结果。显示器160可以是与眼睛可视化系统110相关联的电子视频显示器或计算机化显示器。在其他实施例中，显示器160可以是紧邻显微镜112的显示器，比如附接到显微镜112的外侧。最后，在一些实施例中，显示器160可以是微型显示器、或抬头显示器，显示器将显示光投射到显微镜112的光路中。投射可以经由镜157被耦合到主光路中。在其他实施例中，整个抬头显示器160可以位于显微镜112内部，或与显微镜112的端口集成。
图5展示了这种实施例，其中显示器160是抬头显示器，其将生物测量信息经由镜157投射回显微镜接口150。在这种实施例中，显微镜接口150包含分束器15c，所述分束器使OCT成像和测量系统120的光重新定向朝向病人的眼睛，并使从眼睛10反射的光重定向朝向OCT成像和测量系统120。如上所述，分束器152b使来自抬头显示器160的显示光重定向朝向显微镜的双目镜或目镜117，使得外科医生可以在术中查看显示的生物测量信息并且基于这种显示的生物测量做出明智的决定。
图6是展示了用于使用相敏OCT测量来确定眼睛前段的光学像差的示例性方法的过程流程图。图6的方法及其变型可以用类似于图5所示的设备来执行、或在被配置为执行相敏OCT测量的其他设备中来执行。
如框610所示，所述方法开始于将眼睛定位在光学相干断层成像(OCT)干涉仪设备的测量臂附近的测量位置，使得来自测量臂的源光进入到眼睛前段中。如框620所示，所述方法继续检测来自OCT干涉仪设备的干涉图样。所述干涉图样是由从眼睛反射的光和从OCT干涉仪设备的参考臂反射的光在OCT干涉仪设备中的组合产生的。
如框630所示，所述方法继续基于检测到的干涉图样来计算眼睛前段中的参考表面与眼睛中的测量表面之间的光学延迟。在一些实施例或实例中，参考表面是眼睛的角膜12的前表面(见图5)或眼睛的晶状体14的前表面(见图5)。这种光学延迟的计算包括基于检测到的干涉图样来测量参考表面与测量表面之间的光学相移。上面在背景技术部分中描述了用于确定这种光学相移的技术。因此，在各种实施例中，可以使用基于时域或基于谱域的技术。然而，在图6所展示的过程中，参考表面是眼睛本身的表面，而不是在OCT测量臂与测量目标之间引入的盖玻片的表面。因此，执行图6所示的过程，而无需定位于眼睛与干涉仪的测量臂之间的任何盖玻片。
在一些实施例中，图6所示的方法可以进一步包括在眼睛中的整个测量表面上以扫描图样扫描源光，使得针对在扫描图样中的多个点中的每个点重复框620和框630的检测和计算，以便获得针对多个点中的每个点的在参考表面与测量表面之间的光学延迟。在这些实施例的一些中，参考表面是眼睛的角膜的前表面，并且所述方法进一步包括基于针对多个点中的每个点的在参考表面与测量表面之间的光学延迟来计算角膜的光波前。图6的框640展示了这点。在其他实施例中，参考表面是眼睛的晶状体的前表面，并且所述方法进一步包括基于针对多个点中的每个点的在参考表面与测量表面之间的光学延迟来计算晶状体的光波前。
应当理解，可以将使用上述相敏OCT技术进行的光学延迟测量与使用常规OCT处理获得的OCT强度数据组合。这种信息组合可以有利地用于例如表征眼睛的晶状体或角膜的折射率的均匀性(或缺乏均匀性)，这是仅从常规OCT强度数据中无法获得的信息。这种折射率均匀性的表征可以用于例如确定病人是否适合进行基于激光的手术，其中晶状体折射率的均匀性越低可能表明满意手术结果的可能性越小。
因此，在一些实施例中，本文中所述的技术可以进一步包括基于针对多个点中的每个点的在参考表面与测量表面之间的光学延迟并进一步基于针对参考表面或测量表面或两者的OCT强度数据来确定眼睛的组成部分的折射率的均匀性。
上述具体实施例展示但不限制本发明。如上所述和如下文要求保护的，还应理解的是，根据本发明的原理的许多修改和变化是可能的。

Claims (6)

1.一种用于确定眼睛(10)的前段的光学像差的方法，所述方法包括：
将所述眼睛定位在光学相干断层成像干涉仪设备的测量臂附近的测量位置，使得来自所述测量臂的源光进入到所述眼睛(10)的前段中；
检测来自所述光学相干断层成像干涉仪设备的干涉图样，所述干涉图样是由从所述眼睛中的测量表面反射的光和从所述眼睛(10)的前段中的参考表面反射的光在所述光学相干断层成像干涉仪设备中的组合产生的，所述参考表面是所述眼睛的角膜(12)的前表面；以及
基于所述检测到的干涉图样来计算所述参考表面与所述眼睛中的测量表面之间的光学相移，
其中，所述方法进一步包括在所述眼睛(10)中的整个所述测量表面上以扫描图样扫描所述源光，并且其中，针对所述扫描图样中的多个点中的每个点重复所述检测和计算，以便获得针对所述多个点中的每个点的在所述参考表面与所述测量表面之间的光学相移，以及
其中，所述方法进一步包括基于针对所述多个点中的每个点的在所述参考表面与所述测量表面之间的光学相移来计算所述角膜的光波前。
2.一种用于确定眼睛(10)的前段的光学像差的方法，所述方法包括：
将所述眼睛定位在光学相干断层成像干涉仪设备的测量臂附近的测量位置，使得来自所述测量臂的源光进入到所述眼睛(10)的前段中；
检测来自所述光学相干断层成像干涉仪设备的干涉图样，所述干涉图样是由从所述眼睛中的测量表面反射的光和从所述眼睛(10)的前段中的参考表面反射的光在所述光学相干断层成像干涉仪设备中的组合产生的，所述参考表面是所述眼睛的晶状体(14)的前表面；以及
基于所述检测到的干涉图样来计算所述参考表面与所述眼睛中的测量表面之间的光学相移，
其中，所述方法进一步包括在所述眼睛(10)中的整个所述测量表面上以扫描图样扫描所述源光，并且其中，针对所述扫描图样中的多个点中的每个点重复所述检测和计算，以便获得针对所述多个点中的每个点的在所述参考表面与所述测量表面之间的光学相移，以及
其中，所述方法进一步包括基于针对所述多个点中的每个点的在所述参考表面与所述测量表面之间的光学相移来计算所述晶状体的光波前。
3.如权利要求1或2所述的方法，其中，所述方法进一步包括基于针对所述多个点中的每个点的在所述参考表面与所述测量表面之间的光学相移并进一步基于针对所述参考表面或所述测量表面或两者的光学相干断层成像强度数据来确定所述眼睛(10)的组成部分的折射率的均匀性。
4.如权利要求1或2所述的方法，其中，执行所述方法，而无需定位于所述眼睛(10)与所述干涉仪的测量臂之间的盖玻片。
5.如权利要求1或2所述的方法，其中，所述检测是使用时域光学相干断层成像执行的。
6.如权利要求1或2所述的方法，其中，所述检测是使用谱域光学相干断层成像执行的。
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