CN110996761A - 用于执行眼睛的宽视野眼底照相成像的非散瞳、非接触系统和方法 - Google Patents

用于执行眼睛的宽视野眼底照相成像的非散瞳、非接触系统和方法 Download PDF

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Abstract

提供了一种用于执行眼睛的u‑WF照相成像的非散瞳、非接触超宽视野眼底(u‑WF)照相成像系统和方法。该非散瞳、非接触u‑WF照相成像系统包括向眼球输送经睫状体平坦部照明的照明系统。这使得免于使用整个瞳孔来成像。释放整个瞳孔以用于成像允许非散瞳、非接触u‑WF照相成像系统的u‑WFC使用相对简单的光学系统来捕获超宽FOV。消除对使瞳孔扩张的需要和对在执行成像时与眼睛接触的需要消除了与散瞳、接触模式眼底成像系统和方法相关的许多问题。此外，该系统可以以使它非常适合于在得不到充分服务的区域中的远距会诊应用的方式被实现，在得不到充分服务的区域中诊所和经训练的医疗保健提供者可能不是可得到的。

Description

用于执行眼睛的宽视野眼底照相成像的非散瞳、非接触系统 和方法
相关申请的交叉引用
本申请是专利合作条约(PCT)国际申请，其特此要求2017年6月13日提交的并特此通过引用被全部并入本文的标题为“Nonmydriatic Single-Shot Widefield FundusCamera with Trans-Pars Planar Illumination”的具有美国临时申请序列号62/518,801的美国临时申请的优先权和申请日的利益。
政府利益的声明
本发明是在由美国国立卫生研究院颁发的授予号P30 EY001792、R01 EY023522、和R01 EY024628、以及由美国国家科学基金会颁发的CBET-1055889下由政府支持进行的。政府在本发明中有某些权利。
发明的技术领域
本发明涉及超宽视野眼底照相。更特别地，本发明涉及用于执行眼睛的超宽视野眼底照相成像的非散瞳、非接触系统和方法。
发明背景
宽视野眼底照相对于筛查糖尿病视网膜病变(DR)、早产儿视网膜病变(ROP)、脉络膜肿块和脉络膜转移瘤、脉络膜营养不良、和可能在视网膜的中央和周边区域处产生形态异常的其他眼睛疾病是必不可少的。传统眼底照相机通过瞳孔的周边区域输送照明。这些眼底照相机通过经由瞳孔将光输送到眼球内来照亮眼睛的内部。此外，传统眼底照相机利用经瞳孔照明，即环形照明图案，而被投射到瞳孔平面上。经瞳孔照明使光学设计变得非常复杂，并且瞳孔扩张通常是需要的，即，传统眼底成像系统和方法在本质上是散瞳的。
在穿过瞳孔后，光发散并照亮眼睛的后部。为了使在视网膜上的照明变得均匀，必须谨慎地调整在瞳孔平面上的环形图案的直径和发散度。这需要对光学成像系统的谨慎设计和复杂构造。因为瞳孔由照明和图像路径共享，眼底照相的可用视场是有限的。对经瞳孔照明的其他挑战包括由来自角膜和晶状体的反射引起的眩光。此外，瞳孔的扩张可能产生多种症状，包括例如难以聚焦和眩光达数小时或甚至更长时间。
被称为经巩膜照明的照明方法被提出作为实现超宽视野眼底检查的一种替代照明方法。经巩膜照明将照明光输送到在瞳孔外部的区域上，且因此可以增加眼底照相的可用视场(FOV)。超宽视野眼底照相机(u-WFC)是实现等于或大于90°的FOV的照相机。经巩膜照明首先由Oleg Pomerantzeff,M.D.于1975年在一个系统中引入，该系统放置与在睫状体平坦部处的巩膜接触的光纤以向眼球输送扩散的均匀照明。最近，被称为Panoret-1000TM眼底照相机的u-WFC被用于执行经巩膜照明，并且能够捕获单景超宽视野数字眼底图像(single-shot,ultra-widefield digital fundus images)。相对于经瞳孔照明眼底照相机，其图像质量是有竞争力的，并且在某些情况下对患者成像时优于它们，但由于与接触模式成像相关的并发症(例如对角膜和巩膜的划痕损伤、污染、炎症)和在临床操作中的困难而未能获得广泛接受。
在很大程度上由于照明和成像机构的技术复杂性，构造超宽视野眼底成像器在技术上是困难的。眼底仪器的高成本和瞳孔扩张的临床并发症限制了例行检查的途径，特别是对于农村和得不到充分服务的区域，在这些地方有技能的眼科医生和昂贵的仪器一般都是不可得到的。
附图简述
图1示出了根据代表性实施例的非散瞳、非接触超宽视野照相成像系统的示意图。
图2是示出用于捕获眼底图像的在图1中所示的系统的俯视图的图片。
图3A是示出在图1和图2中所示的系统的成像光路和固定目标的光路的示意图。
图3B示出在图3A中所示的示意图中的在反射镜从成像光路移出的情况下的一部分。
图4示出由在图1-3B中所示的系统1的照相机8针对不同照明位置捕获的各种眼底图像，并展现正确地照亮睫状体平坦部的重要性。
图5描绘的是由合适的处理器执行的自动分类算法对在图4中所示的宽视野眼底图像“b2”的动脉和静脉进行分类的方式。
图6描绘在上面参考图1-3B描述的非散瞳、非接触系统1和临床散瞳眼底照相机之间的比较评估。
图7是在相对于节点N定义的传统眼底照相机中的视场和相对于球面中心C定义的Retcam/Optos系统的示意图。
图8示出根据另一代表性实施例的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统100的示意图。
图9是在图8中所示的成像系统的光学系统的示意图。
图10示出根据代表性实施例的在图8中所示的系统100的照明系统的框图，其中该系统包括用于基于由处理器做出的被引导到眼睛上的照明光束没有与眼睛的睫状体平坦部区域正确地对准的确定来调整一个或多个光学元件的定位的操作台(motorizedstage)。
图11是表示由在图8中所示的系统执行的算法的示例的流程图。
图12是表示由在图8中所示的系统执行的算法的示例的流程图。
图13示出根据另一代表性实施例的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统的示意图，其中智能手机被用作眼底照相机。
详细描述
根据代表性实施例，提供了一种用于执行眼睛的u-WF照相成像的非散瞳、非接触超宽视野眼底(u-WF)照相成像系统和方法。非散瞳、非接触u-WF照相成像系统包括向眼球输送经睫状体平坦部照明的照明系统，从而使得免于使用(freeing)整个瞳孔来成像。免于使用整个瞳孔以用于成像允许非散瞳、非接触u-WF照相成像系统的u-WFC使用相对简单的光学系统来实现超宽FOV用于成像。消除对使瞳孔扩大的需要和与眼睛接触的需要消除了与散瞳、接触模式眼底成像系统和方法相关的前面提到的问题。
此外，该系统能够以使其变得非常适合于在得不到充分服务的区域(在这些区域中诊所和经训练的医疗保健提供者可能不是可得到的)中的远距会诊应用的方式来实现。特别是，非散瞳、非接触u-WF照相成像系统可以被制成相对容易使用的、便携式的、且相对便宜的，这使该系统变得非常适合于在得不到充分服务的区域中的远距会诊应用。
在下面的详细描述中，为了解释而不是限制的目的，阐述了公开特定细节的示例实施例，以便提供对根据本教导的实施例的彻底理解。然而，对于受益于本公开的在本领域中的普通技术人员将明显，根据本教导的偏离在本文公开的特定细节的其他实施例依然在所附权利要求的范围内。此外，可能省略众所周知的装置和方法的描述，以便不使示例实施例的描述模糊。这些方法和装置明确地在本教导的范围内。
本文使用的术语仅为了描述特定实施例的目的，且并没有被规定为限制性的。此外，所定义的术语是对如在本教导的技术领域中被普遍理解和接受的所定义的术语的技术和科学含义。
如在本说明书和所附权利要求中所使用的，术语“一(a)”、“一(an)”和“所述(the)”包括单数和复数所指对象，除非上下文另有明确规定。因此例如，“设备”包括一个设备和多个设备。
如在附图中所示的，相对术语可以用来描述各种元件的相对于彼此的关系。这些相对术语意欲除了在附图中描绘的定向之外还包括设备和/或元件的不同定向。
要理解的是，当元件被称为“连接到”或“耦合到”或“电耦合到”另一个元件时，它可以被直接连接或耦合，或介于其间可以存在元件。
术语“存储器”或“存储器设备”，当其在本文被使用时，旨在表示能够存储用于由一个或更多个处理器执行的计算机指令或计算机代码的计算机可读存储介质。在本文对“存储器”或“存储器设备”的提及应该被解释为一个或更多个存储器或存储器设备。例如，存储器可以是在同一计算机系统内的多个存储器。存储器也可以是分布在多个计算机系统或计算设备当中的多个存储器。
“处理器”，当其在本文被使用时，包括能够执行计算机程序或可执行计算机指令的电子部件。在本文对包括“处理器”的计算机的提及应该被解释为具有一个或更多个处理器或处理核心的计算机。处理器例如可以是多核处理器。处理器也可以指在单个计算机系统内或分布在多个计算机系统当中的处理器的集合。术语“计算机”还应该被解释为可能指计算机或计算设备的集合或网络，每个计算机或计算设备包括一个或多个处理器。计算机程序的指令可以由可以在同一计算机内的或者可以分布在多个计算机当中的多个处理器执行。
现在将参考附图描述示例性或代表性的实施例，其中相似的参考数字表示相似的部件、元素或特征。应该注意的是，在附图中的特征、元素或部件并没有被规定为按比例绘制，而是强调展现创造性原理和概念。
实验设置
图1示出了根据代表性实施例的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统1的示意图，其显示了照明光路2、成像光路3、和固定目标4。图2是显示正在被用于捕获眼底图像的在图1中所示的系统1的俯视图的图片。图3A是显示在图1和图2中所示的系统1针对固定目标4的成像光路3和光路5的示意图。图3B显示在图3A中所示的示意图在反射镜从成像光路3移出的情况下的一部分。
系统1包括成像系统6和照明系统7。成像系统6包括照相机8和包括至少一个光学元件的光学系统。根据该实施例，成像系统6的光学系统包括多个光学元件，包括镜片(OL)11、折射透镜L1 12、L2 13、L3 14和L6 15、以及圆形孔A1 16。照明系统7包括光源21和包括至少一个光学元件的光学系统。根据该实施例，照明系统7的光学系统包括多个光学元件，包括折射透镜L4 22和L5 23以及环形孔A2 24。
根据该实施例，光源21是产生白光的至少一个发光二极管(LED)。根据该代表性实施例，固定目标4用通常是LED的光源31从后面照亮。从后面照亮的固定目标4用于使受验对象(在该案例中其是人)促使他或她的眼睛32聚焦在将产生最佳成像结果的位置处。
对于在图1-3B中描绘的实验设置，选择565纳米(nm)LED作为用于彩色眼底成像的光源21。这个特定的LED根据输送到LED的电流的量显示绿色和红色。因此在实验设置中，所使用的LED基于分别通过绿色通道和红色通道输送到LED的电流而发射绿光或红光。
来自LED 21的光由L5 23准直，并穿过弧形孔A2 24。透镜L4 22用于将孔成像到巩膜上以形成弧形照明图案。弧形孔A2 24被谨慎地设计成与睫状体平坦部44的形状紧密匹配。在实验设置中，照明臂41(图2)的靠近眼睛32并用于保持照明系统7的端部可以在水平方向上手动地移动以精确地将照明光输送到睫状体平坦部44。应当注意的是，将光耦合到睫状体平坦部44上的最靠近眼睛的光学元件(在该实验设置中其为透镜L4 22)与眼睛32间隔开预定距离以避免与眼球和与眼睛32的眼睑(未示出)物理接触。
穿过睫状体平坦部44的光被扩散并均匀地照亮眼内区域。OL 11(在实验设置中其是由Volk Optical有限公司制造的22D镜片)用于收集从瞳孔出来的光。三个现成的透镜L112、L2 13和L3 14被放置在OL 11之后以将眼底图像转发到照相机8的光学传感器阵列上。在实验设置中，照相机8的光学传感器阵列是传感器的互补金属氧化物半导体(CMOS)阵列，且照相机8是由Canon有限公司制造的具有型号EOS Rebel T6i的数字单镜头反光照相机。
孔A1 16被放置在瞳孔共轭平面处以限制有效成像瞳孔尺寸。在实验设置中，孔A116被配置成为了最佳成像分辨率而将有效成像瞳孔尺寸限制到2.5mm，以及拒绝来自巩膜的散射光。透镜L6 15被定位于照相机取景器后面，且十字46由被放置在透镜L6 15前面的光源31照亮以用作固定目标，使得测试的受验对象可以通过经由透镜观察照相机8来固定他们的眼睛。通过按下照相机8的快门按钮来容易地获取单景眼底图像。
在传统眼底照相机中，可以使用分束器来分离成像光路和固定光路，使得固定目标可以被使用。然而，分束器浪费来自视网膜的光的一小部分。在实验设置中，由于照相机8的单反射特性，不需要有分束器。
替代地，如图3A和图3B中所示，在实验设置中使用反射镜51来将光从成像光路3转向固定目标光路5。在目标固定期间，反射镜51处于图3A中所示的定位中，使得眼睛32可以聚焦在固定目标4的十字47上。根据该实施例，照相机8包括沿着固定光路5定位的取景器52和五棱镜53。当照相机的快门按钮被按下时，反射镜51暂时向上翻转，如图3B中所示，且从眼睛32出来的光到达照相机8的光学传感器阵列55，这产生眼底图像。
图4显示的是由在图1-3B中所示的系统1的照相机8针对不同照明位置捕获的各种眼底图像，并展现了正确地照亮睫状体平坦部的重要性。图4中的照片“a”有被标记为“P1”、“P2”、和“P3”的在眼睛上的三个不同的照明位置。被标记为“b1”–“b3”的图像分别在位置“P1”–“P3”处由照相机8获取。在图4中被标记为“c”的图表显示的是用通过不同位置输送的恒定功率照明收集的眼底图像的平均强度。在图表“c”中的曲线代表来自一个受验对象的五次试验的平均值。在图表“c”中的灰色阴影代表标准偏差。分别使用红光、绿光和蓝光来捕获被标记为“d1”、“d2”、和“d3”的图像。被标记为“e”的图像对应于标准化眼底图像“b2”，具有红色和绿色通道强度的数字补偿。可在图像“e”中清楚地识别黄斑、视神经盘、神经纤维束和血管。
如在照片“a”中所示的，一个弧形可见光图案用于经睫状体平坦部照明。眼底图像“b1”、“b2”、和“b3”用分别通过后部、中部和前部区域输送到睫状体平坦部区域的照明被收集。对于所有这三幅图像，照相机8被设置到1秒的曝光时间，具有ISO 3200和白平衡色温3200K。观察到，图像质量对照明位置是敏感的。通过使照明图案指向睫状体平坦部的后部，在由红色主导的眼底图像(图像“b1”)中观察到脉络膜血管。通过将照明图案移动到睫状体平坦部区域的中心(位置“P2”)，视网膜血管、视神经盘、和黄斑被清楚地观察到(图像“b2”)。将照明图案定位到睫状体平坦部区域的前部(位置“P3”)，图像太暗而不能透露眼底结构的细节(图像“b3”)。为了量化光照明的位置相关效率，在图表“c”中示出用从后巩膜到角膜缘以大约0.4mm的步长间隔扫描的照明图案收集的单独图像的平均像素强度。
由于与短波长(例如绿色和蓝色)的光相比长波长(例如红色)光的出众的穿透能力，图4中的所有图像是红色主导的。对于图像“b2”，红色通道的平均强度分别比绿色通道和蓝色通道的强度高4倍和16倍。为了增强视网膜结构的可视化，红色和绿色通道在图像“e”中被数字地平衡。给定在原型仪器中的光源中缺乏蓝光，蓝色通道被忽略以重建增强的图像“e”。在图像“e”中，清晰地观察到黄斑和视神经盘，并且明确地识别出单独血管。此外，神经纤维束也可以被观察为来自视神经盘的条纹图案。
宽视野眼底图像的定量分析
眼底图像的定量分析对于眼睛疾病的客观和自动分类是必要的。为了验证使用基于用于定量成像的眼底照相机的经睫状体平坦部照明的潜在可行性，发明人探索了动脉和静脉的自动分类、定量分析血管直径和弯曲度、以及小动脉与小静脉直径比(AVR)。已知视网膜病可能不同地影响动脉和静脉。例如，一些研究表明，在ROP中动脉弯曲度的增加比静脉的弯曲度的增加更显著，以及在DR中动脉的直径减小而静脉的直径增加。因此，对动脉和静脉的单独分析可以为定量眼底图像分析和分类提供提高的灵敏度。
图5描绘由合适的处理器执行的自动分类算法对在图4中所示的宽视野眼底图像“b2”的动脉和静脉进行分类的方式。图5中的图像“a”表示在图4中示出的眼底图像“b2”的绿色通道，并且是与图4中的图像“d2”相同的图像，但为了更好的可视化而具有增加的亮度。图5中的图像“b”是使用图5的图像“a”的绿色通道获得的分割血管图。图5中的图像“c”是在图5中所示的图像“b”的红色通道和绿色通道的光密度比图。图5中的图像“d”显示了由自动分类算法分类的动脉(红色)和静脉(青色)。图5中的图表“e”显示了在图5的图像“d”中所示的动脉和静脉的平均动脉和静脉直径。图5中的图表“f”显示了在图5的图像“d”中所示的动脉和静脉的平均动脉和静脉弯曲度。
自动分类算法可以如下被执行。首先，红色和绿色通道与彩色眼底图像(图4中的图像“b2”)分离。其次，绿色通道用于分割在图5中所示的图像“a”的单独血管以重建在图5的图像“b”中所示的血管图。第三，在红色和绿色通道之间的光密度比(ODR)被计算。如在图5的图像“c”中所示的，动脉显示比静脉低的ODR值。第四，亮度阈值应用于图5所示的图像“c”以分离动脉和静脉，如由在图5中所示的图像“d”所描绘的。
自动分类算法合理地匹配动脉和静脉的人工分类过程。动脉和静脉的平均直径在图5的图表“e”中被显示。因此，AVR可以被计算为AVR＝194μm/235μm＝0.8，其在以前的出版物中报告的正常范围(0.54–0.82)内。
图6描绘在上面参考图1-3B描述的非散瞳、非接触系统1和临床散瞳眼底照相机之间的比较评估。在图6中所示的图像“a”是用具有90°FOV(眼角，即60°外角)的系统1以捕获的眼底图像。在图6中所示的图像“b”是使用由Zeiss制造的具有67.5°的FOV(眼角，即45°外角)的型号Cirrus Photo 800的临床散瞳眼底照相机从同一受验对象捕获的眼底图像。在图6中所示的图像“c”是用于FOV比较的图6的图像“a”和“b”的重叠。在图6中所示的图像“d1”对应于绿色通道。在图5中所示的图像“d2”显示眼底图像“a”的所分类的动脉(红色)和静脉(青色)。在图6中所示的图像“e1”对应于在图6中所示的图像“b”的绿色通道。在图6中所示的图像“e2”显示了在图6中所示的眼底图像“b”的所分类的动脉(红色)和静脉(青色)。
在图6中所示的图表“f”给出在图6的图像“d2”(短划线白色圆圈区域)中的静脉和动脉的平均动脉(红色)和静脉(青色)直径，以及在图6中所示的图表“g”显示在图6的图像“e2”中显示的静脉和动脉的平均动脉(红色)和静脉(青色)弯曲度。
在实验室原型非散瞳、非接触仪器与临床散瞳眼底照相机之间的比较评估
在图6的重叠图像“c”中直接观察到在图1-3B中所示的系统1的扩展FOV(60°外角，即90°眼角)。用两个系统捕获的眼底图像暴露相似的血管、黄斑和视神经盘。特别地，增强的绿色通道(图6中的图像“d1”与图像“e1”相比)和动脉-静脉分类(图6中的图像“d2”与图像“e2”相比)显示在重叠区域中的几乎完全相同的视网膜血管。血管直径(图6中的图表“f”与图表“g”相比)和重叠区域的弯曲度的定量分析进一步证实在非散瞳、非接触系统1和临床散瞳眼底照相机之间的极大的一致。
图7是在相对于节点N定义的传统眼底照相机中的视场和相对于球面中心C定义的Retcam/Optos系统的示意图。Retcam/Optos系统的130°视野相当于在传统眼底照相机中的86°。如在图7中所示，有两种方法来定义眼底视野。在传统眼底照相机中，相对于节点N来定义基于外角的视角。然而，对于最近的超宽视野仪器，例如Optos(Optos，马萨诸塞州Marlborough)和Retcam(Clarity Medical Systems，加利福尼亚州Pleasanton)系统，球面中心C用于定义视角(即内角)。在外角和内角之间的关系可以被量化为θ内部＝0.74×2×θ外部。例如，单景Retcam图像的130°视野相当于在传统眼底照相中的86°视野。为了与Opto和Retcam图像进行容易的比较，图1-3B中所示的系统1的FOV根据内角标准定义以在下面的讨论中量化眼底视野。
图8示出根据另一代表性实施例的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统100的示意图。根据该实施例，系统100的照明台(illumination stage)包括一个或更多个光学元件和附加的光学传感器阵列，用于自动定位眼睛的睫状体平坦部区域以确保用于照亮眼睛以用于成像的光被精确地引导到睫状体平坦部区域。
系统100包括成像系统106和照明系统107。成像系统106包括照相机108和包括至少一个光学元件的光学系统。根据该实施例，成像系统106的光学系统包括多个光学元件，包括透镜L0 109、L1 111、L2 113、L3 114和分束器116。照明系统107包括光源121和包括至少一个光学元件的光学系统。根据该实施例，照明系统107的光学系统包括多个光学元件，包括透镜L4 122、L5 123、L6 124、弧形孔126、和光学传感器阵列127。根据该实施例，光源121分别包括红色、绿色和蓝色LED 131、132和133以及第一分色镜(DM)135和第二分色镜136。
根据代表性实施例，系统100具有150°的FOV，以14帧/秒的速度捕获具有20像素/度的分辨率(10微米/像素，对应于20微米系统分辨率)的单景眼底图像，并执行睫状体平坦部的自动识别。
为了实现具有20像素/度分辨率的150°FOV，照相机108的光学传感器阵列应该具有至少3000 x 3000像素的帧分辨率。对于在图8中所示的代表性实施例，使用由加拿大渥太华的PixeLINK制造的PL-D7715 CU型号照相机。PL-D7715CU型号具有4384 x 3288像素的帧分辨率，具有1.4μm x 1.4μm像素大小和14fps帧速率。
系统100的分辨率受数字照相机(像素分辨率)和光学系统(衍射极限)影响。对于每度20像素的分辨率，视角的一个外部度数等于在视网膜上的288μm。如上面所指示的，在外角和内角之间的关系可以被量化为θ内部＝0.74×2×θ外部。因此，对应的像素分辨率Rp可以被估计为：
Rp＝288/(20×0.74×2)≈10μm/像素 (1)
通过考虑奈奎斯特定律，10μm/像素对应于20μm系统分辨率。原理上，20μm系统分辨率也应由光学系统支持。换句话说，衍射极限分辨率应该小于或等于20μm以确保获得20μm系统分辨率。
为了估计衍射极限分辨率，应考虑瞳孔直径、即目镜的有效数值孔径(NA)对光学分辨率的影响。根据在图8中所示的代表性实施例，使用Dp＝1.5mm的瞳孔直径。整个眼睛的光功率为60屈光度，其对应于光学长度f0≈17mm。因此，视网膜图像的光学分辨率可以被估计为：
Figure BDA0002374898080000111
代入Dp＝1.5mm、f0＝17mm、和λ＝550nm，衍射极限光学分辨率在理论上被估计为R≈8μm。然而，已知眼睛的光学像差可能降低视网膜成像系统的实际分辨率。系统分辨率的保守估计是20μm。
图9是在图8中所示出的成像系统106的光学系统的示意图。对于1.4μm的照相机108的像素大小，像素分辨率是10μm。因此，光学放大率(从视网膜到照相机108)应该是
Figure BDA0002374898080000121
对于该代表性实施例，光学器件的光学放大率可以被量化为：
Figure BDA0002374898080000122
其中，f0、f1、f2、f3分别是透镜L0 109、L1 111、L2 113、L3 114的焦距。对于该示例实施例，假设f0＝17mm；f1＝12mm；f2＝30mm，以及因而f3＝6mm。
再次参考图8，系统100还包括光源141和DM 142。在眼底成像期间，分别由红色、绿色和蓝色LED 131–133产生的红光、绿光和蓝光通过由DM 135和136执行的光学效应被组合以产生白光，并沿着照明光路145被引导。弧形孔126将光束转换成弧形光束以匹配眼睛147的睫状体平坦部区域的形状。透镜L6 124、DM 132和透镜L4 122的组合光学效应将照明光路重定向到睫状体平坦部区域，并使弧形光束的尺寸与睫状体平坦部区域的尺寸匹配。因此，使弧形光束与睫状体平坦部区域的尺寸和形状相匹配。
照明光穿过睫状体平坦部区域，被扩散，均匀地照亮眼内区域，并被反射通过眼睛的瞳孔。反射通过瞳孔的光由成像系统106的光学系统109、111、142、113和114引导到眼底照相机108的光学传感器阵列上，眼底照相机108获取具有上面参考图5和图6描述的特征的眼底图像。
如上面所指示的，根据一个实施例，在图8中所示的系统100具有自动定位睫状体平坦部区域的能力。图10示出根据代表性实施例的在图8中所示的系统100的照明系统107的框图，其中系统100包括用于基于由系统100的处理器160做出的被引导到眼睛147上的照明光束没有与眼睛147的睫状体平坦部区域正确地对准的确定来调整光学元件124和/或125的定位的操作台150。处理器160可以执行不同的算法以做出这个确定，其几个示例在下面被描述。
参考图8和图10，在对准过程中，光源141(其通常是近红外(NIR)光源(例如，发射NIR的LED))发射由DM 142和透镜L1 111引导通过瞳孔的光束。从眼睛147的眼内区域反射的光穿过眼睛147的包括睫状体平坦部区域的区域。透镜122、DM 132和透镜123的光学效应使反射光被引导到照相机127的光学传感器阵列151上。
处理器160执行算法，其处理从光学传感器阵列151输出的图像，并确定光学元件124和/或光学元件126是否与睫状体平坦部区域正确地对准。如果否，处理器160使操作台150调整光学元件124和/或光学元件126的X、Y和Z定位中的至少一个，直到正确的对准被实现为止。
此外，弧形孔126可以是可调整的以允许由弧形孔126形成的弧形图案的宽度由处理器160调整以匹配睫状体平坦部区域的尺寸。
作为上述算法的替代，处理器160还可以与眼底照相机108通信以允许处理器160基于由眼底照相机108获取的眼底图像来调整光学元件124和/或光学元件126的X、Y和/或Z定位。根据该实施例，在照明扫描期间连续地或在相邻时刻由眼底照相机108捕获的视网膜图像由处理器160处理。在每个视网膜图像内的光水平取决于照明位置。在收集视网膜图像之后，整体图像强度可以被处理器160容易计算，并且对应于睫状体平坦部的位置的具有最大光强的图像可以被确定。处理器160然后可以使操作台150将光学元件124和/或光学元件126的定位调整到对应于具有最大光强的图像的定位。
图11和图12是表示这两种不同算法的流程图。应当注意，如本领域中的技术人员在查看本文提供的描述时所理解的那样，其他算法可用于这个目的。
参考在图11中所示的流程图，如由块201所指示，光(其通常是NIR光)通过瞳孔被输送以照亮眼睛的后部。从眼睛的后部(即视网膜和脉络膜)散射的光照亮巩膜。如由块202所指示，处理器160处理由睫状体平坦部照相机的光学传感器阵列捕获的图像以确定照明系统的至少一个光学元件是否与睫状体平坦部区域正确地对准，并输出控制信号。如由块203所指示，操作台接收控制信号，并在必要时调整光学元件的空间定位以改善在光学元件和睫状体平坦部区域之间的对准。
参考在图12中所示的流程图，如由块211所指示，眼底照相机108在用白光照亮眼睛期间收集可见光视网膜图像。如由块212所指示，处理器160处理与照明系统的光学系统的至少一个光学元件的多个相应空间定位相关联的连续地或在相邻时刻收集的一系列图像以确定哪个空间定位导致在睫状体平坦部区域和光学元件之间的正确对准，并输出控制信号。如由块213所指示，操作台使操作台在必要时调整光学元件的定位以实现正确的对准。
上述算法通常在硬件(例如，处理器160)和软件和/或固件的组合中实现。软件和/或固件包括存储在由在图10中所示的存储器170表示的非暂时性计算机可读介质(CRM)上的计算机指令或代码。CRM可以是任何合适的存储器设备，包括但不限于固态存储器(例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、闪存)、磁存储器设备(例如硬盘驱动器)、光存储器设备(例如光盘)和量子存储器设备。
前面的讨论证明了用于快照、宽视野眼底照相的无接触、经睫状体平坦部照明的可行性和实用性而没有对药理学瞳孔扩张的需要。在具有经巩膜照明的传统眼底照相机中，照明路径和成像路径都共享瞳孔。一般，照明光通过瞳孔的周边被输送。为了最小化来自角膜和晶状体的反射对眼底图像的影响，成像光通常仅通过中心瞳孔被收集。因此，传统眼底照相机的可用视野先天性地被限制，并且瞳孔扩张对于在视网膜周边的眼底检查是频繁地需要的。具有精密的光学设备的复杂系统设计在那些系统中是强制的，以平衡用于照明光输送和成像光收集的瞳孔使用，使传统眼底照相机变得复杂和昂贵。
通过免于仅为了收集成像光而使用整个瞳孔，本文描述的系统明显简化宽视野眼底照相所需的光学系统的复杂性。此外，根据创造性原理和概念的经睫状体平坦部照明消除了用于宽视野眼底照相的先前展示的经巩膜和经眼睑照明中的所有接触部分。因此，本文所述的完全无接触、经睫状体平坦部照明保证下一代低成本、超宽视野、非散瞳、快照眼底照相机，其将促进宽视野眼底照相的临床部署以实现更好的ROP管理、早期DR检测、以及在预测视DR进展和糖尿病性黄斑水肿(DME)发展时的提高的准确性等。
例如，智能手机可以分别用作在图1和图8中所示的系统1和100的眼底照相机8或108以执行基于宽视野、单次拍摄、非接触、非散瞳经巩膜照明的眼底照相。图13示出根据另一代表性实施例的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统300的示意图，其中智能手机310被用作眼底照相机。系统300与在图8中所示的系统100相同，不同之处在于在图8中所示的眼底照相机108在图13中用智能手机310代替。智能手机310被配置为执行上面参考图1和图8描述的非接触、非散瞳、单景、宽视野眼底照相。上面参考图4-6描述的眼底图像的附加处理可以由智能手机310的处理器或者由智能手机310将眼底图像发送到的处理器(例如，处理器160)来执行。
应当注意，在图13中所示的系统300的实施例仅仅是智能手机可以用作眼底照相机的方式的一个示例。各种部件可以被组合或合并到智能手机310中，或者用作其附件以形成智能手机眼底照相机系统。鉴于本文提供的描述，在本领域中的技术人员将理解可以做出这些变化的方式。例如，在上面被描述为由处理器160执行的一个或更多个操作和/或各种眼底图像处理操作例如上面参考图4-6描述的操作可以由智能手机310的适当地配置的处理器和/或由附接到智能手机310的设备(例如，个人计算机)的处理器来执行。
非接触或无接触经睫状体平坦部照明、低成本智能手机技术、定量图像分析、和广泛可用的互联网技术的独特组合保证低成本、超宽视野、非散瞳眼底照相机，以实现负担得起的远距会诊以减小在农村和得不到充分服务的区域中的健康差距，在这些区域中富有经验的眼科医生和昂贵的设备都是有限的。
如上面参考图4-6所述的，对于经睫状体平坦部照明有不同的色彩效率。已知由于吸收和散射引起的光衰减是波长相关的。因为长波长光的透射比短波长光高得多，所以选择在图8中所示的LED 131-133以具有强短波长发射(黄色和绿色)和弱长波长发射(红色)，以用于经睫状体平坦部照明。然而，眼底图像仍然是红色主导的。视网膜血管的细节主要被反映在短波长图像中是公认的。为了产生视网膜血管增强的图像，上述讨论展现了数字地标准化单独的颜色通道的强度值的可行性。然而，对于用单个光源的经睫状体平坦部照明，红色、绿色、和蓝色通道的有效动态范围可以是不同的。例如，当红色通道接近饱和水平(即，对于8位照相机是255)时，绿色通道可能只有约60的光水平。换句话说，绿色通道的有效动态范围仅仅是由照相机传感器提供的约1/4。
通过分别包括单独的红色、绿色和蓝色LED 131–133的光源121，可以使用单独的R/G/B功率控制来补偿眼组织的光效率的色差，并因而最大化数字照相机的有用动态范围。例如，处理器160可以被配置为执行使输送到LED 131–133的功率根据需要被调整以控制被组合以形成照明光的红光、绿光和蓝光的相对百分比的算法。
通过实验，确定延长的曝光时间可能由于无意识的眼球运动而使眼底图像模糊。发明人利用闪光光源来执行测试以追求眼底图像的提高的质量，并确定增加的光功率可用于将曝光时间控制到毫秒级以最小化眼球运动对眼底图像的影响。换句话说，眼底照相机可以被配置成减少曝光时间以避免模糊，假定被引导到睫状体平坦部上的照明光的功率是足够高的。
应当注意，为了展现本发明的原理和概念的目的，参考几个实施例描述了说明性实施例。本领域中的技术人员将理解如何将本发明的原理和概念应用于在本文未明确描述的其他实施例。例如，虽然特定的系统配置在本文被描述并在附图中示出，但各种其他系统配置可以被使用。如由本领域中的技术人员在查看本文提供的描述时将理解的，可以对本文描述的实施例进行许多修改，同时仍然实现本发明的目标，并且所有这样的修改都在本发明的范围内。

Claims (20)

1.一种用于对眼睛成像的非散瞳、非接触超宽视野眼底(u-WF)照相成像系统，所述系统包括：
照明系统，所述照明系统包括：
至少第一光源，所述第一光源生成至少第一波长范围的光；以及
第一光学系统，所述第一光学系统被配置成将所述光转换成具有第一预定形状和尺寸的第一光束，所述第一光学系统包括至少第一光学元件，所述第一光学元件远离眼球间隔开预定距离以避免与眼球和与眼睛的眼睑的物理接触，所述第一光学元件被配置成将所述第一光束耦合到眼球的睫状体平坦部区域上；以及
成像系统，所述成像系统包括：
第二光学系统，所述第二光学系统被配置成接收在超宽视场(FOV)上从眼球的瞳孔通过的光，并在第一方向上引导所接收的光的至少一部分；以及
第一照相机，所述第一照相机具有第一光学传感器阵列，在所述第一方向上被引导的所述光的至少一部分入射在所述第一光学传感器阵列上，所述第一光学传感器阵列被配置成从入射光产生第一眼底照相图像。
2.根据权利要求1所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，还包括：
至少第二光源，所述第二光源生成至少第二波长范围的光；以及
所述第二光学系统的至少第二光学元件，所述第二光学元件相对于所述第二光源被布置以耦合通过所述瞳孔的所述第二波长范围的光的至少一部分以照亮眼球的后部区域，其中，照亮所述后部区域的所述第二波长的光的至少一部分从所述后部区域散射到眼球的巩膜上。
3.根据权利要求2所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，还包括：
第二光学传感器阵列，所述第二光学传感器阵列被定位成接收被散射到所述巩膜上的光的至少一部分，并且被配置成由此从接收的散射光的所述一部分产生第二图像，所述第二图像包含与所述睫状体平坦部区域和所述第一光学系统的至少一个光学元件之间的对准相关的信息。
4.根据权利要求3所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，还包括：
至少第一处理器，所述至少第一处理器被配置为处理所述第二图像以确定所述至少一个光学元件是否与所述睫状体平坦部区域正确地对准，并输出第一控制信号；以及
至少第一操作台，所述至少第一操作台机械地耦合到所述至少一个光学元件，所述第一操作台接收所述第一控制信号并调整所述至少一个光学元件的空间定位以改善在所述至少一个光学元件和所述睫状体平坦部区域之间的对准。
5.根据权利要求4所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第二光源是近红外(NIR)光源，并且所述第二波长范围是NIR波长范围。
6.根据权利要求5所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一光源生成白光，并且所述第一波长范围包括在可见光谱中的波长。
7.根据权利要求6所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一光学系统包括具有圆弧形的至少一个光学元件以使所述第一光束的预定形状与所述睫状体平坦部区域的形状基本上匹配。
8.根据权利要求5所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一光源包括生成红光的红色光源、生成绿光的绿色光源和生成蓝光的蓝色光源，所述第一光学系统组合所述红光、所述绿光和所述蓝光以产生所述白光。
9.根据权利要求8所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述至少第一处理器被配置成处理所述第一眼底照相图像，并且在必要时对输送到所述红色光源、绿色光源和蓝色光源中的至少一个的电功率的量做出调整，以便控制由所述第一光学系统组合以产生所述白光的红光、绿光和蓝光的相对百分比。
10.根据权利要求1所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一照相机是智能手机的照相机。
11.根据权利要求1所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一照相机减少曝光时间以避免模糊。
12.根据权利要求1所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，还包括：
至少第一处理器，所述第一处理器被配置为处理在与所述第一光学系统的至少一个光学元件的多个相应空间定位相关联的多个时刻由所述第一光学传感器阵列产生的一系列第一眼底照相图像以确定所述空间定位中的哪个空间定位导致在所述睫状体平坦部区域和所述至少一个光学元件之间的正确对准，并输出第一控制信号；以及
至少第一操作台，所述第一操作台机械地耦合到所述至少一个光学元件，所述第一操作台接收所述第一控制信号，并且如果所述第一控制信号指示所述至少一个光学元件没有与所述睫状体平坦部区域正确地对准，则将所述至少一个光学元件移动到导致在所述至少一个光学元件与所述睫状体平坦部区域之间的正确对准的所述空间定位。
13.根据权利要求12所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第二光源是近红外(NIR)光源，并且所述第二波长范围是NIR波长范围。
14.根据权利要求13所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一光源生成白光，并且所述第一波长范围包括在可见光谱中的波长。
15.根据权利要求14所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一光束的预定形状和尺寸小于所述睫状体平坦部区域的形状和尺寸。
16.根据权利要求15所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一光学系统包括具有圆弧形的至少一个光学元件以使所述第一光束的预定形状与所述睫状体平坦部区域的形状基本上匹配。
17.根据权利要求14所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述第一光源包括生成红光的红色光源、生成绿光的绿色光源和生成蓝光的蓝色光源，所述第一光学系统组合所述红光、所述绿光和所述蓝光以产生所述白光。
18.根据权利要求17所述的非散瞳、非接触u-WF照相成像系统，其中，所述至少第一处理器被配置成处理所述第一眼底照相图像，并且在必要时对输送到所述红色光源、绿色光源和蓝色光源中的至少一个的电功率的量进行调整，以便控制由所述第一光学系统组合以产生所述白光的红光、绿光和蓝光的相对百分比。
19.一种用于执行眼睛的非散瞳、非接触超宽视野眼底(u-WF)照相成像的方法，所述方法包括：
用至少第一光源生成至少第一波长范围的光；
用第一光学系统将所述光转换成具有第一预定形状和尺寸的第一光束，所述第一光学系统包括至少第一光学元件，所述第一光学元件远离眼球间隔开预定距离以避免与眼球和与眼睛的眼睑物理接触；
用所述第一光学元件将所述第一光束耦合到眼球的睫状体平坦部区域上；
用第二光学系统接收在超宽视场(FOV)之上从眼球的瞳孔通过的光，并在第一方向上引导所接收的光的至少一部分；以及
用第一照相机的第一光学传感器阵列接收在所述第一方向引导的所述光的至少一部分，并从由所述第一光学传感器阵列接收的光产生第一眼底照相图像。
20.根据权利要求19所述的方法，还包括：
用至少第二光源生成至少第二波长范围的光；以及
用第二光学系统的至少第二光学元件耦合通过所述瞳孔的所述第二波长范围的光的至少一部分以照亮眼球的后部区域，其中，照亮所述后部区域的所述第二波长的光的至少一部分从所述后部区域散射到眼球的巩膜上。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20200397285A1 (en) * 2019-06-21 2020-12-24 Tesseract Health, Inc. Multi-modal eye imaging techniques
US11737665B2 (en) 2019-06-21 2023-08-29 Tesseract Health, Inc. Multi-modal eye imaging with shared optical path
US11969209B2 (en) * 2021-01-20 2024-04-30 Dell Products L.P. Information handling system display visual augmentation system and method

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10349091A1 (de) * 2003-10-22 2005-05-25 Carl Zeiss Meditec Ag Beleuchtungseinheit für Funduskameras und/oder Ophthalmoskope
US20070159600A1 (en) * 2003-04-08 2007-07-12 Medibell Medical Vision Technologies, Ltd. Transcleral opthalmic illumination method and system
CN101569545A (zh) * 2008-05-03 2009-11-04 株式会社尼德克 非接触式超声眼压计
CN103446676A (zh) * 2006-10-16 2013-12-18 Oraya治疗公司 眼放射外科

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005006943A2 (en) * 2003-07-03 2005-01-27 Medibell Medical Vision Technologies, Ltd. An illumination method and system for obtaining color images by transcleral ophthalmic illumination
JP2012050581A (ja) * 2010-08-31 2012-03-15 Canon Inc 眼底カメラ
US8944596B2 (en) * 2011-11-09 2015-02-03 Welch Allyn, Inc. Digital-based medical devices
JP6573831B2 (ja) * 2013-01-28 2019-09-11 エルケーシー テクノロジーズ インコーポレイテッド 視覚電気生理学デバイス
US10143371B2 (en) * 2015-02-10 2018-12-04 Myco Industries, Inc. Eye examination device
CN109068977B (zh) * 2016-03-03 2021-08-24 百欧莱特工程有限公司 采用经巩膜平坦部照明的眼底成像方法和装置
US11179033B2 (en) * 2016-05-13 2021-11-23 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) System, method and apparatus for retinal absorption phase and dark field imaging with oblique illumination
WO2018049190A1 (en) * 2016-09-08 2018-03-15 University Of Southern California Portable apparatus for imaging the eye
KR101855009B1 (ko) * 2016-12-26 2018-05-04 부산대학교 산학협력단 평면부 조영을 통한 망막조영기법이 적용된 무산동 안저카메라

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070159600A1 (en) * 2003-04-08 2007-07-12 Medibell Medical Vision Technologies, Ltd. Transcleral opthalmic illumination method and system
DE10349091A1 (de) * 2003-10-22 2005-05-25 Carl Zeiss Meditec Ag Beleuchtungseinheit für Funduskameras und/oder Ophthalmoskope
CN103446676A (zh) * 2006-10-16 2013-12-18 Oraya治疗公司 眼放射外科
CN101569545A (zh) * 2008-05-03 2009-11-04 株式会社尼德克 非接触式超声眼压计

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