CN111067479B - 一种眼底成像装置及成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种眼底成像装置及成像方法，该眼底成像装置包括沿光路方向依次设置的LED光源、光线调制单元、检测单元和光信号接收器，其中，LED光源用于发射空间非相干光；光线调制单元用于将空间非相干光调制成平行光线，并改变平行光线的光路方向；检测单元用于对改变光路方向后的平行光线进行汇聚，得到用于入射眼球的入射光线；眼球的眼底反射入射光线，产生与入射光线的方向相反的出射光线；光信号接收器用于记录出射光线形成的散斑图样。该眼底成像装置将各个光学元件组合设计，在聚焦和成像过程中采集单帧散斑图样即可实现对待测物的成像，整个过程耗时较短，操作难度小，且具有普遍适用性，适用于玻璃体浑浊等光散射和无光散射情形。

Description

一种眼底成像装置及成像方法

技术领域

本发明属于光学计算成像技术领域，具体涉及一种眼底成像装置及成像方法。

背景技术

眼底成像是光学检测方法在生物医学领域一种重要技术应用，是当前最主要的眼部检测及疾病辅助诊断及监测重要手段，也是视网膜前沿研究的主要技术途径。通过拍摄眼底图像并诊断，不仅能发现眼睛的疾病，还可以纠察其他全身性疾病(如糖尿病等)。

自16世纪文艺复兴开始，西方社会已经开始了对人眼的初步研究；到了17、18世纪，西方的研究人员相继认识了眼睛的屈光成像、掌握了白内障摘除技术；随着研究和认识的深入，到19世纪眼科开始独立；进入20世纪，眼压计裂隙灯活体显微镜的发明，使视网膜离复、角膜移植成为可能。在此之后对眼睛的研究更加深入，医疗工作者对认识眼底的组织和结构有了新的要求。眼底组织结构特殊、复杂且极易造成二次伤害，而在治疗中往往需要较高的成像分辨率，因此眼底成像设备面临着强烈的应用挑战。

目前用于医疗诊断中的眼底成像技术主要有光学结构成像技术、超声诊断技术和光学相干层析(optical coherence tomography,OCT)技术等。

对于光学结构成像技术，1851年，Helmholtz发明了检眼镜，实现了对眼底的观察。由于当时的条件有限，医师只能对眼球进行观察，用语言描述患者眼底的病况，然后根据所看到的眼底图像，尽最大努力描绘下来，根本不能将患者的真实眼底图像保存下来以便与治疗后的眼底图像进行对比。直到1953年Hansell和Beeson合作，成功制成了氙闪光管，这才在一定程度上提高了眼底图像的清晰度；氙闪光管能提供短暂的高强度曝光，能够瞬间照明、照亮眼底，使眼底相机拍摄到相对清晰的眼底图像。随后，新型的眼底相机系统问世；眼底相机系统是由成像光路、照明光路和调焦光路三部分组成，这三部分光路共用一组网膜物镜，既缩小了整个系统的空间，降低了成本，又增大了调焦镜片移动的距离；其基本结构采用的是共轴光路设计，这使得系统的三部分既相互独立、功能各异，但在性能上又相互制约；在合适的成像光源的前提下，合理布置照明光路和成像光路的空间位置来消除影响成像质量的角膜反射光，利用黑点板消除照明光束和网膜物镜作用的鬼像，采用外调焦方式进行检眼补偿。

1940年医学超声诊断技术开始兴起，首先是A型超声诊断仪开始应用于临床，之后不久B型、M型和D型超声诊断仪相继问世并投入临床应用。早期的医学超声成像多为一维波形图或轨迹图，70年代开始迅速向二维灰度显示的B型超声诊断仪发展，这种诊断仪能够显示人体内的结构形态信息。同时基于多普勒效应原理的能够显示血流及心脏等运动信息的D型超声诊断仪也开始出现。随后推出的双功型超声诊断仪便是B型和D型诊断仪相结合的产物，它用同一探头既显示B型图，又可在图像中任一处取样显示其多普勒频谱。在现有技术水平下，B型超声诊断仪可以观测眼内异常光团、眼内点状和斑状回声，用于诊断视网膜和脉络膜肿瘤、玻璃体积血、早产儿视网膜病变、晶状体脱位等病变；其工作原理利用脉冲回波成像技术，将扇形或线阵扫描采用灰度调制显示，并将界面反射回声转换成疏密不同、亮度不同、排列多样和大小不等的光点显示，其中光点明暗代表回声强弱，这些光点在示波屏上显示，并构成一幅局部组织的二维声学切面图像，实时提供病灶的形态、位置、大小及与周围组织的关系；其分辨率为30～40μm,能够实现实时的动态成像，对所探测病变可获得直观、实际的印象。

1991年美国麻省理工大学的David Huang等人首次提出OCT这一概念，并将其应用于眼底视网膜成像。这项技术的实质就是一个迈克尔逊干涉仪，主要包括迈克尔逊干涉仪和低相干光源两部分，光源一般选用近红外光。使用OCT对眼底组织进行扫描成像时，眼底组织的反射光线在光线耦合器的作用下与干涉仪反射镜的反射光线产生干涉信号，通过参考臂横向和纵向扫描后，在图像探测器上可以得到高质量的眼底视网膜纵向图像；并且，其图像分辨率不受人眼像差以及瞳孔直径的限制，具有较高的分辨率，同时其横向和纵向分辨率相互独立。OCT可以在非侵入式和无损伤情况下完成眼底疾病的检测，适用于多种眼疾和生物组织的无损成像检查。

基于波前编码技术的眼底成像系统是一种新型的眼底相机系统，该系统利用在出瞳位置放置的一块三次相位掩膜板对眼底图像进行编码，然后利用相位板的点扩散函数进行反卷积复原，最后采用维纳滤波算法获取眼底被遮挡物体的清晰图像。

然而，基于波前编码技术的眼底成像系统在聚焦或成像过程中都需要多次且大量的数据测量，因此整个过程耗时较长，需要患者进行较长时间的高度配合，实际操作极易受到干扰，操作难度较大。另外，波前编码技术在进行图像采样的过程中需要预先获取光学系统的先验信息进行调制，而在实际应用过程中由于眼部疾病种类繁多、性质各异，导致获取光学系统的先验信息难度较大，不具有普遍适用性。

发明内容

为了解决现有技术中存在的上述问题，本发明提供了一种眼底成像装置及成像方法。本发明要解决的技术问题通过以下技术方案实现：

本发明实施例提供了一种眼底成像装置，包括沿光路方向依次设置的LED光源、光线调制单元、检测单元和光信号接收器，其中，

所述LED光源用于发射空间非相干光；

所述光线调制单元用于将所述空间非相干光调制成平行光线，并改变所述平行光线的光路方向；

所述检测单元用于对改变光路方向后的所述平行光线进行汇聚，得到用于入射眼球的入射光线；所述眼球的眼底反射区域反射所述入射光线，产生与所述入射光线的方向相反的出射光线；

所述光信号接收器用于记录所述出射光线形成的散斑图样。

在本发明的一个实施例中，所述光线调制单元包括沿所述空间非相干光的光路依次设置的第一平凸透镜、第二平凸透镜和分束器，其中，所述第一平凸透镜的凸面与所述第二平凸透镜的凸面相对。

在本发明的一个实施例中，还包括光过滤单元，设置在所述出射光线的光路上，用于消除所述出射光线中的杂散光，得到有效成像光线。

在本发明的一个实施例中，还包括中继透镜，设置在所述有效成像光线的光路上，用于将所述有效成像光线汇聚至所述光信号接收器的接收面。

在本发明的一个实施例中，还包括散射介质，设置在所述中继透镜和所述光过滤单元之间，用于对所述有效成像光线进行散射形成散射光线。

在本发明的一个实施例中，所述散射介质的有效孔径为：

其中，W'为散射介质的有效孔径，d为眼球与散射介质之间的距离，D为中继透镜的直径，θ_σ为透过散射介质进入中继透镜的边缘光线的散射角，u为眼球与中继透镜之间的距离。

本发明的另一个实施例提供了一种眼底成像方法，采用如上述实施例所述的眼底成像装置进行成像，包括步骤：

采集系统点扩散函数图；

采集眼底反射区域的散斑图样；

利用预设算法，根据所述系统点扩散函数图和所述散斑图样对所述成像区域进行重建，得到重建图像。

在本发明的一个实施例中，采集眼底反射区域的散斑图样包括：

发射空间非相干光；

将所述空间非相干光调制成平行光线，并改变所述平行光线的光路方向；

对改变光路方向后的所述平行光线进行汇聚，得到用于入射眼球的入射光线；所述眼球的眼底反射区域反射所述入射光线，产生与所述入射光线的方向相反的出射光线；

记录所述出射光线形成的散斑图样。

在本发明的一个实施例中，所述预设算法包括单帧散斑自相关算法或非线性自适应算法。

与现有技术相比，本发明的有益效果：

1、本发明的眼底成像装置将各个光学元件组合设计，在聚焦和成像过程中采集单帧散斑图样即可实现对待测物的成像，整个过程耗时较短，缩短了患者的检测时间，实际操作不易受到干扰，操作难度小；同时，该眼底成像装置在进行图像采样的过程中无需预先获取光学系统的先验信息，具有普遍适用性，适用于玻璃体浑浊等光散射和无光散射情形。

2、本发明的眼底成像装置可以利用眼球中混浊物的散射介质特性，对眼底病变部位实现单帧散斑自相关成像，获取得到清晰的眼底散斑图样，解决了现有的眼底成像装置无法对存在浑浊的眼底进行成像的问题。

3、本发明的眼底成像装置在检测眼球内无浑浊物的眼底时，在光路中设置散射介质对光线进行处理，可以增大成像装置的数值孔径，从而提高系统的分辨率，实现超分辨检测成像。

附图说明

图1为本发明实施例提供的一种眼底成像装置的结构示意图；

图2为本发明实施例提供的一种眼底成像方法的流程示意图；

图3为本发明实施例提供的另一种眼底成像装置的结构示意图；

图4为图3中的眼底成像装置进行成像的原理示意图；

图5为本发明实施例提高的另一种眼底成像方法的流程示意图；

图6为采用图3的眼底成像装置进行仿真的示意图。

具体实施方式

下面结合具体实施例对本发明做进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。

实施例一

请参见图1，图1为本发明实施例提供的一种眼底成像装置的结构示意图。该成像装置主要应用于眼底成像，包括对眼球中存在混浊物的眼底成像和对眼球内无浑浊物的眼底成像，也可应用于薄生物组织的成像，包括存在生理病变等隐蔽物的薄生物组织和无生理病变等隐蔽物的薄生物组织。本实施例主要以眼球中存在混浊物(眼球内部晶状体或者玻璃体浑浊)的眼底成像为例进行说明。

图1中的眼底成像装置包括：LED光源1、光线调制单元2、检测单元3、光过滤单元5、中继透镜6和光信号接收器4。其中，A为存在浑浊物的目标物眼球。

LED光源1用于发射出随机的空间非相干光。具体地，LED光源的光照功率可以为13mW；LED光源1可以朝上放置，发出竖直向上的光。

光线调制单元2设置在空间非相干光的光路上，用于将空间非相干光调制为平行光线并改变平行光线的光路方向。

具体地，光线调制单元2可以包括第一平凸透镜21、第二平凸透镜22和分束器23。其中，第一平凸透镜21的平面与光源1相对设置，用于接收空间非相干光；第一平凸透镜21的凸面与第二平凸透镜22的凸面相对；空间非相干光经过第一平凸透镜21和第二平凸透镜22的调制，从第二平凸透镜22的平面发射出平行光线。进一步地，LED光源1的中心与第一平凸透镜21、第二平凸透镜22的中心位于一条竖直光轴上；第一平凸透镜21的焦距可以为25mm，第二平凸透镜22的焦距可以为50mm，LED光源与第一平凸透镜21的距离为25mm，LED光源与第二平凸透镜22的距离为75mm。分束器23将平行光线分束并将其中一束平行光线作为入射光线朝水平方向发射；分束器23与水平方向呈45°夹角放置，且分束器23的正中心与LED光源1的中心位于一条竖直光轴上；分束器23的正中心距离第二平凸透镜22平面的距离为20mm。

本实施例的第一平凸透镜21和第二平凸透镜22利用透镜对光线的调制作用，将LED发出的空间非相干光调制成稳定的平行光线，为后续的成像过程提供可用光源。

检测单元3设置在位于水平方向的平行光线的光路上，其中心与分束器23的中心位于一条光轴上。检测单元3用于将分束后的平行光线进行汇聚，得到用于入射眼球的入射光线，该入射光线可以照射到弧面的眼底反射区域；眼底反射区域对入射光线反射，并产生与入射光线的方向相反的出射光线。

具体地，检测单元3可以为检眼镜，检眼镜与分束器23的中心位于一条水平光轴上，检眼镜距分束器23的距离为50mm。而眼底反射区域的视场大小近似为55°，因此，检眼镜的屈光度为54，焦距为20mm，眼球放置在检眼镜的后焦平面上。检眼镜将入射光线照射到眼底反射区域，眼底反射区域对入射光线进行反射，得到出射光线，出射光线与入射光线的方向相反，依次通过检眼镜、分束器23进行传播。

光过滤单元5设置在出射光线的光路上，用于消除出射光线中的杂散光，得到有效成像光线。具体地，光过滤单元5可以为偏振片，偏振片与检测单元3分别位于分束器23的两侧，偏振片的中心与光分束器23的中心处于一条水平光轴上，偏振片与分束器23之间的距离可以为10mm。

本实施例的偏振片可以消除出射光线中的部分杂散光，保证收集到有效信息。

中继透镜6设置在有效成像光线的光路上，用于将有效成像光线汇聚至光信号接收器4的接收面。具体地，中继透镜6与光过滤单元5之间的距离可以为20mm。

信号接收器4接收汇聚后的散射光线并记录散射光线形成的散斑图样，并且对散斑图样进行降噪处理。具体地，信号接收器4放置在中继透镜6之后的10mm处；信号接收器4可以为CCD相机，其分辨率可以为2652×2448。

上述眼底成像装置在对眼球中存在浑浊物的眼底进行成像时，可以利用眼球中混浊物的散射介质特性，对眼底病变部位实现单帧散斑自相关成像，获取得到清晰的眼底散斑图，解决了现有的眼底成像装置无法对存在浑浊的眼底进行成像的问题，同时可以解决透过眼底弱散射和存在生理病变等隐蔽物的薄生物组织的成像问题。

本实施例的眼底成像装置将各个光学元件组合设计，在聚焦和成像过程中采集单帧散斑照片即可实现对眼底的成像，整个过程耗时较短，缩短患者的检测时间，实际操作不易受到干扰，操作难度小；同时，该眼底成像装置在进行图像采样的过程中无需预先获取光学系统的先验信息，具有普遍适用性，适用于玻璃体浑浊等光散射和无光散射情形；另外，该眼底成像装置具有非侵入、无损伤、零散瞳、无需造影等优点，且其稳定性好，分辨率高，能够应用于眼底成像光路。

实施例二

在实施例一的基础上，请参见图2，图2为本发明实施例提供的一种眼底成像方法的流程示意图。该眼底成像方法利用实施例一的眼底成像装置对浑浊眼底进行成像，具体包括步骤：

S1、采集系统点扩散函数图。

具体地，首先，用反射式针孔代替目标物眼球A，将其放置在检测单元3的后焦平面上。然后，打开LED光源1，使其发射空间非相干光。接着，使空间非相干光通过光线调制单元2，将空间非相干光调制成平行光线，并改变平行光线的光路方向。之后，采用检测单元3对改变光路方向后的平行光线进行汇聚，得到入射光线；入射光线照射至反射式针孔；反射式针孔反射入射光线，产生与入射光线的方向相反的出射光线。出射光线依次经过光线调制单元2中的分束镜23、光过滤单元5和中继透镜6，到达光信号接收器4的接收面，光信号接收器4记录出射光线形成的散斑图样，从而得到系统点扩散函数图。

S2、采集眼底反射区域的散斑图样。

具体地，首先，使眼球放置在检测单元3的后焦平面上。然后，打开LED光源1，使其发射空间非相干光。接着，使空间非相干光通过光线调制单元2，将空间非相干光调制成平行光线，并改变平行光线的光路方向。之后，采用检测单元3对改变光路方向后的平行光线进行汇聚，得到用于入射眼球的入射光线；入射光线入射眼球，经过眼球中混浊物的散射，照射至眼底反射区域；眼底反射区域反射入射光线，经过反射的光线再次经过眼球中混浊物的散射，产生与入射光线的方向相反的出射光线。出射光线依次经过光线调制单元2中的分束镜23、光过滤单元5和中继透镜6，到达光信号接收器4的接收面，光信号接收器4记录出射光线形成的散斑图样，从而采集得到眼底反射区域的散斑图样。

S3、利用单帧散斑自相关算法，根据散斑图样对眼底反射区域进行重建，得到重建图像。

具体地，在光信号接收器4接收到散斑图样后，利用散斑自相关算法对采集到的散斑图样进行重建。对散斑进行自相关运算可以得到：

I★I＝(O*S)★(O*S)

＝(O★O)*(S★S) (1)

其中，“★”表示自相关算子，“*”表示卷积运算，I表示光信号接收器4接收的散斑图样，O表示目标物眼球，S表示系统点扩散函数。

由式(1)可得，散斑的自相关能够写为目标的自相关与成像装置的点扩散函数(point spread function，PSF)自相关之间的卷积。由于PSF的自相关(S★S)可近似为δ函数，因此式(1)可进一步写为：

I★I＝(O★O)+C (2)

其中，C为计算散斑自相关时产生的常数背景项。

通过计算信号接收器4表面散斑的自相关，可以得到目标物的自相关信息。

由维纳辛钦定理得到目标散斑功率谱密度为：

F{(O★O)}＝|F{O}² (3)

进而，由目标散斑功率谱密度可以计算得到目标眼球的傅里叶幅值信息，再由傅里叶幅值信息结合相位恢复算法，就能够快速重建目标。

因此，本实施例通过对采集到的散斑图样进行散斑自相关计算，可以快速重建目标。

需要说明的是，本实施例的眼底成像装置在对眼球内无浑浊物的眼底成像时，获取得到眼底反射区域的散斑图样后，同样可以利用散斑自相关算法实现对眼底反射区域的重建。

本实施例的眼底成像装置在检测眼球内存在浑浊的眼底时，可以利用眼球内浑浊物的散射介质特性，对眼底病变部位进行成像，然后结合单帧散斑自相关算法，可以获取得到清晰的眼底散斑图，解决了现有的眼底成像装置无法对存在浑浊的眼底进行成像的问题，并且可以解决眼底弱散射和具有生理病变等隐蔽物的薄生物组织的成像问题。

实施例三

请参见图3，图3为本发明实施例提供的另一种眼底成像装置的结构示意图。该眼底成像装置主要对眼球内无浑浊物的眼底成像，可以实现眼底的超分辨率成像；该眼底成像装置也可以应用于生理病变的薄生物组织的超分辨成像。本实施例以眼底超分辨率成像为例进行具体说明。

图3中的眼底成像装置包括：LED光源1、光线调制单元2、检测单元3、光过滤单元5、中继透镜6、散射介质7和光信号接收器4。图3中，B为无浑浊物的眼球。

其中，LED光源1、光线调制单元2、检测单元3、光过滤单元5、中继透镜6和光信号接收器4的说明请参见实施例一，本实施例不再赘述。

散射介质7设置在中继透镜6和光过滤单元5之间，用于对光过滤单元5过滤得到的有效成像光线进行散射，形成散射光线。具体地，散射介质7与光过滤单元5之间的距离为5mm；散射介质7可以毛玻璃、牛奶和水的混合液、鸡胸肉中的任一种。

本实施例中，在中继透镜6和光过滤单元5之间设置散射介质7，光线通过散射介质形成散射光，可以增大成像装置的数值孔径，从而提高系统的分辨率，实现超分辨检测成像。

需要说明的是，实施例一的眼底成像装置主要是为了解决现有眼底成像装置无法对眼球中有混浊物的眼底进行成像的问题；而本实施例的眼底成像装置是主要用于眼球中无混浊物的眼底成像，散射介质的增设是为了提高成像系统的分辨率。也就是说，在对眼球中无混浊物的眼底成像时，采用实施例一的眼底成像装置可以实现眼底成像，而增设散射介质后，则可以提高眼底成像的分辨率。

请参见图4，图4为图3中的眼底成像装置进行成像的原理示意图。

图4中，采集的散斑图像的图像分辨率和成像装置的数值孔径有关，而眼底成像装置的数值孔径受散射介质7的散射度及尺寸的限制。假设散射介质7的散射度为σ，在受散射度限制的范围内，眼底成像装置的数值孔径满足下式：

NA＜Min{W_x,W_y}/2d (4)

其中，NA为眼底成像装置的数值孔径，W_x为散射介质7的长度，W_y为散射介质7的宽度，d为目标物C与散射介质7之间的距离。在本实施例中，目标物C采用反射式针孔。

假设透过散射介质7进入中继透镜6的边缘光线的散射角为θ_σ，透过散射介质7的光束有效尺寸为W'，则成像装置的最小分辨尺寸δx为：

δx＝1.22λd/W' (5)

其中，λ为入射光线的波长。

引入系统边缘光线方程：

tan(θ_σ-θ_m)＝(W'-D)/2(u-d) (6)

其中，tanθ_m＝W'/2d，u为目标物与中继透镜6之间的距离。

则散射介质7的有效孔径大小为：

其中，W'为散射介质7的有效孔径，d为眼球与散射介质7之间的距离，D为中继透镜6的直径，θ_σ为透过散射介质7的边缘光线的散射角，u为眼球与中继透镜6之间的距离。

则成像装置的最小分辨尺寸为：

δx＝1.22λu/[D+2θ_σ(u-d)] (8)

其中，θ_σ＝σλ/2Δ，Δ为散射介质的像素尺寸。

因此，可以通过控制散射介质7的散射度来控制成像装置的分辨率；散射介质7的散射度越大，则成像装置的分辨率越大。

实施例四

在实施例三的基础上，请参见图5，图5为本发明实施例提高的另一种眼底成像方法的流程示意图。该眼底成像方法利用实施例三的眼底成像装置对纯净眼底进行成像，具体包括步骤：

S1、采集系统点扩散函数图。

具体地，首先，用反射式针孔代替目标物眼球，将其放置在检测单元3的后焦平面上。然后，打开LED光源1，使其发射空间非相干光。接着，使空间非相干光通过光线调制单元2，将空间非相干光调制成平行光线，并改变平行光线的光路方向。之后，采用检测单元3对改变光路方向后的平行光线进行汇聚，得到入射光线；入射光线照射至反射式针孔；反射式针孔反射入射光线，产生与入射光线的方向相反的出射光线。出射光线依次经过光线调制单元2中的分束镜23、光过滤单元5、散射介质7和中继透镜6，到达光信号接收器4的接收面，光信号接收器4记录出射光线形成的散斑图样，采集得到系统点扩散函数图。

S2、采集眼底反射区域的散斑图样。

具体地，使眼球放置在检测单元3的后焦平面上。然后采用与步骤S1相同的成像过程，采集得到眼底反射区域的散斑图样。

S3、利用非线性自适应算法，根据系统点扩散函数图和散斑图样对眼底反射区域进行重建，得到重建图像。

以下结合对目标物的仿真对上述眼底成像方法进行说明。

请参见图6，图6为采用图3的眼底成像装置进行仿真的示意图，其中，图6中的(a)为原目标物，(b)为相位随机分布的编码相位掩膜，可看作光路中的随机散射介质7，(c)为模拟反射式针孔。

在仿真时，首先利用(c)中的模拟反射式针孔采集系统点扩散函数图，然后利用(a)中的原目标物采集该目标物的散斑图样；在采集系统点扩散函数图和目标物的散斑图样过程中，非相干光衍射传输至编码相位掩膜所在平面，经过编码相位掩膜调制后，衍射传输至光信号接收器4的图像采集平面。

具体地，模拟反射式针孔在光信号接收器4上产生的散斑强度响应可表示为：

其中，

为振幅，Q(a)＝exp[iπaλ^-1(x²+y²)]和

分别表示二次相位函数和线性相位函数，C₁为复常数，

为散射介质的相位函数，z_s为目标物的成像区域到散射介质的距离，z_h为散射介质到光信号接收器4的距离。

用目标物替换反射式针孔后，将目标看作点的集合，则目标物可表示为：

对应在光信号接收器4的图像采集平面的强度响应为：

将I_PSH与I_OBJ变换到频域对目标进行重建，重建过程可表示为：

其中“～”表示傅里叶变换，

为PSH(point spread hologram，点扩展全息图)的傅里叶变换，

为频域坐标，(o,r)为指数。

对于点目标，想要获得最好的重建结果，则C应尽可能的接近

或者

尽可能的接近

其中A为常数。

图6中(d)为根据式(12)对(a)中的原目标物进行重建的结果。

对比图6的(a)和(d)可见，经过重建，图(d)获得了清晰的原目标物图像。

综上，本实施例通过在对光线进行散射的基础上，采用非线性自适应算法，获得了清晰的原目标物图像，实现了超分辨率成像。

以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本发明的保护范围。

Claims (8)

1.一种眼底成像方法，其特征在于，采用眼底成像装置进行成像，所述眼底成像装置包括：沿光路方向依次设置的LED光源(1)、光线调制单元(2)、检测单元(3)和光信号接收器(4)，其中，所述LED光源(1)用于发射空间非相干光；所述光线调制单元(2)用于将所述空间非相干光调制成平行光线，并改变所述平行光线的光路方向；所述检测单元(3)用于对改变光路方向后的所述平行光线进行汇聚，得到用于入射眼球的入射光线；所述眼球的眼底反射区域反射所述入射光线，产生与所述入射光线的方向相反的出射光线；所述光信号接收器(4)用于记录所述出射光线形成的散斑图样；

所述眼底成像方法包括步骤：

采集系统点扩散函数图；

采集眼底反射区域的散斑图样；

利用预设算法，根据所述系统点扩散函数图和所述散斑图样对所述眼底反射区域进行重建，得到重建图像。

2.如权利要求1所述的眼底成像方法，其特征在于，采集眼底反射区域的散斑图样包括：

发射空间非相干光；

将所述空间非相干光调制成平行光线，并改变所述平行光线的光路方向；

对改变光路方向后的所述平行光线进行汇聚，得到用于入射眼球的入射光线；所述眼球的眼底反射区域反射所述入射光线，产生与所述入射光线的方向相反的出射光线；

记录所述出射光线形成的散斑图样。

3.如权利要求1所述的眼底成像方法，其特征在于，所述预设算法包括单帧散斑自相关算法或非线性自适应算法。

4.如权利要求1所述的眼底成像方法，其特征在于，所述光线调制单元(2)包括沿所述空间非相干光的光路依次设置的第一平凸透镜(21)、第二平凸透镜(22)和分束器(23)，其中，所述第一平凸透镜(21)的凸面与所述第二平凸透镜(22)的凸面相对。

5.如权利要求1所述的眼底成像方法，其特征在于，所述眼底成像装置还包括光过滤单元(5)，设置在所述出射光线的光路上，用于消除所述出射光线中的杂散光，得到有效成像光线。

6.如权利要求5所述的眼底成像方法，其特征在于，所述眼底成像装置还包括中继透镜(6)，设置在所述有效成像光线的光路上，用于将所述有效成像光线汇聚至所述光信号接收器(4)的接收面。

7.如权利要求6所述的眼底成像方法，其特征在于，所述眼底成像装置还包括散射介质(7)，设置在所述中继透镜(6)和所述光过滤单元(5)之间，用于对所述有效成像光线进行散射形成散射光线。

8.如权利要求7所述的眼底成像方法，其特征在于，所述散射介质(7)的有效孔径为：

其中，W'为散射介质(7)的有效孔径，d为眼球与散射介质(7)之间的距离，D为中继透镜(6)的直径，θ_σ为透过散射介质(7)进入中继透镜(6)的边缘光线的散射角，u为眼球与中继透镜(6)之间的距离。

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