眼底10微米以下微細血管的快速捕捉與成像方法
【專利摘要】本發明涉及眼波像差自適應校正光學成像技術中眼底10微米以下微細血管的快速捕捉與成像方法。視網膜中的內核層富含10微米以下微細血管，但內核層的位置因人而異。統計大量人眼的微細血管內核層公共區域及公共區域中心面相對視覺細胞層表面的距離；將人眼等效于透鏡，利用現有人眼光學模型仿真得出人眼有效焦距和人眼軸長之間的關系式；實測人眼軸長、代入人眼有效焦距和人眼軸長之間的關系式計算出人眼有效焦距；最后根據自適應光學成像光路的光學參數，計算出內核層公共區域中心面的像面位置，如圖所示，在此處設置成像相機，使被檢患者在一次檢測中眼睛只受到短于18ms的可見光照射，即能完成直徑10μm上下的內核層微細血管清晰成像。
【專利說明】
眼底10微米以下微細血管的快速捕捉與成像方法
技術領域
[0001] 本發明屬于眼底顯微成像技術領域，涉及眼波像差自適應校正光學成像技術中微 細血管層的快速捕捉以及自適應像差校正高清晰成像的方法，具體地說是一種無需造影劑 的直徑?ο微米以下微細血管的自適應光學成像的方法。
【背景技術】
[0002] 人眼是個復雜的具有自調焦功能、且隨時可能下意識動作的光學系統。當人眼從 明亮環境進入暗室瞳孔會在幾分鐘內由1mm擴大到4mm~6mm，此時即使是無屈光不正的眼 睛也不可避免地存在光學像差，采用散瞳劑也同樣使人眼產生光學像差，因此臨床所用的 檢眼鏡很難看清20微米以下的血管。
[0003] 從上個世紀九十年代起，人們開始探討自適應光學校正技術在眼底成像中的應 用。液晶波前校正器具有十萬到百萬個驅動像素，校正精度高，重復性好，可以進行單次探 測的開環校正，最大限度地降低入射人眼的光能使用量，安全程度提高，更利于應用在眼底 自適應光學成像系統上。關于液晶自適應光學技術在眼底成像中的應用，已在中國專利公 報上公開，如"視度自調節液晶自適應像差校正視網膜成像的光學系統"（公開號 CN101766472A，專利號ZL 200910266651.4)，"能量高效利用的液晶自適應像差校正視網膜 成像裝置"（公開號CN101797149A，專利號ZL200910215480.2)，"普適性液晶自適應像差校 正視網膜成像系統"（公開號CN101791212A，專利號ZL200910266664.1)，使得該技術具有安 全、普適的優勢。但是這三個公開的專利申請，沒能解決自適應成像景深只有幾十微米、位 于視網膜內叢狀層的直徑10微米以下微細血管很難進入成像視場的問題，而受系統中視標 的誘導和人眼自調節功能的響應，視場在縱向上總是位于視覺細胞層上，看不到位于視網 膜內核層的直徑10微米以下微細血管，這是眼底自適應校正光學成像技術的普遍問題，故 至今還未實用化。
[0004] 視網膜為多層半透明組織結構，其中數十微米厚的內核層含有豐富的直徑ΙΟμπι以 下的微細血管，另外黃斑中心存在無血管區域，所以微細血管在距離黃斑中心2°~3°范圍 內是最密集豐富的。視網膜橫向定位可以通過視標的引導來確定，而視網膜微細血管的縱 向定位困難。自適應光學系統對不同人眼的視網膜微細血管成像的主要障礙有：一是人眼 微細血管成像需要使用黃綠光照明才能獲得足夠的成像對比度，但黃綠光是可見光，對人 眼刺激強烈，如果不使用麻醉劑易產生瞳孔收縮，所以可見光照明時間不能超過十數毫秒， 而在這個時間范圍內很難捕捉到內核層血管；二是人眼景深只有30~40μπι，與內核層厚度 相當，且不同的人眼其內核層的相對位置有± ΙΟμπι前后移動，因此人眼微細血管層的位置 很難捕捉;三是人眼的光學焦距有個性差異，而此前認為人眼有效焦距為恒定18mm，因此即 使找到了微細血管層的幾何位置，如果不能準確知道被測人眼的光學焦距，也無法在自適 應光學系統中精確設置成像相機位置，也就無法得到清晰的微細血管圖像。

【發明內容】

[0005] 本發明針對人眼結構參數各異的問題，提出對內核層微細血管快速捕捉、自適應 光學成像的方法，目的是能在自適應成像過程中快速捕捉到直徑10微米以下的微細血管。
[0006] 本發明的基本思想是:提出以視覺細胞層表面作為基準位置;統計大量人眼的微 細血管內核層互相交疊的公共區域及公共區域中心面相對基準位置的距離;利用現有人眼 光學模型【C.Leahy，C.Dainty.A non-stationary model for simulating the dynamics of ocular aberrations，[J]·Opt.Express，2010，18(20):21386-21396·】、【L.N.Thibos， A.Bradley,X.Hong.A statistical model of the aberration structure of normal, well-corrected eyes, [J] .Ophthal .Physiol .Opt. ,2002,22(5) :427_433】仿真得出人眼 有效焦距和人眼軸長之間的關系式;實測人眼軸長，換算為個性人眼的有效焦距;最后根據 自適應光學成像光路結構和各器件的光學參數，計算出內核層公共區域中心面的像面位 置;在微細血管的自適應光學成像程序開始之前，將成像相機置于計算出的內核層公共區 域中心面的像面位置上，使直徑10微米上下的微細血管在短于20ms的可見光曝光下完成自 適應光學成像。
[0007] 為詳細說明本發明的方法，用圖1所示的眼底微細血管自適應光學成像原理圖進 行說明。
[0008] 圖1中點劃線為光軸，100為自適應光學系統；自適應光學系統100的左側為被測人 眼1，其中11為視網膜最底層的視覺細胞層表面、12為視網膜中的含有豐富微細血管的內核 層中心面，視覺細胞層表面11和內核層中心面12的距離為d;自適應光學系統100的右側有 成像透鏡5和成像相機10,111為成像透鏡5的焦點作為成像相機10的原點、也是視覺細胞層 表面的像面，122為內核層中心面的像面;該眼底微細血管自適應光學成像系統中還配置具 有同樣黃綠色單一波長的眼底照明光源和視標，還配置一臺裝有視網膜自適應光學成像控 制程序的計算機；
[0009] 在成像透鏡5的焦點111處做出成像相機10的原點標記后，將成像相機10沿光軸向 遠離成像透鏡5的方向移動到富含微細血管的內核層中心面的像面122處，移動距離為L;此 時開啟視網膜自適應光學成像的控制程序，經過像差探測與校正，成像相機10中即可呈現 清晰的內核層微細血管圖像。
[0010] 為說明成像相機1〇的移動距離L的求取方法，需將圖1展開為詳細結構原理圖，如 圖2所示，其中點劃線為光軸，1為人眼，2為第一透鏡，3為第二透鏡，4為第三透鏡，5為成像 透鏡，6為液晶波前校正器，7為折軸反射鏡，8為波前探測器，9為偏振分光棱鏡，10為位于原 點的成像相機；
[0011]當眼底照明光源將單一波長的光束入射到人眼1的視網膜時，由于人眼的自調焦 生物功能使入眼光束聚焦在視覺細胞層上，形成物像共輒的光學成像光路，同時會有部分 光被反射率相對最高的視覺細胞層表面反射，反射出人眼1的準平行光束中帶有人眼像差， 光束經過第一透鏡2和第二透鏡3成為與液晶波前校正器6 口徑匹配的平行光束，經過液晶 波前校正器6的反射、又經第二透鏡3、折軸反射鏡7和第三透鏡4成為與波前探測器8 口徑匹 配的平行光束，再經過一個偏振分光棱鏡9分成反射的S偏振光束和透射的P偏振光束，其中 S偏振光束進入波前探測器8,由波前探測器8將人眼1的像差信息探測出來，再控制液晶波 前校正器6對P偏振光束進行波前校正，消除像差后的P偏振光束透過偏振分光棱鏡9、又經 過成像透鏡5聚焦于成像相機10,在成像相機10上呈現無像差的高分辨視覺細胞圖像；
[0012] 將成像相機10從原點沿光軸向遠離成像透鏡5的方向移動L距離，L滿足以下關系 式時成像相機10中即可呈現清晰的內核層微細血管圖像：
[0013] L=(flf4/f3)2d/Feye2 (1)
[0014] 其中fi、f 3和f 4分別為第一透鏡2、第三透鏡4和成像透鏡5的焦距，Feye為人眼的有 效焦距。從(1)式中看出，先找到視覺細胞層到微細血管層的距離d，再尋找獲得不同人眼的 有效焦距，最后就可以計算出成像相機10移動的距離L。
[0015] 內核層大約有30微米的厚度。為了找到大多數人內核層的重疊公共區域，根據系 列文南犬【例：A · L · Loduca，C · Zhang，R · Zelkha，et al. Thickness mapping of retinal layers by spectral-domain optical coherence tomography[J].Am.J.Ophthalmol., 2010,150(6): 849-855】報道的OCT測量人眼視網膜各層組織厚度的大量數據，統計出內核 層的公共區域中心面距離視覺細胞層表面138μπι，公共區域層厚16μπι，可以寫成(1=138μπι土 8um〇
[0016] 對于人眼有效焦距Feye沒有手段測量，而人眼的軸長可在臨床測量。本發明利用 前面所述的現有人眼光學模型求得人眼軸長1與有效焦距Feye的關系如(2)式，二者的單位 均為毫米。
[0017] Feye = 0.71361+0.1483 (2)
[0018] 所以，只要臨床測出人眼的軸長1，即可由（2)式算出人眼有效焦距Feye，再將Feye 的數值代入（1)式，令（1)式中的(1=138μπι，即可獲得成像相機10從原點到富含微細血管的 內核層公共區域中心面像面的移動距離L。
[0019]在微細血管的自適應光學成像程序開始之前，按照被測者眼軸長計算的L值，將成 像相機10從原點沿光軸向遠離成像透鏡5的方向移動L距離、即為內核層公共區域中心面的 像面位置上;然后引入視標光束，視標放置在距離人眼lm光程的位置處，其為2mm~3mm直徑 的平行光束，令視標光束的光軸在人眼前與第一透鏡2的光軸重合導入人眼，通過調節視標 的位置來改變眼球轉角，以使入眼的眼底照明光源的光束能聚焦至距離小凹中心2°~3°位 置處，即能到達具有微細血管的內核層位置;人眼盯視視標并能看清楚視標的簡單圖案;立 即開啟視網膜自適應光學成像控制程序，就能使直徑10微米上下的微細血管在短于20ms的 可見光曝光下完成自適應光學成像。
【附圖說明】
[0020] 圖1本發明的眼底微細血管自適應光學成像原理圖，其中點劃線為光軸，100為自 適應光學系統；自適應光學系統100的左側為被測人眼1，其中11為視網膜最底層的視覺細 胞層表面、12為視網膜中的含有豐富微細血管的內核層中心面，視覺細胞層表面11和內核 層中心面12的距離為d;自適應光學系統100的右側有成像透鏡5和成像相機10，111為成像 透鏡5的焦點作為成像相機10的原點、也是視覺細胞層表面的像面，122為內核層中心面的 像面，成像相機10從原點沿光軸移動到富含微細血管的內核層中心面的像面122處的移動 距離為L。
[0021] 圖2本發明的眼底微細血管自適應光學成像原理圖的詳細結構展開圖，其中1為人 眼，2為第一透鏡，3為第二透鏡，4為第三透鏡，5為成像透鏡，6為液晶波前校正器，7為折軸 反射鏡，8為波前探測器，9為偏振分光棱鏡，10為位于成像透鏡5焦點上的成像相機。當眼底 照明光源將單一波長的光束入射到人眼1時，反射出人眼1的準平行光束中帶有人眼像差， 光束經過第一透鏡2和第二透鏡3成為與液晶波前校正器6 口徑匹配的平行光束，經過液晶 波前校正器6的反射、又經第二透鏡3、折軸反射鏡7和第三透鏡4成為與波前探測器8 口徑匹 配的平行光束，再經過一個偏振分光棱鏡9分成反射的S偏振光束和透射的P偏振光束，其中 S偏振光束進入波前探測器8,由波前探測器8將人眼1的像差信息探測出來，再控制液晶波 前校正器6對P偏振光束進行波前校正，消除像差后的P偏振光束透過偏振分光棱鏡9、又經 過成像透鏡5聚焦于成像相機10,在成像相機10上呈現無像差的高分辨視覺細胞圖像。
[0022] 圖3是受試者CCL左眼的內核層微細血管圖像。其中（a)是按照傳統認識的人眼有 效焦距18mm計算出成像相機10的移動距離L為53.13mm、所獲得的內核層微細血管成像，13 是"(a)"條件下直徑8μπι的微細血管成像效果，（b)是按照受試者CCL實測算出的左眼有效焦 距計算出成像相機10的移動距離L為45.34mm、所獲得的內核層微細血管成像，14是"(b)"條 件下直徑8μπι的微細血管成像效果;看出14比13清晰銳利得多。圖中15是比例長度50μπι，其 中分格為1 〇Μ?。
[0023] 圖4是受試者LCR右眼的內核層微細血管圖像。其中（a)是按照傳統認識的人眼有 效焦距18mm計算出成像相機10的移動距離L為53.13mm、所獲得的內核層微細血管成像，16 是"(a)"條件下直徑9μπι的微細血管成像效果，（b)是按照受試者LCR實測算出的右眼有效焦 距計算出成像相機10的移動距離L為59.86mm、所獲得的內核層微細血管成像，17是"(b)"條 件下直徑9μπι的微細血管成像效果;看出17比16清晰銳利得多。圖中18是比例長度50μπι，其 中分格為1 〇Μ?。
[0024] 圖5是分別按照6位受試者的L測算值移動成像相機10,依次獲得的清晰內核層血 管圖像。其中（a)圖是受試者GQL的結果，19是5μπι直徑血管；（b)圖是受試者GQR的結果，20是 6μπι直徑血管；（c)圖是受試者CCL的結果，21是8μπι直徑血管；（d)圖是受試者SFR的結果，22 是7μπι直徑血管；（e)圖是受試者LYR的結果，23是6μπι直徑血管；（f)圖是受試者LCR的結果， 24是9μπι直徑血管。圖中25是比例長度50μπι，其中分格為1 Ομπι。
【具體實施方式】
[0025] 1.使用如圖1所示的基于液晶波前校正器的眼底自適應光學成像系統，配置眼底 照明光源、視標和一臺計算機，各器件的特性參數如下：
[0026] (1)眼底照明光源：為簡化驗證實驗，選用波長808nm單色光源作為內核層微細血 管的成像照明光源，因為在808nm波長下微細血管也可以成像，只是相對可見光波段的黃綠 光源來說成像對比度低，作為技術驗證是可以的，因此用波長808nm單色光源替代黃綠光 源；由于視標都是可見光，本實施例中視標的波長為500nm，成像光源、像差探測光源的波長 與視標的波長差距較大，必須考慮人眼的色差，而且視標有先入為主的人眼自調焦，使 500nm的綠色光束正好聚焦于視覺細胞層，在此條件下波長808nm或785nm的平行光束入眼 后將成為發散光束，故設計波長808nm和785nm照明光源出射匯聚光束，置于距離人眼150mm 光程的位置處，出口直徑分別為8.7mm、1.2mm，到達人眼瞳孔處的光束直徑分別為6mm和 0.8mm、光功率分別為150μ?和50μ?，在眼底的照明區域直徑為350μπι和50μπι ;探測光源和成 像光源的入眼能量都遠小于國際安全標準【American National Standard for the Safe Use of Lasers , ANSI Z136·1-2007，Laser Institute of America, Orlando,Fla., Chapt. 8，P62-66.】中最大允許曝光能量的1/50。
[0027] (2)視標:利用波長為500nm的綠色LED燈與透鏡組合形成直徑為3mm直徑的平行光 束，作為視標，放置在距離人眼lm光程的位置處，視標光束在人眼前與第一透鏡2的光軸重 合導入眼底，通過調節視標LED燈的位置來改變眼球轉角，使入眼的探測光源光束和成像光 源光束能聚焦至距離小凹中心3°位置處，引導探測光束和成像光束都能到達具有微細血管 的內核層位置;視標光的亮度是人眼能舒適盯視的亮度。
[0028] (3)第一透鏡2、第二透鏡3、第三透鏡4、成像透鏡5的焦距分別為fi = 200mm、f 2 = 200mm、f3 = 85mm、f4= 150mm，均為 560nm ~810nm 波段消色差透鏡；
[0029] 液晶波前校正器6的像素數256 X 256，響應時間3ms;
[0030] 折軸反射鏡7為一般平面反射鏡；
[0031]波前探測器8為哈特曼波前探測器，其中微透鏡陣列為20X20,背部相機為美國 Andor公司的EMCCD，型號ixon，使用幀頻333Hz;
[0032] 偏振分光棱鏡9為大恒新紀元公司的產品，型號GCC-402112;
[0033] 成像相機10為美國Andor公司的產品，sCMOS系列型號Zyla，使用幀頻56Hz，放置在 一維電控位移臺上以移動成像相機10至內核層微細血管的像面上；
[0034] 一維電控位移臺為PI公司的產品，量程200mm，精度2μπι;
[0035] (4)計算機中裝有視網膜自適應光學成像的控制程序和一維電控位移臺的控制程 序，其與液晶波前校正器6、哈特曼波前探測器8、成像相機10和一維電控位移臺相連接，在 內核層微細血管的自適應光學成像過程中相繼控制一維電控位移臺的位移量、哈特曼波前 探測器8的曝光時刻與曝光時間、探測信號的處理、液晶波前校正器6的像差校正、成像相機 1 〇的曝光時刻與曝光時間。
[0036] 2.利用法國Qantel Medical公司的B-SCAN-CINESCAN眼軸測量儀器對12位年齡范 圍為26歲~42歲受試者的17只人眼眼軸進行測量，受試者的近視程度從-8D~0D，眼軸長度 范圍24mm~28mm。
[0037] 3.為比較本發明以人眼軸長計算人眼有效焦距與傳統的人眼有效焦距恒等于 18mm兩種方法對內核層微細血管的成像效果，做如下操作：
[0038] (1)測出受試者CCL的左眼和LCR的右眼軸長，分別為27 · 08mm、23 · 54mm，將此眼軸 長的測量數據代入(2)式計算出二者眼睛的有效焦距分別為19.47mm、16.94mm;將有效焦距 值19 · 47mm、16 · 94mm 分別代入（1)式，并令 d = 138ym，fi = 200mm、f3 = 85mm、f4 = 150mm，計算 出成像相機10的移動距離L分別為45.34mm、59.86mm;再將傳統認識的人眼有效焦距值18mm 代入(1)式，計算出成像相機10的移動距離L為53.13mm;
[0039] (2)令受試者CCL佩戴自己的700度近視眼鏡，將左眼瞳孔對準圖1所示的光路，成 像相機10位于成像透鏡5的焦點處；引入視標光束，盯視視標并能看清楚視標的簡單圖案， 使視覺細胞像面正好在成像相機10的位置處;按照受試者CCL的L測算值45.34mm，沿光軸向 遠離成像透鏡5的方向成像相機10移動45.34mm距離后，立即啟動視網膜自適應光學成像的 控制程序：用波長785nm單色光源曝光3ms使波前探測器8測出像差，計算機處理探測信息延 時5ms，液晶波前校正器6立即給出相應的像差補償延時10ms，開啟波長808nm成像照明光源 曝光18ms，全程共耗時36ms，成像相機10中呈現出受試者CCL的8μπι直徑血管圖像，如圖3 (b) 所示;然后按照傳統認識的人眼有效焦距值18mm計算出的L值為53.13mm，比用眼軸長算出 的L值長7.8mm，沿光軸向遠離成像透鏡5的方向成像相機10移動53.13mm距離后，再次令被 測者CCL盯視視標，重復上述成像過程，得到受試者CCL的同樣8μπι直徑血管圖像，如圖3(a) 所示;對比兩圖微細血管的成像效果，看出本發明的微細血管圖像更清晰；
[0040] (3)令受試者LCR佩戴自己的200度近視眼鏡，將右眼瞳孔對準圖1所示的光路，按 照受試者LCR的L測算值59.86mm，沿光軸向遠離成像透鏡5的方向成像相機10移動59.86mm 距離后，令被測者LCR盯視視標，并能看清楚視標的簡單圖案，立即啟動視網膜自適應光學 成像系統的程序，完成如"(2)"步驟中所述的自適應光學成像過程，成像相機10中呈現出受 試者LCR的9μπι直徑血管圖像，如圖4(b)所示;然后按照傳統認識的人眼有效焦距值18mm計 算出的L值53.13mm，沿光軸向遠離成像透鏡5的方向成像相機10移動53.13mm距離后，再次 令被測者LCR盯視視標，重復上述成像過程，得到受試者CCL的同樣9μπι直徑血管圖像，如圖4 (a)所示;對比兩圖微細血管的成像效果，也同樣看出本發明的微細血管圖像更清晰。
[0041] 4.為進一步證實本發明方法，再給出另外6名受測者的結果：
[0043]分別按照每個受試者的L測算值移動成像相機10,依次完成"3"中"(2)"步驟中所 述的自適應光學成像過程，獲得上述6位受試者的內核層血管圖像，如圖5所示，其中（a)圖 中是受試者GQL的5μπι直徑血管、（b)圖中是受試者GQR的6μπι直徑血管、（c)圖中是受試者CCL 的8μπι直徑血管、（d)圖中是受試者SFR的7μπι直徑血管、（e)圖中是受試者LYR的6μπι直徑血 管、（f)圖中是受試者LCR的9μπι直徑血管。
[0044]上述實施例結果說明本發明捕捉內核層血管的準確率很高。如果將808nm波長的 成像光源替換為570nm波長的黃綠光，成像對比度會提高5倍，使人眼ΙΟμπι以下微細血管的 成像檢查手段能夠實用化。
【主權項】
1. 一種眼底10微米以下微細血管的快速捕捉與成像方法，其特征是： 眼底微細血管自適應光學成像系統由第一透鏡（2)、第二透鏡(3)、第三透鏡(4)、成像 透鏡(5)、液晶波前校正器(6)，折軸反射鏡(7)、哈特曼波前探測器(8)、偏振分光棱鏡(9)、 成像相機(1 〇)組成，成像相機(1 〇)初始位于成像透鏡(5)的焦點處； 該眼底微細血管自適應光學成像系統中還配置具有同樣黃綠色單一波長的眼底照明 光源和視標，還配置一臺裝有視網膜自適應光學成像控制程序的計算機； 以視覺細胞層表面作為基準位置，視覺細胞層表面的像面位于成像透鏡(5)的焦點處； 將內核層的微細血管作為被成像物體，統計大量人眼的微細血管內核層的相互交疊公 共區域及公共區域中心面相對基準位置的距離(1，(1 = 138μπι; 將人眼等效于透鏡，利用現有人眼光學模型仿真得出人眼有效焦距Feye和人眼軸長1 之間的關系式： Feye = 0.71361+0.1483 (i) 其中Feye和1的單位為毫米； 實測人眼軸長1，代入(i)式計算出因人而異的人眼有效焦距Feye; 最后將人眼參數Feye、d和眼底微細血管自適應光學成像系統中各透鏡的焦距代入 (ii)式，計算出內核層公共區域中心面的像面到成像透鏡(5)焦點處的距離L: L=(flf4/f3)2d/Feye2 (??) 其中fi、f3和f4分別為第一透鏡(2)、第三透鏡(4)和成像透鏡(5)的焦距； 將成像相機（10)從成像透鏡(5)焦點處向遠離成像透鏡(5)方向移動L距離，使成像相 機(10)位于內核層公共區域中心面的像面處； 然后引入視標光束，視標放置在距離人眼lm光程的位置處，其為2mm~3mm直徑的平行 光束，令視標光束的光軸在人眼前與第一透鏡2的光軸重合導入人眼，通過調節視標的位置 來改變眼球轉角，以使入眼的探測光源光束和成像光源光束能聚焦至距離小凹中心2°~3° 位置處，即都能到達具有微細血管的內核層位置;人眼盯視視標并能看清楚視標的簡單圖 案;立即開啟視網膜自適應光學成像控制程序，就能使直徑10微米上下的微細血管在短于 20ms的可見光曝光下完成自適應光學成像。2. 根據權利要求1所述的一種眼底10微米以下微細血管的快速捕捉與成像方法，其特 征是所述的視標的波長為500nm，成像光源、像差探測光源的波長分別為808nm、785nm，需將 成像光源和像差探測光源的出射光束設計為匯聚光束，并置于距離人眼150mm光程的位置 處，將光束導入人眼，成像光源、像差探測光源的光束出口直徑分別為8.7mm和1.2mm、到達 人眼瞳孔處的直徑分別為6mm和0.8臟、在眼底的照明區域直徑分別為35(^1]1和5(^1]1。3. 根據權利要求1所述的一種眼底10微米以下微細血管的快速捕捉與成像方法，其特 征是成像相機(10)放置在一維電控位移臺上，以移動成像相機(10)至不同人眼的內核層微 細血管的像面上;一維電控位移臺的量程200mm，精度2μπι。4. 根據權利要求1所述的一種眼底10微米以下微細血管的快速捕捉與成像方法，其特 征是液晶波前校正器（6)的響應時間為3ms;波前探測器（8)為哈特曼波前探測器，幀頻 333Hz;成像相機（10)的幀頻56Hz;波長785nm像差探測光源和波長808nm成像光源在人眼瞳 孔處的光功率分別為50μ?和150μ?，啟動視網膜自適應光學成像的控制程序，從像差探測光 源曝光開始到成像光源曝光結束、成像相機(10)中呈現出受試者的內核層微細血管圖像為 止，全程共耗時36ms D
【文檔編號】A61B3/15GK106063700SQ201610348749
【公開日】2016年11月2日
【申請日】2016年5月24日 公開號201610348749.4, CN 106063700 A, CN 106063700A, CN 201610348749, CN-A-106063700, CN106063700 A, CN106063700A, CN201610348749, CN201610348749.4
【發明人】宣麗, 李大禹, 張佩光, 王少鑫, 曹召良, 穆全全, 楊程亮, 姚麗雙, 劉永剛, 彭增輝, 徐煥宇, 張杏云, 王啟東, 王玉坤, 韓國慶
【申請人】中國科學院長春光學精密機械與物理研究所