液晶自適應光學視網膜校正成像技術研究

鄭賢良，劉瑞雪，夏明亮，曹召良，宣 麗*

(1.中國科學院長春光學精密機械與物理研究所應用光學國家重點實驗室，吉林長春130033;2.中國科學院大學，北京100049;3.中國科學院蘇州生物醫學工程技術研究所江蘇省醫用光學重點研究室，江蘇蘇州215163)

1 引言

對人眼進行疾病檢查時，需要對視網膜進行成像。現有的眼底成像設備主要包括眼底相機［1-2］、共焦掃描激光檢眼鏡［3］和光學相干斷層成像［4-5］等，這些設備的空間分辨率最高只有15～20 μm，無法對視網膜細胞和毛細血管進行有效分辨，原因是人眼具有復雜且動態變化的像差［6］。早在1961 年前蘇聯的 M.S.Smirnov就對人眼高階像差進行了測量［7］。近年來，為了提高視網膜成像設備的分辨率，研究者采用了用于校正大氣湍流的自適應光學技術［8-9］，其中液晶校正器由于具備體積小、功耗小、像素密度高、校正能力強、成本低［10］等優勢，成為研究熱點，主要用于人眼視網膜高分辨校正成像。

Love［11］和 Vargas-Martin［12］在 1997 和 1998年分別報道了利用液晶波前校正器校正人眼像差的實驗，但都沒有獲得視網膜的高分辨率圖像。2001年西班牙 Murcia大學［13］、2003年美國 Lawrence Livermore國家實驗室［14］以及2003年中國科學院光電技術研究所和南開大學［15］研究人員也利用液晶波前校正器對人眼的波前畸變進行校正研究。2007年日本大阪大學醫學研究院利用768 pixel×768 pixel液晶波前校正器和784微透鏡陣列探測器補償39歲700度近視人眼像差，并獲得了錐狀視覺細胞圖像［16］。液晶自適應光學技術雖然能夠應用于人眼視網膜校正成像，但是還存在著偏振能量損失、校正視場小、普適性差等問題。

由于液晶校正器只能對線偏振光進行校正，而目標發出光一般是自然光，因此需要將自然光轉換為偏振光，因而會損失一半能量。針對這一問題，G.D.Love提出在液晶層后面放置1/4波片和反射鏡，使入射的自然光在反射過程中旋轉90°，從而在互相垂直的兩個偏振方向上獲得相同的位相調制量，對非偏振光進行校正［17］，但該結構會導致校正量減小、驅動電壓增高和響應速度變慢等結果。后來G.D.Love進一步提出在一個液晶盒里灌注兩層液晶的方法，通過垂直排列的兩液晶層實現對非偏振光的校正［18］。該方法雖然解決了驅動電壓方面的問題，但還存在校正量減小和響應速度變慢的缺陷。

除了能量利用率問題，對某些組織(如血管)的成像需要使用可見光進行照明。此時，在探測和成像過程中的曝光會對人眼產生強烈刺激，導致眼球抖動、眨眼或瞳孔縮小等問題。因此雖然對視覺細胞的近紅外成像已有報道，但對視網膜血管的高分辨率成像卻難以實現。

一般情況下，眼底自適應成像的視場只有100～200 μm。在該視場中，血管往往只有孤立的小段，無法看清全貌，這給病情診斷帶來困難。因此，需要擴大自適應光學系統的校正成像視場，以滿足實際應用需求。

普適性是臨床非常關心的一個指標。目前的眼底自適應成像系統都是實驗性系統，還沒有考慮普適性問題。在測試中發現，部分參與者的視網膜細胞圖像對比度較低，無法滿足臨床診斷要求。對視標進行盯視時，部分被測者會在盯視過程中逐漸失去對視標的感知［19］，部分被測者在主觀看清的情況下，屈光度與理想情況差異較大。這些原因都能造成瞳孔漂移或屈光度變化:前者會使瞳孔偏離光軸，影響像差探測甚至造成瞳孔邊緣探測出錯;后者會造成照明光焦面的偏離，使波前探測器的光點能量分散，降低探測精度和視覺細胞層的光能密度及成像對比度［20］。因此，可以看出個體差異會導致系統的普適性很差。

中國科學院長春光學精密機械與物理研究所從2000年開始，對液晶自適應光學技術及其在人眼視網膜成像中的應用進行研究，以期解決偏振能量損失、成像視場小和普適性差等問題。該研究工作在2007年轉移到蘇州醫工所。本文將對該工作的研究進展進行詳細論述。

2 閉環液晶自適應視網膜校正成像系統

為了對人眼視網膜成像進行深入了解，以期解決目前存在的關鍵問題，課題組在充分考慮了光學設計對系統的重要性的情況下［21-23］，設計并搭建了如圖1所示的閉環液晶自適應光路，并對不同近視程度的人眼進行了視網膜校正成像［24］。為了減少對人眼的刺激，選用808 nm的激光進行眼底照明。在該實驗中把十字線視標放置在距人眼200 mm的位置，利用盯視視標的方法穩定人眼。當被測人眼盯視視標時，眼底反射光將會聚焦在人眼前200 mm的位置處。該設置方案可以利用人眼的適度自調節功能來減少離焦像差。該方案可以對近視度－5D的人眼實現有效校正成像。由于液晶波前校正器只能對線偏振光進行位相調制，因此加入了偏振片以獲得線偏振光。整個光路中，透鏡組L1-L2、L3-L4、L4-L5保證了人眼瞳孔、波前探測器和液晶波前校正器三者共軛。所用的液晶波前校正器(PFP512，BNS)尺寸為7.68 mm×7.68 mm，分辨率為512×512，像素尺寸為15 μm×15 μm。圖2是對 －3D近視、2D 散光樣本MX的視網膜細胞自適應校正成像，其波前像差的PV值從6 μm降低到0.12 μm。可以看出，經過校正可以獲得視網膜細胞的成像，但是清晰度不理想且對比度低。

圖1 閉環液晶自適應光學系統Fig.1 Closed-loop optical system based on LCWFC

圖2 閉環校正視覺細胞層圖像Fig.2 Images of photoreceptor layer in closed-loop system

由于在光路中加入了偏振片，使得光能損失一半。而出于安全考慮，眼底照明光的能量又受到嚴格限制。因此須研究如何解決液晶自適應光學系統的偏振能量損失問題。

3 提高能量利用效率的開環光路方案

針對液晶自適應光學系統的偏振能量損失問題，提出如圖3所示的設計方案。相對于圖3(a)的傳統設計，在圖3(b)中，利用偏振分束棱鏡(PBS)把自然光分成兩束線偏振光，一束進入哈特曼波前探測器用于探測波前畸變;另一束入射到液晶校正器上，被校正后最后進入CCD相機進行成像。該設計避免了閉環液晶自適應系統的偏振光能量損失，將能量利用率提高了一倍。但是在該設計中，哈特曼探測器探測不到液晶校正器校正后的殘差，因此無法進行閉環控制，而是一個開環自適應校正光路。

在閉環光路中，波前探測器探測校正殘差，人眼的抖動或眨眼都可能導致波前探測出錯，而且探測錯誤會進行累加從而導致校正出現偏差［25-26］。而開環光路直接探測出眼光像差，系統僅進行一次校正，一般不會出現錯誤累加的情形，因此系統更加穩定。相對于變形鏡的磁滯現象，液晶校正器的校正精度和重復性精度高［27］，因此可以確保開環系統的校正精度。利用改進的開環液晶自適應光學校正成像系統，獲得了照明直徑200 μm的人眼視網膜細胞層的圖像(見圖4)。經測量，開環校正后系統殘差的 PV值約為0.16λ，RMS值為0.05λ，達到衍射極限水平且系統穩定。與圖2的閉環校正效果相比，開環校正后成像的清晰度和對比度都有明顯提高。

圖3 液晶自適應校正光路的閉環、開環光路對比Fig.3 Closed and open optical systems based on LCWFC

圖4 開環校正視覺細胞層圖像Fig.4 Images of photoreceptor layer in open-loop system

雖然人眼自適應校正成像已經獲得了較好的圖像，但是成像視場較小，最大視場角約為0.6°，對應眼底區域直徑只有200 μm，不利于臨床上對病灶的尋找。因此需要研究擴大成像視場的方法。

4 大視場校正成像的實現

為了實現大視場成像，提出了單光源可變視場光闌的方法，在照明光路像面放置可變視場光闌，控制眼底照明區域大小。光闌小孔直徑為0.8～1 mm，照明眼底約100 μm 區域，以提高哈特曼探測器的波前探測精度;大孔設計直徑6 mm，可以在眼底形成直徑為500 μm的照明和成像區域。為了減少對人眼的刺激，使用脈沖光照明方案，在像差探測和成像時進行曝光，將曝光量減小到原來的1/2～1/3。利用改進的系統對活體人眼視網膜進行了自適應像差校正成像。圖5是在波長561 nm處眼底微細血管的成像，圖6是在波長808 nm處視網膜細胞的像［28］。可以看出，利用大小光闌切換的方法，將成像視場從200 μm擴大為500 μm。

圖5 561 nm波長下眼底微細血管自適應成像結果Fig.5 Images of blood vessels under illumination at 561nm

5 系統普適性

圖6 808 nm波長下視網膜視覺細胞自適應成像結果Fig.6 Images of photoreceptor layer under illumination at 808 nm

為了提高對不同人群的成像效果，設計了更具普適性的自適應光學系統［20］。對于一般的開環自適應系統，由于探測和成像分別利用人眼出射光的兩個不同偏振態，在成像部分，即使忽略其它光學原件的能量損失，出眼光的能量利用率也不會超過50%。利用人眼的保偏特性［21，29］，采用偏振光進行照明，并對同樣偏振態的出眼光進行成像。根據實際測量，改進后的系統能量利用率提高了近20%，解決了部分人眼反射率低的問題。系統按照屈光0D設計，采用補償鏡配合等效無窮遠視標，人眼在看清視標時，照明光也聚焦于視覺細胞層:此時睫狀肌處于放松狀態，避免了人眼屈光調節差異。在長時間盯視，尤其是盯視靜止目標的情況下，人眼會產生視覺疲勞，在沒有新刺激的情況下甚至會逐漸失去對目標的感知。使用外圍靜止、中間十字線周期閃現的視標，閃現周期為1 s，通過亮暗變化使人眼保持興奮，提高盯視過程中的穩定性。視覺細胞層是人眼視網膜結構中的強反射層，當照明光焦面位于視覺細胞層時，哈特曼波前探測器的光點能量集中;而焦面偏離該層時，波前探測器的光點能量會分散。通過哈特曼波前探測器光點的能量集中度，判斷照明光是否聚焦到視覺細胞層。經過上述的一系列措施，使得系統對不同的人眼都基本可以獲得清晰的校正成像。

使用該系統對多名志愿者進行自適應校正成像實驗，其中RX(近視－4.5D，26歲)在先前的實驗中獲得的圖像較模糊，難以滿足臨床診斷要求。圖7是志愿者 QY(近視 －3D、散光1D，27歲)的視網膜視覺細胞自適應圖像。實驗結果表明，前期難以獲得清晰成像的RX，在本系統中獲得了清晰成像，且和QY的清晰度差別不大，均能滿足臨床診斷需求。因此，該項工作大大提高了液晶自適應視網膜校正成像系統的普適性，為將來的臨床使用提供了技術保障。

圖7 視網膜視覺細胞自適應成像結果Fig.7 Images of photoreceptor layer

6 結論

本文概述了液晶自適應人眼視網膜高分辨率成像系統的研究進展。使用開環自適應校正光路，將能量利用率相對閉環光路提高了一倍，提高了液晶自適應系統對偏振光的能量利用率。使用快速可變視場光闌，將自適應校正后的成像視場擴大到500 μm，提高了系統在臨床診斷中的性能。利用脈沖光照明的方法，在波前探測和成像時進行曝光，將曝光量減少到原先的1/2～1/3，進一步改善了系統能量利用率低的情況。通過改進視標位置和視標形狀，提高了系統的普適性。

通過以上研究工作，在一定程度上解決了液晶自適應人眼視網膜高分辨率成像存在的問題，使得系統具備了臨床應用基礎。

［1］ WIGGINS R L，VAUGHAN K D，FRIEDMANN G B.Holography using a fundus camera［J］.Appl.Opt.，1972，11(1):179-181.

［2］ 王肇圻，許妍.基于眼模型的數字眼底相機設計［J］.光學 精密工程，2008，16(9):1567-1571.WANG ZH Q，XU Y.Design of digital retina camera based on eye model［J］.Opt.Precision Eng.，2008，16(9):1567-1571.(in Chinese)

［3］ WEBB R H，HUGES G W，DELORI F C.Confocal scanning laser ophthalmoscope［J］.Appl.Opt.，1987，26(8):1492-1499.

［4］ NASSIF N A，CENSE B，PARK B H，et al..In vivo high-resolution video-rate spectral-domain optical coherence tomography of the human retina and optic nerve［J］.Opt.Express.，2004，12(3):367-376.

［5］ LEITGEB R，HITZENBERGER C，FERCHER A.Performance of fourier domain vs.time domain optical coherence tomography［J］.Opt.Express.，2003，11(8):889-894.

［6］ HOFER H，ARTAL P，SINGER B，et al..Dynamics of the eye＇s wave aberration［J］.J.Opt.Soc.Am.A，2001，18(3):497-506.

［7］ SMIRNOV M S.Measurement of the wave aberrations of the eye［J］.Biophysics(USSR)，1961，6:776-795.

［8］ 曹召良，李小平，宣麗，等.液晶自適應光學的研究進展［J］.中國光學，2012，5(1):12-19.CAO ZH L，LI X P，XUAN L，et al..Recent progress in liquid crystal adaptive optical techniques［J］.Chinese Optics，2012，5(1):12-19.(in Chinese)

［9］ 林旭東，薛陳，劉欣悅，等.自適應光學波前校正器技術發展現狀［J］.中國光學，2012，(4):337-351.LIN X D，XUE CH，LIU X Y，et al..Current status and research development of wavefront correctors for adaptive optics［J］.Chinese Optics，2012，(4):337-351.(in Chinese)

［10］ DALIMIER E，DAINTY C.Comparative analysis of deformable mirrors for ocular adaptive optics［J］.Optics Express，2005，13(11):4275-4285.

［11］ LOVE G D.Wave-front correction and production of Zernike modes with a liquid-crystal spatial light modulator［J］.Appl.Opt.，1997，36(7):1517-1520.

［12］ VARGAS-MART N F，PRIETO P M，ARTAL P.Correction of the aberrations in the human eye with a liquid-crystal spatial light modulator:limits to performance［J］.J.Opt.Soc.Am.A.，1998，15(9):2552-2562.

［13］ FERN NDEZ E J，IGLESIAS I，ARTAL P.Closed-loop adaptive optics in the human eye［J］.Opt.Lett.，2001，26:746-748.

［14］ WILLIAMS D R.Adaptive optics for the human eye［J］.Frontiers in Optics，OSA Technical Digest(CD)，2003:MM1.

［15］ QUAN W，WANG ZH Q，MU G G，et al..Correction of the aberrations in the human eyes with SVAG1 thin-film transistor liquid-crystal display［J］.Optik.-Int.J.Light Electron.Opt.，2003，114(10):467-471.

［16］ KITAGUCHI Y，BESSHO K，YAMAGUCHI T，et al..In vivo measurements of cone photoreceptor spacing in myopic eyes from images obtained by an adaptive optics fundus camera［J］.Jpn.J.Ophthalmol.，2007，51(6):456-461.

［17］ LOVE G D.Liquid-crystal phase modulator for unpolarized light［J］.Appl.Opt.，1993，32(13):2222-2223.

［18］ LOVE G D，MAJOR J V，PURVIS A.Liquid-crystal prisms for tip-tilt adaptive optics［J］.Opt.Lett.，1994，19(15):1170-1172.

［19］ RIPPS H，WEALE R A.Flash bleaching of rhodopsin in the human retinal［J］.J Physiol.，1969，200(1):151-159.

［20］ 齊岳，孔寧寧，李大禹，等.高分辨率開環液晶自適應光學視網膜成像系統［J］.光學學報，2012，32(10):1011003.QI Y，KONG N N，LI D Y，et al..High resolution open-loop adaptive optics system for retinal imaging based on liquid crystal spatial light modulator［J］.Acta Optica Sinica，2012，32(10):1011003.(in Chinese)

［21］ 李零印，王一凡，王驥.靶場光學測量中的變焦距光學系統［J］.中國光學，2011，4(3):240-246.LI L Y，WANG Y F，WANG J.Varifocal optical system to optical measurement of shooting range［J］.Chinese Optics，2011，4(3):240-246.(in Chinese)

［22］ 徐亮，趙建科，周艷，等.長焦距、大視場空間觀測相機光學系統設計［J］.光學與光電技術，2010，8(6):64-66.XU L，ZHAO J K，ZHOU Y，et al..Optical design of the space observation camera with long focal length and wide field of view［J］.Opt.Optoelectronic Technology，2010，8(6):64-66.(in Chinese)

［23］ 楊振剛，陳海清.紅外光學系統焦距測量的研究［J］.光學與光電技術，2011，9(6):33-35.YANG ZH G，CHEN H Q.Infrared optic systems focus measurement［J］.Opt.Optoelectronic Technology，2011，9(6):33-35.(in Chinese)

［24］ BUENO J M.Depolarization effects in the human eye［J］.Vision Research，2001，41(21):2687-2696.

［25］ 程少園，胡立發，曹召良，等.人眼視網膜成像自適應光學系統的初步試驗和改進［J］.光子學報，2009，38(6):1491-1493.CHENG SH Y，HU L F，CAO ZH L，et al..Primary experiment and improvement design of adaptive optics system for human retinal imaging［J］.Acta Optica Sinica，2009，38(6):1491-1493.(in Chinese)

［26］ MU Q Q，CAO ZH L，LI D Y，et al..Liquid crystal based adaptive optics system to compensate both low and high order aberrations in model eye［J］.Opt.Express，2007，15:1946-1953.

［27］ KELLY T，MUNCH J.Wavelength dependence of twisted nematic liquid crystal phase modulators［J］.Opt.Commun.，1998，156:252-258.

［28］ KONG N N，LI CH，XIA M L，et al..Optimization of the open-loop liquid crystal adaptive optics retinal imaging system［J］.J.Biomed.Opt.，2012，17(2):10774-10781.

［29］ HOCHHEIMER B F，KUES H A.Retinal polarization effects［J］.Appl.Opt.，1982，21(21):3811-3818.