一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置及测量方法
专利汇可以提供一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置及测量方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种基于光学相干 层析成像 技术的在体 角 膜 参数的测量装置及测量方法，该测量装置包括眼前节光学相干层析成像系统、气介超声发射系统、可切换式非 接触 眼压测量校正系统、透红外玻璃平片、处理机、以及显示器。处理机通过眼前节光学相干层析成像系统获取角膜三维形态图像，当气介超声发射系统产生的 超 声波 引起角膜共振时，从加载共振超声 信号 的角膜光学相干层析成像图像中得到全角膜 弹性模量 值。同时，根据角膜三维形态图像和全角膜弹性模量值，利用可切换式非接触眼压测量校正系统对常规测量的眼压值进行有效校正获取准确的眼压值，克服 现有技术 测量眼压时将角膜形态和 生物 力 学性能常量化处理的不准确性。，下面是一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置及测量方法专利的具体信息内容。
1.一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置，包括处理机以及显示器，其特征在于，所述的测量装置还包括有用于获取角膜光学相干层析成像图像的眼前节光学相干层析成像系统、用于引发角膜共振的气介超声发射系统、用于对测量的眼压值进行有效校正的可切换式非接触眼压测量校正系统，所述的眼前节光学相干层析成像系统、气介超声发射系统、可切换式非接触眼压测量校正系统分别与处理机相连。
2.根据权利要求1所述的一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置，其特征在于，所述的测量装置还包括有位于眼前节光学相干层析成像系统和气介超声发射系统两者与角膜之间的透红外玻璃平片。
3.根据权利要求所述的一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置，其特征在于，所述的眼前节光学相干层析成像系统采用非接触光学成像的方式，对角膜进行断层扫描，获取眼前节的3D成像图像和定位。
4.根据权利要求所述的一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置，其特征在于，所述的眼前节光学相干层析成像系统为时域光学相干成像系统、谱域光学相干层析成像系统或扫频光源光学相干层析成像系统。
5.根据权利要求2所述的一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置，其特征在于，所述的气介超声发射系统由由信号发生器、信号调制器、信号放大器、气介超声发射器组成，信号发生器在处理机控制下产生初始高频信号，该高频信号经信号调制器低频振幅调制后，经信号放大器等比放大，放大后的信号传入气介超声发射器，驱动气介超声发射器产生汇聚的超声波，超声波经透红外玻璃平片反射直接作用于所述眼前节光学相干层析成像系统定位的角膜位置引起角膜共振。
6.根据权利要求1所述的一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置，其特征在于，所述的可切换式非接触眼压测量校正系统由储气罐、导管、压力传感器、可调阀门组成，导管进气口连接储气罐，出气口靠近位于角膜边缘部位，导管的进气口至出气口之间依次放置压力传感器和可调阀门，处理机控制可调阀门处于大流量喷气模式时，处理机可由压力传感器直接测量得到角膜的未校正眼压值；当处理机切换可调阀门处于小流量快速喷气模式时，在角膜上产生可传播的剪切波。
7.根据权利要求6所述的一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置，其特征在于，所述的可切换式非接触眼压测量校正系统的可调阀门处于大流量喷气模式时，喷气流量为8-10ml；可调阀门处于小流量快速喷气模式时，喷气流量为0.01-0.05ml，喷气脉冲时长为1ms-5ms。
8.一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量方法，其特征在于，包括以下步骤：
步骤S1：接通电源，开启装置内所有器件的开关，并打开处理机的软件程序；
步骤S2：开启眼前节光学相干层析成像系统的扫频光源，光束经眼前节光学相干层析成像系统出射后经透红光玻璃平片透射照射到角膜上，通过处理机获得角膜的光学相干层析成像形态图像；
步骤S3：处理机控制水平扫描振镜、垂直扫描振镜的扫描角度，实现对角膜成像定位，同时开启气介超声发射系统的信号发生器，处理机控制信号调制器产生低频调制信号，信号发射器产生的高频超声信号经低频调制信号调制后，得到超声驱动信号，该驱动信号驱动超声发射器发射出会聚超声波聚焦到该角膜定位点，处理机将信号调制器的频率调节至角膜共振频率μ，引起该角膜定位点共振，此时，由处理机得到加载超声信号后的光学相干层析成像角膜图像，同时，通过下列公式计算得到该定位点角膜的弹性模量：
其中，参数μ为共振频率，当角膜处于共振时，由处理机从信号调制器中获得，参数L为共振采样区域平均厚度，L为该处的角膜厚度，直接从成像图像中获取，参数ρ为角膜组织密度，通常为定值，由被测量的人眼决定，参数λ为角膜阻尼系数；
步骤S4：开启可切换式非接触眼压测量校正系统的可调阀门，处理机将可调阀门设置于大流量喷气模式，处理机通过压力传感器获得未校正的眼压值P；
步骤S5：由处理机产生的控制信号控制可调阀门处于小流量快速喷气模式，产生可在角膜上传播的剪切波，此时，处理机控制所述光学相干层析成像系统进行B-mode或M-mode扫描，由处理机通过眼前节光学相干层析成像系统获取角膜的多普勒信号，处理机将多普勒信号处理可以得到剪切波在角膜各处的波速c，通过下列公式计算得到角膜各处的弹性模量值：
ψ＝c2ρ；
其中，参数Ψ为弹性模量，参数c为剪切波波速，参数ρ角膜组织密度；
步骤S6：利用步骤S3获取的定位点角膜弹性模量值E，校正步骤S5获取的角膜各处的弹性模量值，得到全角膜弹性模量分布图；所述的校正方法为：S3获取的定位点角膜弹性模量值E与S5获取的同一点处的弹性模量值Ψ相减，得出误差e后，用S5获取的角膜各处的弹性模量值都加上误差e；
步骤S7：利用步骤S6获取的全角膜弹性模量分布图和步骤S2获取的角膜形态图像，将角膜各处的弹性模量对应入角膜形态图像，通过处理机利用ANSYS软件进行有限元建模，使用ANSYS软件进行模拟运算，得到该建模被压平时所施加的压力P0，压力P0为角膜弹性引起的阻力，步骤S4获取的未校正眼压值P与P0相减，得到校正后的真实眼压值。
9.根据权利要求8所述的一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量方法，其特征在于，步骤S3中的共振频率值μ通过以下步骤获得：
步骤S31：处理机获取眼前节光学相干层析成像系统的角膜形态图像；
步骤S32：处理机将所述气介超声发射系统信号发生器输出的高频超声信号与信号调制器输出的低频调制信号相加，得到调制的周期性超声驱动信号，将该驱动信号输入超声发射器产生周期性声辐射压；
步骤S33：处理机控制气介超声发生器产生周期性声辐射压作用于眼前节光学相干层析成像系统定位的角膜点；
步骤S34：处理机随时间逐渐改变信号调制器的低频调制信号频率，当低频调制信号频率与角膜固有频率一致时，角膜产生共振；
步骤S35：当角膜发生共振时，所述处理机控制眼前节光学相干层析成像系统进行M-mode或B-mode扫描获取的多普勒信号达到峰值，处理机从信号调制器中得到共振频率值μ。
10.根据权利要求8所述的一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量方法，其特征在于，所述的步骤S5具体包括以下步骤：
步骤S51：处理机利用所述眼前节光学相干层析成像系统获取全角膜形态图像；
步骤S52：处理机控制所述可切换式非接触眼压测量校正系统的可调阀门处于小流量快速喷气模式，处理机根据该模式下的脉冲控制信号同步驱动所述眼前节光学相干层析成像系统进行M-mode或B-mode扫描获取多普勒信号，处理机通过眼前节光学相干层析成像系统得到单个扫描点的时间-位相图；
步骤S53：处理机将步骤S52获得的不同扫描位置每个点的时间-位相图进行差分运算，得到剪切波相位的时间-位移图；
步骤S54：处理机将步骤S53得到的剪切波相位的时间-位相图进行斜率计算，得到角膜各处的弹性模量值。
一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置
及测量方法
技术领域
背景技术
和影响的，因此在体角膜形态、生物力学性能和眼压测量的一体化是眼科影像学检查领域
一个非常有意义的研究内容。本发明中实现的一体化测量方法可以为大多数眼病的病理变
化以及早期诊治提供更加精准的治疗指导和辅助诊断的信息。
计等。通常情况下眼压测量的准确性往往受角膜的生物力学性能和角膜形态的影响，而角
膜的生物力学性能和角膜形态又是存在个体差异的，二者的差异性不仅在正常人之间，尤
其是在病理性角膜如角膜溃疡，圆锥角膜和角膜膨隆性疾病等患者之间。除此之外屈光手
术和角膜交联手术也对角膜的生物力学性能和角膜形态有较大影响。而临床上现有的这些
眼压测量技术由于无法在测量眼压的同时获得有效的角膜的生物力学性能和角膜形态的
参数，往往将二者作为常量处理或忽略二者的影响，结果可想而知是不严谨也不够精确的。
visualization Scheimpflug technology,Corvis ST)。两者原理相似，均为利用空气脉冲
动态压平角膜，同时记录角膜在双向压平过程中的形变量，进而计算角膜的生物力学参数。
但是这两种方法具有以下缺点。第一，仪器所获得的参数与物理力学中的标准本构参量并
无直接对应关系，故不能作为角膜生物力学性能测量的可靠实验手段。第二，仪器仅能测量
整体角膜的生物力学性能，不能获得角膜的生物力学性能分布图，从而降低对圆锥角膜诊
断的灵敏度。第三，仪器的参数测量受到角膜几何参数的影响(如角膜厚度、曲率等)，不能
真实反映角膜的生物力学性能。本发明中利用气介超声辐射压作用于角膜以产生共振，并
通过角膜的共振频率直接计算出角膜弹性的标准本构参量—―弹性模量。
率计虽然测量快捷、价格低廉，但只适于检查规则角膜，且测量范围较小(>3mm)，只能测量
角膜中央相互垂直的子午线变陡和变平度数，因此在临床工作中受到限制；基于Placido盘
角膜地形图仪不能发现角膜细小变化，只能对角膜形态进行粗略的定性描述，且测量范围
的大小受到眼睑和鼻部等阴影、遮挡的影响。除此之外当角膜上皮缺损、角膜高度不规则、
基质溃疡时，Placido盘的影像经常交织在一起，难以进行测量甚至不能成像，而进行数学
重建后的Placido盘角膜地形图只是角膜表面屈光力图，并不是真正的角膜地形；Orbscan
能得到包括角膜厚度和角膜前后表面高度的地形图。但是其角膜前表面曲率不是由高度推
算出的，仍根据Placido盘镜面反射像计算出角膜曲率图，具有相同局限性；Pentacam眼前
节测量及分析系统可以说是目前最为完美和角膜形态测量方案，它可以完整描述从角膜缘
到角膜缘的全角膜形态，包括角膜曲率和角膜前后表面高度等，而且实时监视眼球运动并
进行内部校正，定位准确。但Pentacam并不能详细区分角膜各层厚度，如在LSAIK术后、角膜外伤、溃疡和圆锥角膜等病变时，角膜瓣和角膜基质层的厚度在此类疾病的诊断、治疗和评
估中尤为重要。在本发明中利用眼前节光学相干断层扫描技术对角膜形态3D扫描后进行三
维重建，可呈现角膜组织各层的细节，可以很好的弥补了上述方法的局限之处。具有扫描范
围大、分辨率高、成像速度快、非接触、等优点。除此之外，还将该技术与眼压测量有机结合，在眼压测量的同时对角膜进行成像和定位，并引导气介超声的共振频率测量。不仅能完成
真实可靠的角膜形态测量，而且同时能完成角膜的生物力学性能评估。
发明内容
明提供了一种基于光学相干层析成像技术的在体角膜参数的测量装置及测量方法。
光学相干层析成像图像的眼前节光学相干层析成像系统、用于引发角膜共振的气介超声发
射系统、用于对测量的眼压值进行有效校正的可切换式非接触眼压测量校正系统，所述的
眼前节光学相干层析成像系统、气介超声发射系统、可切换式非接触眼压测量校正系统分
别与处理机相连。
模光纤111传输至第一光纤耦合器后分成两路：一路进入经单模光纤112传输至第二光环形
器，另一路经单模光纤114传输至第一光环形器，所述的第一光环形器将光束出射经单模光
纤115传输至第二准直透镜准直后，经聚焦透镜聚焦到平面反射镜，从平面反射镜反射回的
光束，依次沿原路返回至第一光环形器后出射，经单模光纤117传输至第二光纤耦合器，所
述的第二光环形器将光束出射经单模光纤113传输至第一准直透镜准直后，依次通过水平
扫描振镜和垂直扫描振镜后，被扫描物镜聚焦直接穿透透红外玻璃平片到达人眼的角膜，
照明眼前节部位，从角膜眼前节部位反射回的光束沿原路返回至第二光环形器后出射，经
单模光纤116传输至第二光纤耦合器，所述的第二光纤耦合器将分别来自单模光纤116和单
模光纤117的光束耦合后分成两部分，并分别由单模光纤118和单模光纤119传输至平衡探
测器的负极和正极接收端，平衡探测器与处理机相连，通过处理机的软件实现图像重构，获
取眼前节的光学相干层析成像图像，该图像可在处理机上进行存储与处理，并通过显示器
进行显示。
振幅调制后，经信号放大器等比放大，放大后的信号传入气介超声发射器，驱动气介超声发
射器产生汇聚的超声波，超声波经透红外玻璃平片反射直接作用于所述眼前节光学相干层
析成像系统定位的角膜位置引起角膜共振。
依次放置压力传感器和可调阀门，处理机控制可调阀门处于大流量喷气模式时，处理机可
由压力传感器直接测量得到角膜的未校正眼压值；当处理机切换可调阀门处于小流量快速
喷气模式时，在角膜上产生可传播的剪切波。
冲时长为1ms-5ms。
干层析成像形态图像；
信号发射器产生的高频超声信号经低频调制信号调制后，得到超声驱动信号，该驱动信号
驱动超声发射器发射出会聚超声波聚焦到该角膜定位点，处理机将信号调制器的频率调节
至角膜共振频率μ，引起该角膜定位点共振，此时，由处理机得到加载超声信号后的光学相
干层析成像角膜图像，同时，通过下列公式计算得到该定位点角膜的弹性模量：
mode扫描，由处理机通过眼前节光学相干层析成像系统获取角膜的多普勒信号，处理机将
多普勒信号处理可以得到剪切波在角膜各处的波速c，通过下列公式计算得到角膜各处的
弹性模量值：
模量值E与S5获取的同一点处的弹性模量值Ψ相减，得出误差e后，用S5获取的角膜各处的
弹性模量值都加上误差e；
模，使用ANSYS软件进行模拟运算，得到该建模被压平时所施加的压力P0，压力P0为角膜弹性引起的阻力，步骤S4获取的未校正眼压值P与P0相减，得到校正后的真实眼压值。
超声发射器产生周期性声辐射压；
μ。
析成像系统进行M-mode或B-mode扫描获取多普勒信号，处理机通过眼前节光学相干层析成
像系统得到单个扫描点的时间-位相图；
数—弹性模量分布，操作简便、功能完善、数据准确，该测量装置包括眼前节光学相干层析
成像系统、气介超声发射系统、可切换式非接触眼压测量校正系统、透红外玻璃平片、处理
机、以及显示器。处理机通过眼前节光学相干层析成像系统获取角膜三维形态图像，当气介
超声发射系统产生的超声波引起角膜共振时，从加载共振超声信号的角膜光学相干层析成
像图像中得到全角膜弹性模量值。同时，根据角膜三维形态图像和全角膜弹性模量值，利用
可切换式非接触眼压测量校正系统对常规测量的眼压值进行有效校正获取准确的眼压值，
克服现有技术测量眼压时将角膜形态和生物力学性能常量化处理的不准确性。
附图说明
119.单模光纤、121.第一光纤耦合器、122.第二光纤耦合器、131.第一光环形器、132.第二
光环形器、141.第一准直透镜、142.扫描物镜、143.第二准直透镜、144.聚焦透镜、145.平面反射镜、146.平移台、151.水平扫描振镜、152.垂直扫描振镜、160.平衡探测器、21.信号发生器、22.信号调制器、23.信号放大器、24.气介超声发射器、31.储气罐、32.导管、33.压力传感器、34.可调阀门。
具体实施方式
玻璃平片4透射传播至角膜5，从角膜5反射回的光束经透红外玻璃平片4透射回眼前节光学
相干层析成像系统1。气介超声发射系统2产生的超声波经透红外玻璃平片4反射至角膜5。
可切换式非接触眼压测量校正系统3直接与角膜5相连。
膜进行B-mode或M-mode扫描获取眼前节多普勒图像信号。该多普勒图像信号由如下方式得
到：处理机6设置眼前节光学相干层析成像系统1进行B-mode或M-mode扫描，从而处理机6所
得到的相邻A-line信号进行傅里叶变换之后每个频率对应的相位信息进行两两相减，即可
由处理机得到每幅B-mode或M-mode的多普勒图像信号。
率与该角膜位置的固有频率一致时，该位置角膜处发生共振，此时，通过处理机6从信号调
制器获取角膜的共振频率值，通过处理机6获取光学相干层析成像系统1的成像图像，由处
理机6从成像图像中计算得到该位置角膜的弹性模量值。
阀门处于小流量快速喷气模式，可以在角膜上产生可传播的剪切波，此时，处理机6控制所
述眼前节光学相干层析成像系统1进行B-mode或M-mode扫描B-scan或M-scan扫描，由处理
机6获取角膜的多普勒信号，处理机6将多普勒信号处理可以得到剪切波在角膜各处的波
速，进一步地，处理机6利用波速计算得到全角膜弹性模量分布图，再结合所述眼前节光学
相干层析成像系统1获取的角膜形态图像，对未校正眼压值进行校正，得到补偿后的真实眼
压值。
器131。第一光环形器131将光束出射经单模光纤115传输至第二准直透镜143准直后，经聚
焦透镜144聚焦到平面反射镜145。从平面反射镜145反射回的光束，依次沿原路返回至第一
光环形器131后出射，经单模光纤117传输至第二光纤耦合器122。第二光环形器132将光束
出射经单模光纤113传输至第一准直透镜141准直后，依次通过水平扫描振镜151和垂直扫
描振镜152后，被扫描物镜142聚焦直接穿透透红外玻璃平片4到达人眼的角膜5，照明眼前
节部位。从角膜5眼前节部位反射回的光束沿原路返回至第二光环形器132后出射，经单模
光纤116传输至第二光纤耦合器122。
器160与处理机6相连，通过处理机6的软件实现图像重构，获取眼前节的光学相干层析成像
图像，该图像可以在处理机6上进行存储与处理，并通过显示器7进行显示。
处理机6控制驱动电机实现移动，直到由角膜5眼前节返回的光束和从平面反射镜145反射
回的光束形成干涉条纹。
每个频率对应的相位信息进行两两相减，即可得到每幅B-mode或M-mode的多普勒图像信
号。
22低频振幅调制后，经信号放大器23等比放大，放大后的信号传入气介超声发射器24，驱动
气介超声发射器24产生汇聚的超声波，超声波经透红外玻璃平片4反射直接作用于所述眼
前节光学相干层析成像系统1定位的角膜5位置。
角膜的共振频率值，通过处理机6获取光学相干层析成像系统1的成像图像，由处理机6从成
像图像中计算得到该位置角膜的弹性模量值。
气口之间依次放置压力传感器33和可调阀门34。处理机6控制可调阀门34处于大流量喷气
模式，处理机6可以由压力传感器33直接测量得到角膜5的未校正眼压值；当处理机6切换可
调阀门34处于小流量快速喷气模式时，在角膜上产生可传播的剪切波。
处理可以得到剪切波在角膜各处的波速，进一步地，处理机6利用波速计算得到全角膜弹性
模量分布图，再结合所述光学相干层析成像系统1获取的角膜形态图像，对未校正眼压值进
行校正，得到补偿后的真实眼压值；
统1和气介超声发射系统2出射的光束和超声波。
的光学相干层析成像形态图像，如图9所示为本发明具体实施例的光学相干层析成像系统
得到的角膜形态图像；
声信号，处理机6控制信号调制器22产生如图7所示的低频调制信号，高频超声信号经低频
调制信号调制后，得到如图8(a)所示的超声驱动信号，该驱动信号驱动超声发射器24发射
出会聚超声波聚焦到该角膜定位点，处理机6将信号调制器22的频率调节至角膜共振频率
μ，引起该角膜定位点共振，此时，由处理机6得到加载超声信号后的光学相干层析成像角膜图像，如图10(a)所示。同时，通过下列公式计算得到该定位点角膜的弹性模量：
度，直接从成像图像中获取。参数ρ为角膜组织密度，通常为定值，由被测量的人眼决定。参数λ为角膜阻尼系数(该数值较小，通常可以忽略)。
系统1进行B-mode或M-mode扫描，由处理机6通过眼前节光学相干层析成像系统1获取角膜
的多普勒信号，处理机6将多普勒信号处理可以得到剪切波在角膜各处的波速c，通过下列
公式计算得到角膜各处的弹性模量值：
建模。使用ANSYS软件进行模拟运算，得到该建模被压平时所施加的压力P0，压力P0为角膜弹性引起的阻力，步骤S4获取的未校正眼压值P与P0相减，得到校正后的真实眼压值。
动信号输入超声发射器产生周期性声辐射压，如图8(b)所示；
频率值，如图10(b)所示。
相干层析成像系统1进行M-mode或B-mode扫描获取多普勒信号，处理机6通过眼前节光学相
干层析成像系统1得到单个扫描点的时间-位相图，如图13所示；
本发明的限制。此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性。
发明中的具体含义。此外，在本发明的描述中，除非另有说明，“多个”的含义是两个或两个以上。
的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理前提下的若干改进和润饰，这些改进和润饰也
应视为本发明的保护范围。
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