無波前傳感器自適應(yīng)光學(xué)相干斷層成像（WSAO-OCT）是一種用于體內(nèi)高分辨率、深度分辨成像的新型成像技術(shù)，它改善了基于傳感器的自適應(yīng)光學(xué)設(shè)計(jì)中的一些問題。這項(xiàng)技術(shù)用深度分辨、圖像驅(qū)動(dòng)的優(yōu)化算法取代了Hartmann-Shack波前傳感器，其度量基于實(shí)時(shí)獲取的OCT體積。本研究中，Kevin S. K. Wong等使用必需的定制超高速GPU處理平臺和快速模式優(yōu)化算法，實(shí)現(xiàn)了人視網(wǎng)膜的實(shí)時(shí)、體內(nèi)、無波前傳感器AO校正成像。WSAO-OCT尤其有助于開發(fā)臨床高分辨率視網(wǎng)膜成像系統(tǒng)，基于其能夠允許使用緊湊、低成本且穩(wěn)健的透鏡自適應(yīng)光學(xué)設(shè)計(jì)。本文將WSAO-OCT系統(tǒng)用于人感光細(xì)胞鑲嵌體體內(nèi)成像，通過對視網(wǎng)膜上的幾個(gè)偏心點(diǎn)成像，對該系統(tǒng)性能進(jìn)行了驗(yàn)證，并證明了WSAO補(bǔ)償能夠改善對光感受器的可見度。文章以“In vivo imaging of human photoreceptor mosaic with wavefrontsensorless adaptive optics optical coherence tomography”為題發(fā)表于Biomed Opt Express.。
 

 

背景
 

在大數(shù)值孔徑（NA）（大成像瞳孔）的高分辨率活體視網(wǎng)膜成像中，自適應(yīng)光學(xué)（AO）至關(guān)重要。AO已與各種眼部成像技術(shù)相結(jié)合，通過校正光學(xué)像差來獲得衍射極限分辨率。眼底攝影術(shù)和掃描激光眼底鏡術(shù)（SLO）是兩個(gè)AO生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用的實(shí)例，通過AO能夠?qū)﹀F狀和桿狀光感受器鑲嵌體進(jìn)行可靠成像。光學(xué)相干斷層掃描（OCT）與AO相結(jié)合也可實(shí)現(xiàn)高分辨率體積成像。傳統(tǒng)的成像系統(tǒng)在不應(yīng)用OA的情況下盡管也能對健康參與者的錐形感光器成像，但在中央凹附近的視網(wǎng)膜偏心處（<2°) 或是有眼部缺陷及較大像差的病人中，并不能可靠成像。

 

大NA的視網(wǎng)膜成像固有地放大了參與者眼睛像差的影響，從而影響分辨率。AO的目標(biāo)是用自適應(yīng)元件，如變形鏡（DM），補(bǔ)償這些光學(xué)像差，而變形鏡通常由連接在反饋AO校正回路中的波前傳感器（WFS）控制。帶有波前傳感器的閉環(huán)AO配置已被用于大多數(shù)AO檢眼鏡中。但波前傳感器也存在一些問題，如非共路像差、波前光斑中心化和波前畸變等，如果忽視這些可能會(huì)影響AO校正性能。此外對背面反射的敏感性也是WFS的另一個(gè)限制因素。大多數(shù)AO系統(tǒng)使用球面鏡減輕背面反射，但在離軸配置中球面鏡會(huì)導(dǎo)致較大的系統(tǒng)像差，通常可使用長焦距鏡減小像差，球面鏡望遠(yuǎn)鏡的非平面折疊是減少系統(tǒng)像差的一種方法，并且用這種AO-SLO系統(tǒng)已經(jīng)成功成像并分辨出了人桿狀和中央凹錐狀感受器。有研究提出一種基于透鏡的AO-SLO設(shè)計(jì)，使用偏振技術(shù)減少WFS中的后向反射，以替代球面鏡系統(tǒng)，獲得的性能與非平面折疊望遠(yuǎn)鏡類似。

 

已知波前無傳感器自適應(yīng)光學(xué)（WSAO）是一種很穩(wěn)健策略，可規(guī)避傳統(tǒng)基于傳感器的自適應(yīng)光學(xué)系統(tǒng)的局限性。無傳感器自適應(yīng)光學(xué)技術(shù)已應(yīng)用于人體內(nèi)SLO成像系統(tǒng)，有研究將其與相應(yīng)的波前傳感器AO-SLO進(jìn)行了定量比較，盡管無傳感器方法的收斂時(shí)間相對較長，但基于圖像的該系統(tǒng)產(chǎn)生的圖像質(zhì)量至少能夠與波前傳感器SLO獲得的圖像質(zhì)量相當(dāng)。

作者之前展示過一種用于小動(dòng)物成像的WSAO-OCT系統(tǒng)，在色素沉著和白化小鼠身上進(jìn)行了展示和評估。使用DM的模態(tài)控制開發(fā)了WSAO-OCT技術(shù)，使收斂速度更快。系統(tǒng)的A-scan采集速率為100kHz，整個(gè)優(yōu)化過程需要約60s。雖然這一采集和優(yōu)化速度足以對麻醉小鼠進(jìn)行成像，但由于眼和頭的不自主運(yùn)動(dòng)、眨眼和參與者疲勞，其速度還不足以可靠地用于人活體視網(wǎng)膜成像。

而本文描述了一種用于人體視網(wǎng)膜感光層活體成像的WSAO-OCT系統(tǒng)。介紹了WSAO-OCT光學(xué)系統(tǒng)和實(shí)時(shí)數(shù)據(jù)采集處理平臺的設(shè)計(jì)，描述了為人類視網(wǎng)膜成像量身定制的WSAO-OCT優(yōu)化過程，通過從視神經(jīng)頭附近和沿上經(jīng)絡(luò)的不同視網(wǎng)膜偏心處獲得的活體OCT體積重建，獲得了人光感受器鑲嵌體正面圖像。


 

圖1 WSAO-OCT系統(tǒng)示意。
 

 

結(jié)果
 

01-WSAO-OCT圖像分辨率
 

在像差校正之前評估光學(xué)系統(tǒng)的質(zhì)量。在樣品臂中放置一個(gè)成像模型代替人眼，該模型由一個(gè)30mm焦距空氣間隔消色差透鏡和一個(gè)美國空軍（USAF）分辨率靶標(biāo)組成。用一個(gè)扁平變形鏡給第6組和第7組靶標(biāo)成像。采集的體積視圖由1024×200×80個(gè)體素組成，以模擬成像條件。系統(tǒng)在空氣中幻影的光斑大小為1/e²圍度2.9μM，足以解析第7組的元素4（線寬2.76μm，圖2）。
 

圖2 使用分辨率目標(biāo)和30mm焦距空氣間隔消色差透鏡，量化橫向分辨率。可達(dá)到的橫向分辨率為2.76μm，體積大小為1024×200×80。比例尺50μm。
 

 

02-使用WSAO-OCT成像人視網(wǎng)膜
 

作為性能演示，展示了在優(yōu)化過程之前、期間和之后獲得的圖像。在WSAO優(yōu)化前，用頭部支架和固定靶穩(wěn)定參與者。手動(dòng)定位鏡頭L10以zuidahua感光層的強(qiáng)度。圖3為優(yōu)化Zernike模式3（散光）過程中的en face投影，來自參與者1。隨著優(yōu)化的進(jìn)行，當(dāng)找到最佳Zernike值時(shí)，B-scan和en face圖像的強(qiáng)度逐漸增加到最大值（圖3中step 6），在遠(yuǎn)離它時(shí)減小。Yellott’s ring在傅里葉變換圖像中的可見度也遵循同樣趨勢。
 

圖3 優(yōu)化Zernike模式3（散光）期間的en face投影圖像。光感受器圖像在非散瞳瞳孔、約3.0°的偏心率下獲得。視野為1.0°×0.4°。比例尺50μm。
 

 

圖4為優(yōu)化所有Zernike項(xiàng)之前和之后，從參與者1獲得的en face錐狀鑲嵌體的比較。圖像經(jīng)相同處理，可以直接比較。優(yōu)化后的en face圖像更明亮，錐狀鑲嵌體清晰可見。
 

圖4 參與者1視網(wǎng)膜偏心度約3.0°的視錐細(xì)胞圖像。視野為1.0°×0.4°。比例尺50 μm。
 

 

完整記錄了參與者2進(jìn)行WSAO-OCT優(yōu)化的過程。通過記錄視頻中10s未優(yōu)化的內(nèi)、外段（IS/OS）和視網(wǎng)膜色素上皮（RPE）層的en face圖像。然后進(jìn)行優(yōu)化，可以觀察到強(qiáng)度隨增加趨勢的周期性波動(dòng)。在整個(gè)優(yōu)化過程中，分辨率逐漸提高，直到單個(gè)錐狀感光器可清晰地分辨為明亮的圓形結(jié)構(gòu)。血管陰影作為確定參與者運(yùn)動(dòng)情況的標(biāo)志，在運(yùn)動(dòng)程度較小的情況下，優(yōu)化算法仍能夠進(jìn)行像差校正。

 

視頻中WSAO優(yōu)化前后的一組B-scan和en face圖像展示于圖5。en face圖像通過IS/OS層（A-scan圖上的第2層）內(nèi)體素的最大強(qiáng)度投影生成。優(yōu)化后的強(qiáng)度改善在A-scan的線輪廓（紅框和綠框）上也很明顯。每種模式中優(yōu)化的Zernike系數(shù)的值（代表優(yōu)化后的DM形狀）以及相應(yīng)的價(jià)值函數(shù)的增加如圖5所示。

 

圖5 WSAO優(yōu)化前后en face圖像中光感受器可見性的比較。左欄是B-scan的比較，右欄是在IS/OS層生成的en face圖像比較。NFL：神經(jīng)纖維層；IS/OS，內(nèi)外段；RPE：視網(wǎng)膜色素上皮；BM：Bruch’s膜。en face圖像視野為1.3°×0.6°。比例尺50μm。
 

為了證明該系統(tǒng)能夠分辨中央凹附近的感光器鑲嵌體，展示了從參與者2的四個(gè)不同視網(wǎng)膜偏心處獲得的en face圖像。圖像在對相應(yīng)視網(wǎng)膜位置的眼像差進(jìn)行重新優(yōu)化后獲得。圖6為在這些位置獲取的未優(yōu)化和優(yōu)化en face圖像間的比較。在未優(yōu)化圖像中，幾乎無法從散斑圖像中區(qū)分出錐狀感光器。而優(yōu)化后的圖像對比度提高，在偏離中央凹接近1.0°處可以分辨出視錐細(xì)胞鑲嵌體。en face圖像中，中央凹位于左下角。
 

圖6 在非水晶體瞳孔中沿上經(jīng)絡(luò)獲得的視錐細(xì)胞鑲嵌體圖像。在四個(gè)視網(wǎng)膜偏心處獲得以比較：5.1°、2.2°、1.6°和1.0°。視野1.0°×0.4°。比例尺50μm。
 

 

結(jié)論
 

本文使用基于透鏡的光學(xué)成像系統(tǒng)和模態(tài)優(yōu)化算法，結(jié)合超高速GPU處理平臺，將WSAO-OCT實(shí)時(shí)用于人類視網(wǎng)膜成像。OCT獲取人感光器鑲嵌體圖像且WSAO優(yōu)化后，圖像質(zhì)量得到了提升。利用WSAO-OCT，在偏心率1.5°的情況下也能夠可視化感光器鑲嵌體。
 

在波前傳感不可靠時(shí)，WSAO-OCT在細(xì)胞分辨率視網(wǎng)膜成像上有潛在優(yōu)勢。雖然WSAO-OCT的收斂時(shí)間比傳統(tǒng)WFS成像慢（意味著它目前無法糾正淚膜動(dòng)力學(xué)），但臨床成像中，AO成像往往也存在其他障礙，如波前傳感常受到波前傳感器檢測器的設(shè)計(jì)和性能影響、沒有明確的AO參考面（在病變視網(wǎng)膜區(qū)域或視神經(jīng)頭上），且從成像系統(tǒng)光學(xué)表面反射的光也會(huì)有影響。臨床中不規(guī)則瞳孔和視網(wǎng)膜結(jié)構(gòu)、白內(nèi)障或眼睛不透明增加也會(huì)影響波前數(shù)據(jù)的可靠性。在波前測量精度有限的情況下，WSAO-OCT有可能用于獲得高分辨率圖像，因?yàn)閃SAO-OCT僅依賴于獲得的圖像，而不依賴于波前測量。

 

WSAO-OCT成像的另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是，它不需要一個(gè)精確定義的共軛平面來進(jìn)行波前探測。這一特征使WSAO-OCT能夠在接近非平面的視網(wǎng)膜結(jié)構(gòu)，如視神經(jīng)頭或yinbing理改變而扭曲的視網(wǎng)膜時(shí)，仍以高分辨率可靠地工作。

 

本研究采用WSAO-OCT系統(tǒng)與非散瞳參與者進(jìn)行實(shí)驗(yàn)作概念驗(yàn)證，未來將進(jìn)行一項(xiàng)與眼科臨床醫(yī)生合作關(guān)于散瞳患者的更大規(guī)模研究。為了適應(yīng)臨床環(huán)境，需要對現(xiàn)有系統(tǒng)進(jìn)行一些修改：模態(tài)控制無波前傳感器算法實(shí)現(xiàn)了快速優(yōu)化，但與傳統(tǒng)的基于傳感器的AO眼科成像系統(tǒng)相比，它的收斂時(shí)間更長；WSAO優(yōu)化過程中的運(yùn)動(dòng)偽影會(huì)影響像差校正的質(zhì)量，任何由淚膜變化引起的眼像差微小波動(dòng)都不能用本文報(bào)道的設(shè)置進(jìn)行解釋和糾正；雖然通過提高圖像采集速率和減少校正的Zernike模式的數(shù)量，可將收斂時(shí)間縮短到6-12s，但仍需進(jìn)一步改進(jìn)。減少優(yōu)化時(shí)間的一個(gè)可能方法是使用更快的成像系統(tǒng)，如兆赫OCT，將使當(dāng)前的幀速率提高510倍。實(shí)時(shí)眨眼檢測和/或瞳孔跟蹤等算法改進(jìn)也是減少運(yùn)動(dòng)偽影影響的潛在解決方案。

本文選擇將重點(diǎn)放在光感受器層，以展示W(wǎng)SAO-OCT的能力。隨著可用GPU的計(jì)算能力不斷增長，可以添加一種實(shí)時(shí)分割算法，以實(shí)現(xiàn)特定層的像差校正。這也可能有利于可視化具有較弱散射特征的視網(wǎng)膜層，例如內(nèi)核層和外核層。

 

為了提高橫向分辨率和觀察視網(wǎng)膜中較小的細(xì)胞結(jié)構(gòu)，如視桿細(xì)胞和中央凹錐細(xì)胞，需要增加NA。這需要使用局部散瞳劑，如苯腎上腺素和托吡卡胺，以便能夠用更大直徑的光束成像。使用托吡卡胺的另一個(gè)好處是會(huì)使參與者眼睛的睫狀肌麻痹，導(dǎo)致調(diào)節(jié)反射喪失，減少對優(yōu)化算法的干擾。然而較高NA成像也會(huì)引入額外的眼像差，并且需要更大沖程的DM和更多節(jié)段，以便在低階和高階Zernike模式下成功校正像差。另外，一個(gè)用于將低階和高階Zernike模式分離到兩個(gè)不同DMs的woofer-tweeter DM配置可以用來增強(qiáng)該實(shí)驗(yàn)裝置的像差校正能力。

總之，本文展示了一種基于透鏡的WSAO-OCT方法，該方法能夠在較小偏心角內(nèi)分辨人非散瞳眼中的視錐細(xì)胞鑲嵌體，即使在small-stroke DM下也是。最重要的是，透鏡WSAO設(shè)計(jì)復(fù)雜度的降低，有助于形成一個(gè)非常適合眼科臨床的，穩(wěn)健緊湊的成像系統(tǒng)。

 

 

參考文獻(xiàn)：Wong, Ksk , et al. "In vivo imaging of human photoreceptor mosaic with wavefront sensorless adaptive optics optical coherence tomography." Biomedical Optics Express 6.2(2015):580-590.