RU2598052C2 - Способ и устройство для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии - Google Patents
Способ и устройство для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии Download PDFInfo
- Publication number
- RU2598052C2 RU2598052C2 RU2014117464/14A RU2014117464A RU2598052C2 RU 2598052 C2 RU2598052 C2 RU 2598052C2 RU 2014117464/14 A RU2014117464/14 A RU 2014117464/14A RU 2014117464 A RU2014117464 A RU 2014117464A RU 2598052 C2 RU2598052 C2 RU 2598052C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- polarization
- polarization data
- data elements
- light
- sets
- Prior art date
Links
- 230000010287 polarization Effects 0.000 title claims abstract description 149
- 238000012545 processing Methods 0.000 title claims abstract description 77
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 51
- 238000012014 optical coherence tomography Methods 0.000 title claims abstract description 41
- 239000013598 vector Substances 0.000 claims abstract description 27
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims abstract description 12
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 3
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 22
- 238000003325 tomography Methods 0.000 claims description 19
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 14
- 238000010606 normalization Methods 0.000 claims description 8
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 6
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 claims description 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 abstract 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract 1
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 230000014509 gene expression Effects 0.000 description 75
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 15
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 10
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 8
- 230000008569 process Effects 0.000 description 8
- 210000001525 retina Anatomy 0.000 description 8
- 230000006870 function Effects 0.000 description 6
- 238000012800 visualization Methods 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- NRNCYVBFPDDJNE-UHFFFAOYSA-N pemoline Chemical compound O1C(N)=NC(=O)C1C1=CC=CC=C1 NRNCYVBFPDDJNE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 4
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 4
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 4
- 210000003733 optic disk Anatomy 0.000 description 4
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 4
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 4
- 210000004126 nerve fiber Anatomy 0.000 description 3
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 2
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 2
- 230000003071 parasitic effect Effects 0.000 description 2
- 208000010412 Glaucoma Diseases 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 230000003750 conditioning effect Effects 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 1
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 1
- 230000002349 favourable effect Effects 0.000 description 1
- 210000000873 fovea centralis Anatomy 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 238000002577 ophthalmoscopy Methods 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000011218 segmentation Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 230000002269 spontaneous effect Effects 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
- G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
- G01B9/02—Interferometers
- G01B9/0209—Low-coherence interferometers
- G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
- G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
- G01B9/02—Interferometers
- G01B9/02083—Interferometers characterised by particular signal processing and presentation
- G01B9/02087—Combining two or more images of the same region
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/50—Image enhancement or restoration using two or more images, e.g. averaging or subtraction
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
- G01B2290/00—Aspects of interferometers not specifically covered by any group under G01B9/02
- G01B2290/70—Using polarization in the interferometer
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/10—Image acquisition modality
- G06T2207/10072—Tomographic images
- G06T2207/10101—Optical tomography; Optical coherence tomography [OCT]
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/20—Special algorithmic details
- G06T2207/20212—Image combination
- G06T2207/20216—Image averaging
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
- G06T2207/30004—Biomedical image processing
- G06T2207/30041—Eye; Retina; Ophthalmic
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2211/00—Image generation
- G06T2211/40—Computed tomography
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Eye Examination Apparatus (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к медицине и может быть использована для обработки данных о поляризации в поляризационно-чувствительной оптической когерентной томографии. Группа изобретений представлена способом, устройством и постоянным машиночитаемым носителем. Обнаруживают свет датчиком обнаружения. Свет получен путем расщепления комбинированного света с использованием расщепителя поляризованного луча. Комбинированный свет получен путем комбинирования отраженного света от измеряемого образца, облучаемого измерительным светом, и опорного света, соответствующего измерительному свету. Получают множество наборов элементов данных о поляризации с помощью блока получения, получаемых из обнаруженного света. Преобразуют множество наборов элементов данных о поляризации в представление в векторной форме с помощью блока преобразования, включающее в себя информацию в отношении отставания и ориентации оси. Вычисляют средние значения множества наборов преобразованных элементов данных о поляризации с помощью блока вычисления средних значений. Вычисляют отставание и ориентацию оси из множества наборов усредненных элементов данных о поляризации с помощью блока вычисления. Формируют различные типы изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования с помощью блока формирования. Побуждают устройство отображения отображать по меньшей мере одно из сформированных изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования с помощью блока управления. Группа изобретений позволяет сократить возникновение искажений за счет формирования различных типов изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования. 3 н. и 18 з.п. ф-лы, 15 ил.
Description
Область техники, к которой относится изобретение
Изобретение относится к способу и устройству для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии.
Уровень техники
Оптическая когерентная томография (далее в настоящем документе называемая томографией OCT), в которой используется многоволновая оптическая интерференция, может обеспечивать томографическое изображение высокого разрешения образца (в частности, глазного дна). В последние годы были изучены устройства томографии OCT для целей офтальмологических исследований, в частности, для получения чувствительного к поляризации изображения томографии OCT для визуализации параметра поляризации, который представляет собой одно из оптических свойств, свойственных тканям глазного дна, в дополнение к обычному изображению томографии OCT для визуализации формы тканей глазного дна.
Посредством использования параметров поляризации, чувствительное к поляризации устройство томография OCT может выполнять снимок чувствительного к поляризации изображения томографии OCT и выполнять измерение характеристик или сегментацию тканей глазного дна. Чувствительное к поляризации устройство томографии OCT использует луч, который модулируется лучом с круговой поляризацией в качестве измерительного луча для наблюдения образца, и расщепляет луч, подвергаемый интерференции, на два линейно-поляризованных луча, находящихся в состоянии ортогональной поляризации, и обнаруживает полученные в результате два луча таким образом, чтобы формировать чувствительные к поляризации изображения томографии OCT (см. “E. Goetzinger et al. “Speckle noise reduction in high speed polarization sensitive spectral domain optical coherence tomography”, Optics Express, 19 (15), 14568-14584" (NPL 1)). Кроме того, чувствительная к поляризации томография OCT имеет функцию отставания по фазе визуализации в качестве одного из параметров поляризации, который определяется как разность фаз между двумя компонентами поляризованного луча. Отставание по фазе является полезным для обнаружения изменений на слое нервных волокон сетчатки для выполнения диагностики глаукомы.
В литературе также описан способ уменьшения зернистости, характерной для когерентного света, используемого для томографии OCT, посредством использования многочисленных чувствительных к поляризации изображений томографии OCT. Согласно способу зернистость уменьшается посредством усреднения отставаний по фазе, которые получаются при помощи чувствительной к поляризации томографии OCT. В результате зернистая структура полученного в результате изображения с отставанием по фазе значительно улучшается.
Отставание по фазе определяется как разность фаз между осью наибольшей скорости распространения света и осью наименьшей скорости распространения света, которая наблюдается, при прохождении света через среду. Следовательно, является целесообразным выполнение усреднения с учетом углов, которые образуют ось наибольшей скорости распространения света и ось наименьшей скорости распространения света, используемых в устройстве томографии OCT (далее в настоящем документе называемых ориентацией оси). Однако согласно способу, раскрытому в NPL 1, отставание по фазе получают на основании вычисления арктангенса отношения между двумя поляризованными компонентами (отставание по фазе = arctan(I1/I2)), и отставание по фазе получается без учета ориентации оси. Следовательно, значение отставания по фазе обязательно находится в пределах диапазона от 0 до 90°. В этом способе используется исключительно интенсивность двух поляризованных компонентов, и паразитная зернистость изображения имеет небольшой уровень интенсивности, который принимает нулевое или положительное значение. Поэтому усреднение паразитной зернистости изображения не сходится к нулю и вносит остаток или смещение. Это смещение, в случае низкого значения отставания по фазе, вызывает нежелательное искажение на изображении. Таким образом, даже в случае, когда наблюдается слабый сигнал, если отставание по фазе должно приближаться к 0, то паразитная зернистость изображения производит отличное от нуля значение отставания по фазе, иногда называемое смещение вследствие отставания по фазе. Другими словами, посредством измерения отставания по фазе с использованием интенсивностей поляризованных компонентов (как выполняется и в обычном способе), паразитная зернистость изображения в этих интенсивностях вызывает искажения значения отставания по фазе.
Раскрытие изобретения
Один вариант осуществления настоящего изобретения был получен для обеспечения способа и устройства для обработки данных, способа и устройства, сокращающих возникновение искажения значений отставания по фазе посредством использования многочисленных чувствительных к поляризации изображений томографии OCT.
Согласно одному аспекту настоящего изобретения предусмотрен способ обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии, содержащий: этап получения для получения множества наборов элементов данных о поляризации, полученных из света, отраженного от измеряемого образца; этап преобразования для преобразования элементов данных о поляризации в представление, включающее в себя параметры амплитуды и фазы; и этап вычисления средних значений для вычисления средних значений элементов данных о поляризации, которые представлены в представлении, и формирования набора усредненных элементов данных.
Согласно другому аспекту настоящего изобретения предусмотрено устройство для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии, содержащее: блок получения, выполненный с возможностью получения множества наборов элементов данных о поляризации, полученных из измеряемого образца; блок преобразования, выполненный с возможностью преобразования элементов данных о поляризации в представление, включающее в себя параметры амплитуды и фазы; и блок вычисления средних значений, выполненный с возможностью вычисления средних значений элементов данных о поляризации, которые представлены в представлении, и формирования набора усредненных элементов данных.
Другие отличительные признаки настоящего изобретения станут очевидны из следующего описания иллюстративных вариантов осуществления со ссылкой на сопровождающие чертежи.
Краткое описание чертежей
Фиг. 1 изображает схему последовательности операций, иллюстрирующую способ обработки данных, выполняемый согласно вариантам осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 2 иллюстрирует конфигурацию устройства визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT согласно вариантам осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 3 иллюстрирует томографическое изображение.
Фиг. 4A и 4B иллюстрируют томографическое изображение и положение получения данных.
Фиг. 5 иллюстрирует изображение SLO (сканирующего лазерного офтальмоскопа).
Фиг. 6 изображает часть схемы последовательности операций, иллюстрирующей обработку данных.
Фиг. 7 иллюстрирует иллюстративные изображения, обработанные посредством использования данных.
Фиг. 8 иллюстрирует обработку данных согласно вариантам осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 9A-9D изображают схемы, иллюстрирующие обработку, выраженную на комплексной плоскости согласно вариантам осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 10A и 10B иллюстрируют иллюстративные результаты обработки вычисления средних значений согласно первому варианту осуществления.
Фиг. 11A-11C иллюстрируют другие примеры получения данных.
Фиг. 12 иллюстрирует схему последовательности операций обработки данных в четвертом варианте осуществления, который включает в себя выравнивание.
Фиг. 13A и 13B иллюстрируют выравнивание для яркостного сканирования.
Фиг. 14 иллюстрирует схему последовательности операций этапа преобразования данных согласно настоящему варианту осуществления.
Фиг. 15 иллюстрирует схему последовательности операций для вычисления вектора Стокса.
Осуществление изобретения
Способ обработки данных согласно настоящему изобретению может быть применен и к другим образцам, не ограничивая объект органами или тканями, включающими в себя человеческие глаза, и относящееся к нему устройство визуализации включает в себя, помимо прочего, офтальмологическое устройство и эндоскоп. Далее в настоящем документе офтальмологическое устройство будет подробно описано со ссылкой на чертежи в качестве иллюстративного устройства, предназначенного для применения настоящего изобретения.
Первый вариант осуществления
Фиг. 1 иллюстрирует схему последовательности операций способа обработки данных о поляризации согласно настоящему варианту осуществления, Фиг. 2 иллюстрирует схематическое представление устройства 200 визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT, включающего в себя устройство 213 обработки данных согласно настоящему варианту осуществления. Сначала, со ссылкой на Фиг. 2, будет описана конфигурация устройства 200 чувствительной к поляризации томографии OCT, а затем, со ссылкой на схему последовательности операций из Фиг. 1, будет описана работа устройства 213 обработки данных согласно настоящему варианту осуществления.
Устройство 200 чувствительной к поляризации томографии OCT согласно варианту осуществления включает в себя систему чувствительной к поляризации томографии OCT (оптической когерентной томографии) и устройство обработки данных, и создает чувствительное к поляризации томографическое изображение посредством обработки данных о поляризации, полученных из системы чувствительной к поляризации томографии OCT. На Фиг. 2 измерительный свет, испускаемый из источника 201 света, преобразуется в линейно поляризованный свет при помощи поляризатора 202, и вводится в волоконный соединитель 203. Источник 201 света является источником света на сверхлюминесцентных диодах (SLD), который является источником света с малой степенью когерентности, и испускает свет, например, с центральной длиной волны в 850 нанометров и шириной полосы в 50 нанометров. Несмотря на то что диод SLD используется в качестве источника 201 света, может быть использован любой источник света, способный к испусканию света с низкой когерентностью, такой как источник света с усилением спонтанного испускания (ASE).
Волоконный соединитель 203 обеспечивает коэффициент связи потока, например, 90:10, вызывает расщепление измерительного света с таким коэффициентом, и направляет расщепленный измерительный свет на опорное плечо (с коэффициентом деления потока равным 90), включающее в себя коллиматор 204, пластинку 205 в четверть волны и зеркало 206 опорного луча, и плечо с образцом (коэффициент деления равный 10), включающее в себя коллиматор 207, пластинку 208 в четверть волны и сканирующее зеркало 209.
Измерительный свет, направляемый на опорное плечо, проходит через пластинку 205 в четверть волны, установленную в положении, повернутом на 22,5 градуса. После его отражения посредством зеркала 206 опорного луча, свет становится линейно поляризованным светом после его прохождения через пластинку 205 в четверть волны, и снова направляется в волоконный соединитель 203. С другой стороны, измерительный свет, направляемый на плечо с образцом, становится светом с круговой поляризацией после его прохождения через пластинку 208 в четверть волны, установленную в положении, повернутом на 45 градусов. Свет с круговой поляризацией отражается посредством сканирующего зеркала 209 и обеспечивается его падение на глаз объекта Eb, который является опытным образцом, предназначенным для измерения.
Кроме того, измерительный свет отражается посредством сетчатки Er и снова направляется на волоконный соединитель 203 через сканирующее зеркало 209 и пластинку 208 в четверть волны, и интерферирует с измерительным светом, который прошел через опорное плечо. Сканирующее зеркало 209 управляется посредством неиллюстрированного устройства управления таким образом, чтобы отклонять измерительный свет в направлениях X и Y, а результат измерения может быть получен в виде отсканированного двумерного изображения сетчатки. Кроме того, в последующем описании, данные, полученные в направлении одиночной линии в направлении луча, называется A-сканированием, а данные, включающие в себя по меньшей мере две длины A-сканирования, расположенные в направлении оси X или направлении оси Y, называется B-сканированием, как иллюстрировано на Фиг. 3.
Интерферирующий свет, сформированный в волоконном соединителе 203, расщепляется на компонент света с горизонтальной поляризацией и компонент света с вертикальной поляризацией в волоконном соединителе 210, включающем в себя расщепитель поляризованного луча, и компоненты по отдельности направляются на спектрометры 211 и 212, включающие в себя дифракционную решетку, камеру линейного сканирования и т.д. Каждый из направляемых интерферирующих лучей света разделяется на его спектральные компоненты, и компоненты преобразуются в электрические сигналы при помощи камеры линейного сканирования и выводятся на устройство 213 обработки данных в виде данных о спектре горизонтальной поляризации и вертикальной поляризации.
Устройство 213 обработки данных функционирует в качестве устройства обработки данных о поляризации согласно настоящему варианту осуществления, и может быть реализовано с использованием персонального компьютера (PC) или цифровой схемы, включающей в себя специализированную интегральную микросхему (микросхему ASIC), и т.д. Кроме того, 214 и 215 обозначают устройство отображения, включающее в себя, например, монитор на жидких кристаллах, обеспеченный для отображения результата обработки данных, и устройство ввода, обеспеченное для ввода команды от пользователя, которое включает в себя клавиатуру, мышь и т.д.
Исходя из вышеуказанного, устройство 200 визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT, описанное в настоящем варианте осуществления, формирует томографию OCT в соответствии со способом с разложением полученного сигнала по спектрам (SD). Однако настоящее изобретение не ограничено способом SD. Таким образом, сущность настоящего изобретения также может быть применена, без ее изменения, к устройству визуализации, достигнутому в соответствии по меньшей мере со способом с использованием генератора качающейся частоты (SS) или способа с разложением полученного сигнала по времени (TD).
В настоящем варианте осуществления, устройство 213 обработки данных реализовано посредством выполнения программы обработки данных, сохраненной в запоминающем устройстве, соединенном с неиллюстрированным PC (персональным компьютером) посредством центрального процессора (CPU), установленного в компьютере PC. Кроме того, управление функционированием всех устройств 200 визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT также выполняется посредством CPU, выполняющего программу управления устройством, и, в последующем описании, будет называться устройством управления визуализацией.
С другой стороны, второй измерительный свет, длина центральной волны которого отличается от длины волны из источника 201 света, испускается из полупроводникового лазера 216, и обеспечивается его падение на глаз объекта Eb через перфорированное зеркало 217, сканирующее зеркало 218, способное к отклонению второго измерительного света в направлении глазного дна по двум осям, включающим в себя направление X и направление Y, и дихроическое зеркало 219.
Второй измерительный свет также отражается посредством сетчатки Er, отражается посредством дихроического зеркала 219 и, снова, посредством сканирующего зеркала 218, и отражается посредством перфорированного зеркала 217, и обеспечивается его падение на датчик 220 обнаружения. Второй измерительный свет, который обеспечен для получения плоского изображения глазного дна при помощи двумерного сканирования измерительного света, вводится в устройство управления визуализацией таким образом, чтобы было сформировано плоское изображение. Фиг. 5, для примера, иллюстрирует плоское изображение, называемое SLO (сканирующей лазерной офтальмоскопией) изображение в следующем описании.
При получении данных чувствительной к поляризации томографии OCT, устройство управления визуализацией получает параллельное ей изображение SLO. Кроме того, устройство управления визуализацией извлекает данные о структуре, включающие в себя кровеносные сосуды и т.д., из изображения SLO, обнаруживает перемещения глазного дна и управляет сканирующим зеркалом 209 таким образом, чтобы измерительный свет чувствительной к поляризации томографии OCT, как правило, мог сканировать одно и то же положение на сетчатке.
Ниже будет описано функционирование устройства 213 обработки данных со ссылкой на Фиг. 1 и 4.
Фиг. 4A и 4B схематично иллюстрируют данные, представляющие структуру образца, которые формируются посредством процесса, описываемого позже при помощи данных, полученных под управлением устройства управления визуализацией согласно настоящему варианту осуществления. В настоящем варианте осуществления B-сканирование, включающее в себя линии W A-сканирования (имеющего глубину H) многократно получается N раз, как иллюстрировано на Фиг. 4А. Однако, поскольку в направлении Y никакого сканирования не выполняется, получается N слоев B-сканирования, в разные моменты времени, на одном и том же положении, определенном на оси Y, как изображено на Фиг. 4B. Однако на Фиг. 4A и 4B одиночный лист B-сканирования включает в себя данные горизонтальной поляризации и данные вертикальной поляризации.
Сначала, на этапе S101, устройство 213 обработки данных устанавливает внутренний счетчик n на 1. Как описано позже, внутренний счетчик n, который дает приращение на 1 каждый раз, когда выполняется обработка B-сканирования, обеспечен таким образом, чтобы обработка выполнялась многократно, пока счетчик не будет установлен на значение, равное N.
Затем на этапе S102 вводятся данные изображения n-го B-сканирования. Что касается B-сканирования в этот момент времени, устройство управления визуализацией может получать и заранее сохранять данные изображения N слоев B-сканирования в запоминающем устройстве, или может многократно получать данные для каждого B-сканирования. В данном случае, N-й слой B-сканирования включает в себя данные
спектра горизонтальной поляризации и данные
спектра вертикальной поляризации.
Затем на этапе S103 выполняются операции преобразования для элементов входных данных спектра для достижения усреднения. Ниже со ссылкой на Фиг. 6 описана обработка, выполняемая на этапе S103.
На этапе S601 устройство 213 обработки данных, преобразовывает каждые из вышеописанных элементов данных спектра в томографические сигналы, включающие в себя параметры амплитуды и фазы, которые изображены как:
(Выражения 1)
В данном случае
и
обозначают амплитуды томографических сигналов, которые достигаются посредством горизонтальной поляризации и вертикальной поляризации, возникающей для n-го B-сканирования, соответственно, а
и
обозначают фазы. Таким образом,
(Выражения 2)
В данном случае, W, H и N являются количеством A-сканирований в B-сканировании, длиной A-сканирования и количеством B-сканирований, соответственно, как иллюстрировано на Фиг. 4A и 4B. Вышеописанное преобразование достигается посредством применения обработки, выполняемой для преобразования данных спектра в томографические сигналы в процессе томографии OCT, выполняемой согласно способу SD, к данным
спектра горизонтальной поляризации и данным
спектра вертикальной поляризации. Поскольку преобразование может быть достигнуто согласно способу, раскрытому, например, в “E. Goetzinger et al., “Polarization maintaining fiber based ultra-high resolution spectral domain polarization sensitive optical coherence tomography”, Optics Express, 17 (25), 22704-22717 (2009)" (NPL 2), то более подробное описание пропущено.
Затем на этапе S602 устройство 213 обработки данных делит томографические сигналы, относящиеся к двум типам поляризации, изображенным в (Выражении 1), друг на друга для вычисления комплексных данных Cn, включающих в себя отставание по фазе и ориентацию оси, которые получаются для n-го B-сканирования в соответствии со следующим уравнением:
(Выражение 3)
С другой стороны, отставание δn по фазе и ориентация θn оси определяются посредством следующих уравнений:
(Выражение 4), и
(Выражения 5)
Соответственно, Cn становится данными, включающими в себя отставание δn по фазе и ориентацию θn оси, как показано посредством следующего уравнения:
(Выражение 6)
Как было описано выше, Сn получается посредством деления элементов данных о поляризации, относящихся по меньшей мере к двум различным направлениям, друг на друга, как показано в (Выражении 3). Из Cn могут быть выведены два параметра, как показано в (Выражении 4) и (Выражении 5). Этими параметрами являются:
1. «Отставание по фазе фазы» является разностью фаз между лучами, вектор электрического поля которых ориентирован вдоль оси наименьшей и наибольшей скорости распространения света. Этот параметр содержится в значении Cn Выражения 3 в форме функции arctan и называется δ в Выражении 6.
2. Два комплексных сигнала, как непосредственно измерено, содержат значения фазы Ф0 и Ф1, разность фаз которых ΔФ=Ф1-Ф0 кодирует ориентацию θ оптической оси. Следовательно, фактически существуют два параметра, которые содержатся в результате деления: отставание δn по фазе и ориентация θn оси.
Тогда Cn становится комплексными данными, которые, по существу, включают в себя отставание по фазе и ориентацию оси образца.
Таким образом, комплексные данные включают в себя информацию, относящуюся к ориентации оси и отставанию по фазе. Вычисленный таким образом Cn временно сохраняется в неиллюстрированном запоминающем устройстве, обеспеченном в устройстве 213 обработки данных.
Затем обработка снова возвращается к схеме последовательности операций из Фиг. 1 для того, чтобы на этапе S104 было дано приращение текущего количества B-сканирований на 1, и на этапе S105 определяется, больше ли обновленное n, чем общее количество N B-сканирований.
Если n не превышает общее количество N B-сканирований, то обработка снова возвращается на этап S102 для выполнения вышеупомянутой обработки. Если n превышает полное количество B-сканирований, то обработка переходит на этап S106.
На этапе S106, устройство 213 обработки данных вычисляет
, полученное посредством вычисления средних значений C(n=1, …, N), которое вычисляется на основе каждого B-сканирования.
(Выражение 7)
Затем устройство 213 обработки данных вычисляет средние значения отставаний
по фазе и ориентации
оси в соответствии со следующими уравнениями:
(Выражения 8)
(Выражения 9)
и могут быть отображены в виде изображения отставания по фазе и изображения ориентации оси на плоскости, составленной посредством оси X и оси Z, аналогично обычному томографическому изображению. Таким образом, значение пиксела, обеспеченного в положении (x, z), может быть равно
(x, z) для изображения отставания по фазе, и может быть равно
(х, z) для изображения ориентации оси.
Устройство 213 обработки данных формирует изображения на основе отставания
по фазе и ориентации
оси, которые вычисляются в соответствии с (Выражениями 9), соответственно, и выводит сформированные изображения на устройство 214 отображения.
Для примера, Фиг. 7 иллюстрирует режим отображения, используемый посредством устройства 214 отображения согласно настоящему варианту осуществления. Устройство 214 отображения обеспечивает подобласти 702-705 в области 701 отображения. В подобласти 702, курсор 706 накладывается и отображается на изображении SLO. Курсор 706 указывает положение, в котором получаются блоки N B-сканирования, и усредненная ориентация
оси и отставание
по фазе отображены в подобластях 705 и 704.
Кроме того, интенсивность томографического изображения в этом положении отображена в подобласти 703. Эта интенсивность томографического изображения может быть получена, например, посредством вычисления значения для каждого пиксела с использованием
из амплитуд
и
томографических сигналов, как показано в (Выражении 2).
Фиг. 8 изображает конфигурацию вышеописанного устройства 213 обработки данных и поток данных. На Фиг. 8, устройство 801 формирования томографического сигнала преобразовывает данные
спектра горизонтальной поляризации и данные
спектра Sn вертикальной поляризации в томографические сигналы
и
, соответственно, и выводит эти томографические сигналы (этап S601). Эти томографические сигналы разделяются посредством устройства 802 разделения сигналов, и комплексные данные Cn, изображенные в (Выражении 3), выводятся на устройство 803 вычисления средних значений (этап S602). Устройство 803 вычисления средних значений вычисляет и выводит отставание
по фазе и ориентацию
оси, вычисление средних значений которых выполняется на основе (Выражений 7) и (Выражений 8) (этап S106).
Согласно вышеописанному варианту осуществления, могут быть получены следующие преимущества.
Два томографического сигнала, изображенные в (Выражения 1), выражаются как представлено ниже:
(Выражения 10)
В данном случае In обозначает коэффициент отражения объекта, а
обозначает фазовую составляющую, распределенную между обоими поляризованными компонентами, которые получены при помощи интерференции с опорным светом. В данном случае, выполняется деление двух томографических сигналов друг на друга, как показано посредством (Выражения 3) для того, чтобы коэффициент отражения и фаза объекта, которые являются общими составляющими, были компенсированы таким образом, чтобы был достигнут сигнал, включающий в себя исключительно отставание по фазе и ориентацию оси, как показано посредством (Выражения 6).
Фиг. 9A представляет Cn, выраженное посредством (Выражения 6) на комплексной плоскости, и среднее значение
, вычисленное в настоящем варианте осуществления, представлено в виде черных точек, изображенных на Фиг. 9B - Фиг. 9D. Фиг. 9B представляет состояние, в котором уровень помех является низким. С другой стороны, Фиг. 9C представляет состояние, в котором уровень помех выше, чем на Фиг. 9B, а Фиг. 9D представляет состояние, в котором нет практически ничего, кроме помех. В этом состоянии, в результате вычисления средних значений, значение отставания по фазе становится приблизительно равным нулю.
Однако в соответствии с известной технологией, раскрытой в NPL 1, значение отставания по фазе вычисляется на основе амплитуды двух поляризованных компонентов, как показано посредством следующего выражения, таким образом, чтобы отставание по фазе имело постоянное отличное от ноля значение, при условии, представленном на Фиг. 9D, которое становится искажением и мешает представлению такой структуры, как волоконный слой Хенле, обеспечивающий небольшое отставание по фазе:
(Выражение 11)
С другой стороны, согласно настоящему варианту осуществления, вычисление средних значений выполняется при помощи обработки, достигаемой при помощи представления комплексного числа, включающего в себя амплитуды и фазы двух поляризованных компонентов. Следовательно, может быть точно вычислено значение небольшого отставания по фазе.
Кроме того, Фиг. 10A и 10B изображают пример, который представляет взаимосвязь между количеством усредненных кадров, которое представлено как N, и средним значением отставаний δ по фазе. В соответствии с чертежом, среднее значение отставаний по фазе постепенно уменьшается одновременно с увеличением количества усредненных кадров в соответствии с известной технологией, в то время как среднее значение становится, приблизительно, постоянным для количеств N больших 10, согласно способу из настоящего варианта осуществления, что указывает, что вычисление средних значений выполнено должным образом.
Кроме того, комплексные данные Cn могут быть вычислены в соответствии со следующим выражением, не ограниваясь им (Выражением 3):
(Выражение 12)
(Выражения 13)
Второй вариант осуществления
В вышеописанном первом варианте осуществления, среднее значение вычисляется посредством деления двух томографических сигналов, но также возможно и усреднение каждого из сигналов.
Другими словами, вычисление средних значений выполняется для каждого из томографических сигналов, представленных посредством (Выражения 1), для вычисления отставания по фазе и ориентации оси. В этом случае, устройство 213 обработки данных вычисляет усредненные томографические сигналы в соответствии с уравнениями:
(Выражения 14)
Кроме того, если вычисление средних значений выполняют в соответствии с (Выражениями 14), и количество N является большим, то существует возможность того, что компонент сигнала компенсируется, и SNR (отношение сигнал/шум) уменьшено в связи с тем, что фазы
и
могут выполнять независимые колебания посредством флуктуаций фазы для каждого измерения. Соответственно, если время, затраченное для получения данных, превышает определенную величину, то предпочтительно, чтобы вычисление средних значений выполнялось согласно способу, описанному в первом варианте осуществления.
С другой стороны, деление должно выполняться для каждой части данных в соответствии с первым вариантом осуществления. Однако, поскольку деление не выполняется до вычисления средних значений в настоящем варианте осуществления, то вычислительная нагрузка становится относительно низкой, что является благоприятным. Следовательно, в зависимости от значения N, вычисление средних значений может выполняться с более высокой скоростью посредством выбора способа из настоящего варианта осуществления.
В качестве альтернативы, измененное (Выражение 14) может быть использовано для вычисления усредненных томографических сигналов. В этом случае, фаза одного томографического сигнала игнорируется, в то время как выполняется сохранение другой фазы. Например, значение фазовой составляющей
установлено равным 1, а
изменяется на
в (Выражении 14). Посредством этой модификации, возможно избежать компенсации составляющей сигнала и уменьшения SNR (отношения сигнал/шум). Эта модификация является эффективной для случая движущегося объекта или значительных сейсмических шумов в процессе измерения.
Третий вариант осуществления
Согласно первому вышеизложенному варианту осуществления, данные получаются более N раз посредством получения томографических изображений одного и того же положения, определенного на сетчатке, как показано на Фиг. 4B, и вычисление средних значений выполняется для N частей данных, существующих в одном и том месте с точки зрения пространства. Однако настоящее изобретение может быть достигнуто без этого ограничения. В описываемом способе, набор элементов данных о поляризации включает в себя элементы данных о поляризации, полученные в различных пространственных положениях.
На Фиг. 11A иллюстрирован пример. На Фиг. 11A части B-сканирования расположены радиальным способом, как указано посредством 111, с использованием в качестве центра головки 112 зрительного нерва, и слои N B-сканирования получаются, в общей сложности, в четырех направлениях. В этом примере, вычисление средних значений выполняется согласно способу, описанному в первом варианте осуществления, в каждом направлении.
Кроме того, на Фиг. 11B и 11C изображен пример, в котором вычисление средних значений выполняется для пространственной области. В настоящем варианте осуществления, устройство 200 визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT получает части B-сканирования при его смещении в направлении Y, как показано на Фиг. 11B, и устройство 213 обработки данных выполняет обработку данных для измеряемой области 113, включающей в себя головку зрительного нерва согласно описанному ниже способу.
Фиг. 11C иллюстрирует детали измеряемой области 113. На этом чертеже область R, которая отделена под предварительно определенным углом A от двух концентрических кругов 114 и 115, диаметры которых равны D1 и D2, где головка 112 зрительного нерва является их центром, определена как целевая область для выполнения вычисления средних значений. Несмотря на то что D1 и D2 составляют, например, 2 мм и 3 мм, и A равен 1° в настоящем варианте осуществления, эти значения могут быть определены в соответствии с точностью, требуемой для измерения слоя нервных волокон сетчатки.
В этом случае, вычисление средних значений выполняется для A-сканирования, являющихся частью области R, и целевые томографические сигналы выражены следующим образом:
(Выражения 15)
Комплексные данные Cr, усредненные в настоящем варианте осуществления, выражены как:
(Выражения 16)
и устройство 213 обработки данных вычисляет отставание
по фазе и ориентацию
оси, которые усреднены для области R, в процессе определения количества частей A-сканирования, включенных в состав в области R, равно M, в соответствии с уравнением:
(Выражение 17)
Затем устройство 213 обработки данных вычисляет усредненное отставание
по фазе и ориентацию
оси в соответствии со следующими уравнениями, аналогично (Выражению 8):
(Выражения 18)
В данном случае уравнения усредненного отставания
по фазе и ориентация
оси выражены следующим образом:
(Выражения 19)
Вышеописанная обработка последовательно выполняется посредством перемещения положения R вдоль области, окруженной посредством концентрических кругов 114 и 115, и средние значения вычисляются в каждом положении таким образом, чтобы могли быть измерены распределения отставаний по фазе и ориентаций оси, возникающих вокруг головки зрительного нерва.
Четвертый вариант осуществления
Настоящее изобретение может быть применено к вставке для интерполяции данных чувствительной к поляризации томографии OCT. В этом варианте осуществления, применение настоящего изобретения для выравнивания данных, используется для вычисления средних значений многочисленных B-сканирований, упомянутых выше в первом варианте осуществления.
Фиг. 12 изображает схему последовательности операций способа обработки данных согласно настоящему варианту осуществления. Поскольку она является модификацией схемы последовательности операций, изображенной на Фиг. 1 посредством добавления этапов S121, S122 и S123, повторяющиеся описания опущены. Кроме того, Фиг. 13A и 13B изображают область T шаблона для выполнения сравнения с шаблоном в первом B-сканировании и n-м B-сканировании.
На этапе S121 устройство 213 обработки данных идентифицирует, является ли непосредственно предшествующее B-сканирование (n-е B-сканирование) первым сканированием или нет. В случае первого B-сканирования, процесс переходит на этап S103, а иначе - на этап S122.
На этапе S122 измерение относительного отклонения между предыдущим B-сканированием (n-м B-сканированием) и первым B-сканированием выполняется посредством устройства 213 обработки данных. Сначала определяется область T шаблона с использованием первого B-сканирования, как показано в Фиг. 13A и 13B. Предпочтительно определять область T шаблона для сравнения с шаблоном таким образом, чтобы она включала в себя геометрические отличительные признаки в B-сканировании, такие как fovea centralis M, как показано в Фиг. 13A и 13B.
В настоящем варианте осуществления, сравнение с шаблоном применяется к интенсивности томографического изображения In, которое вычисляется при помощи двух компонент поляризации сигналов томограммы, A0(x, z, n) и A1(x, z, n), как показано посредством следующего уравнения:
(Выражение 20)
Затем сравнение с шаблоном применяется посредством устройства 213 обработки данных, и области R, которая имеет наибольшую корреляцию с областью T шаблона в n-м B-сканировании In, и относительные отклонения между T и R обнаруживаются в виде ΔX и ΔY.
На этапе S123, выравнивание n-го B-сканирования In с использованием ΔX и ΔY происходит посредством устройства 213 обработки данных таким образом, чтобы один и тот же объект был выровнен в одном и том же положении в этих двух B-сканированиях. Как правило, в связи с тем что ΔX и ΔY не являются целыми числами, необходима интерполяция для данных n-го B-сканирования.
В последующем описании, в качестве способа интерполяции используется двухлинейная интерполяция, однако настоящее изобретение может быть применено и к другому способу, такому как бикубическая интерполяция, посредством изменения диапазона данных и весовых коэффициентов.
Устройство 213 обработки данных вычисляет каждое значение координат x и z данных B-сканирования после выполнения выравнивания с использованием ΔX и ΔY, а затем вычисляются комплексные данные, которые является измененными комплексными данными Cn после преобразования координат, как показано посредством следующих уравнений.
(Выражение 21)
где w1-w4 являются весовыми коэффициентами двухлинейной интерполяции, вычисляемыми следующим образом.
(Выражение 22)
(Выражение 23)
В этом варианте осуществления комплексные данные (Выражение 21) вычисляются согласно первому варианту осуществления. Однако может применяться любое вычисление для формирования комплексных данных, такое как во втором варианте осуществления.
Пятый вариант осуществления
В вышеупомянутых вариантах осуществления используется вектор Джонса для представления элементов данных о поляризации. Однако настоящее изобретение этим не ограничено, и может применяться представление вектора Стокса.
Поскольку основной поток обработки является аналогичным изображенному на Фиг. 1, применяемому к другим вариантам осуществления, в последующем описании описаны только отличные от него этапы.
Фиг. 14 иллюстрирует схему последовательности операций этапа S103 преобразования данных согласно настоящему варианту осуществления.
На этапе 1401 устройство 213 обработки данных вычисляет вектор SVn Стокса в качестве n-го элемента данных о поляризации, который должен быть усреднен. Вектор SVn Стокса вычисляется посредством (Выражения 24).
(Выражение 24)
На следующем этапе S1402 устройство 213 обработки данных вычисляет нормализованный вектор SVn′ Стокса в соответствии с (Выражением 25).
(Выражение 25)
На этапе S106 устройство 213 обработки данных вычисляет усредненный вектор Стокса в соответствии со схемой последовательности операций на Фиг. 15. На этапе S1501, устройство 213 обработки данных вычисляет промежуточный усредненный вектор
Стокса в соответствии с (Выражением 26).
(Выражение 26)
Затем устройство 213 обработки данных снова применяет нормализацию к промежуточному усредненному вектору
Стокса и выводит усредненный вектор Стокса
в соответствии с (Выражением 27).
(Выражение 27)
Усредненное отставание
по фазе вычисляется при помощи двух усредненных амплитуд
и
в соответствии с (Выражением 14). Кроме того, эти амплитуды могут быть вычислены из параметра Стокса в соответствии с (Выражением 24). Вследствие двух процессов нормализации в соответствии с (Выражением 25) и (Выражением 27), усредненный вектор
Стокса нормализуется относительно интенсивности данных о поляризации, которые равны 1.
Следовательно, устройство 213 обработки данных вычисляет усредненное отставание
по фазе в соответствии со следующим выражением.
(Выражение 28)
Подобным образом, усредненная ориентация
оси может быть вычислена на основе (Выражения 24) с использованием параметров усредненного вектора Стокса следующим образом.
(Выражение 29)
В настоящем варианте осуществления, вычисление средних значений выполняется для вектора Стокса, который представляет состояние поляризации света, обратно рассеянного посредством образца. Только после выполнения вычисления средних значений в соответствии с (Выражением 26), результирующий вектор не обязательно сохраняет отношение среди всех параметров, как задано в (Выражении 24), что привносит нежелательное смещение при вычислении отставания по фазе в соответствии с (Выражением 28). Однако вследствие нормализации, вычисляемой посредством (Выражения 27), отношение восстанавливается, и, следовательно, привнесение такого смещения не допускается.
Шестой вариант осуществления
Несмотря на то что нормализация перед процессом вычисления средних значений является желательной, в настоящем изобретении также возможен и другой вариант реализации. В этом варианте осуществления применяется присвоение весовых коэффициентов среднему значению посредством интенсивности данных о поляризации.
В этом варианте осуществления устройство 213 обработки данных пропускает этап 1402. Следовательно, промежуточный усредненный вектор
Стокса вычисляется в соответствии с (Выражением 30), за этим этапом следуют этапы, аналогичные описанным в пятом варианте осуществления.
(Выражение 30)
В отличие от пятого варианта осуществления не выполняется нормализация каждого параметра Стокса относительно интенсивности данных о поляризации. Другими словами, параметры Стокса в (Выражении 30) зависят от интенсивности данных о поляризации, которым, следовательно, принципиально присваиваются весовые коэффициенты.
Однако этап S1502, который является вторым процессом нормализации, восстанавливает отношение среди параметров Стокса описанным способом. Следовательно, может быть выполнено правильное вычисление усредненного отставания по фазе и ориентации оси.
Поскольку первый элемент вектора Стокса в (Выражении 24) не обязателен к вычислению, и нормализация перед вычислением средних значений не выполняется, в этом варианте осуществления эффективность вычисления улучшена.
Седьмой вариант осуществления
Настоящее изобретение также может быть эффективно осуществлено посредством объединения со способом, раскрытым в NPL 1.
Таким образом, если формируется меньше помех и дисперсия комплексных данных Cn является несущественной, как иллюстрировано на Фиг. 9B, ошибки отставания по фазе и ориентации оси являются небольшими, если они вычисляются в соответствии с известным способом. Следовательно, интенсивность сигнала вычисляется, во-первых, на основе сигнала томографического изображения, изображенного в (Выражении 1). Если интенсивность сигнала превышает пороговое значение, то средние значения могут быть вычислены в соответствии со способом, раскрытым в NPL 1, и которые представлены посредством следующих уравнений. В противном случае, способ может быть изменен на способ, достигнутый посредством настоящего изобретения.
(Выражение 31)
Однако MODE (X) является значением режима гистограммы X, и интенсивность томографического сигнала может быть вычислена на основе среднего квадратического значения из его значения амплитуды. Кроме того, пороговое значение может быть установлено на основе среднего значения распределения интенсивностей слоя нервных волокон сетчатки здорового объекта, причем анализ распределения интенсивностей выполняется заранее.
Другие варианты осуществления
Варианты осуществления настоящего изобретения также могут быть реализованы посредством компьютера системы или устройства, которое считывает и выполняет выполняемые компьютером команды, записанные на носителе данных (например, энергонезависимом машиночитаемом носителе) для выполнения функций одного или более из вышеописанного(ых) варианта(ов) осуществления настоящего изобретения, и посредством способа, выполняемого посредством компьютера системы или устройства посредством, например, считывания и выполнения выполняемых компьютером команд с носителя данных, для выполнения функций одного или более из вышеописанного(ых) варианта(ов) осуществления. Компьютер может содержать один или более центральных процессоров (CPU), микропроцессоров (MPU) или другие электронные схемы, и может включать в себя сеть из отдельных компьютеров или отдельных компьютерных процессоров. Выполняемые компьютером команды могут быть предоставлены на компьютер, например, из сети или с носителя данных. Носитель данных может включать в себя, например, один или несколько жестких дисков, оперативных запоминающих устройств (RAM), постоянных запоминающих устройств (ROM), устройство хранения данных из распределенных вычислительных систем, оптический диск (такой как компакт-диск (CD), цифровой универсальный диск (DVD) или диск Blu-ray (BD) ™), устройство флэш-памяти, карту памяти и т.п.
Притом что настоящее изобретение было описано со ссылкой на иллюстративные варианты осуществления, следует понимать, что изобретение не ограничено раскрытыми иллюстративными вариантами осуществления. Объем нижеследующей формулы изобретения должен получить самую широкую интерпретацию, чтобы охватывать все такие модификации и эквивалентные структуры и функции.
Claims (21)
1. Способ обработки данных о поляризации в поляризационно-чувствительной оптической когерентной томографии, содержащий этапы, на которых:
обнаруживают свет, причем свет получен путем расщепления комбинированного света с использованием расщепителя поляризованного луча, причем комбинированный свет получен путем комбинирования отраженного света от измеряемого образца, облучаемого измерительным светом, и опорного света, соответствующего измерительному свету;
получают множество наборов элементов данных о поляризации, получаемых из обнаруженного света;
преобразуют множество наборов элементов данных о поляризации в представление в векторной форме, включающее в себя информацию в отношении отставания и ориентации оси; и
вычисляют средние значения множества наборов преобразованных элементов данных о поляризации, которые выражены в упомянутом представлении;
вычисляют отставание и ориентацию оси из множества наборов усредненных элементов данных о поляризации;
формируют различные типы изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования, включающие в себя изображение отставания и изображение ориентации оси, путем использования вычисленного отставания и ориентации оси; и
побуждают устройство отображения отображать по меньшей мере одно из сформированных изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования.
обнаруживают свет, причем свет получен путем расщепления комбинированного света с использованием расщепителя поляризованного луча, причем комбинированный свет получен путем комбинирования отраженного света от измеряемого образца, облучаемого измерительным светом, и опорного света, соответствующего измерительному свету;
получают множество наборов элементов данных о поляризации, получаемых из обнаруженного света;
преобразуют множество наборов элементов данных о поляризации в представление в векторной форме, включающее в себя информацию в отношении отставания и ориентации оси; и
вычисляют средние значения множества наборов преобразованных элементов данных о поляризации, которые выражены в упомянутом представлении;
вычисляют отставание и ориентацию оси из множества наборов усредненных элементов данных о поляризации;
формируют различные типы изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования, включающие в себя изображение отставания и изображение ориентации оси, путем использования вычисленного отставания и ориентации оси; и
побуждают устройство отображения отображать по меньшей мере одно из сформированных изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования.
2. Способ обработки данных о поляризации по п. 1, в котором множество наборов элементов данных о поляризации преобразуют в представление путем деления друг на друга элементов данных о поляризации, относящихся по меньшей мере к двум различным направлениям, и преобразования разности фаз между двумя элементами данных о поляризации в ориентацию оси, включенную в упомянутое представление.
3. Способ обработки данных о поляризации по п. 1, в котором множество наборов элементов данных о поляризации преобразуют в представление путем деления друг на друга элементов данных о поляризации, относящихся по меньшей мере к двум различным направлениям, и формирования комплексных данных, которые включают в себя отставание и ориентацию оси образца.
4. Способ обработки данных о поляризации по п. 1, в котором набор элементов данных о поляризации включает в себя элементы данных о поляризации, полученные в разные моменты времени.
5. Способ обработки данных о поляризации по п. 1, в котором набор элементов данных о поляризации включает в себя элементы данных о поляризации, полученные в различных пространственных положениях.
6. Способ обработки данных о поляризации по п. 1, в котором множество наборов элементов данных о поляризации преобразуют в представление путем вычисления наборов векторов Стокса в качестве вышеупомянутых наборов элементов данных о поляризации.
7. Способ обработки данных о поляризации по п. 1, в котором для множества наборов преобразованных элементов данных о поляризации, которые выражены в представлении, вычисляют средние значения путем формирования усредненных векторов Стокса в качестве усредненных элементов данных о поляризации и нормализации усредненных векторов Стокса до 1 относительно интенсивности элементов данных о поляризации.
8. Способ обработки данных о поляризации по п. 1, в котором множество наборов элементов данных о поляризации получают посредством устройства поляризационно-чувствительной оптической когерентной томографии, формирующего изображение образца, причем устройство поляризационно-чувствительной оптической когерентной томографии выполнено с возможностью соединения с возможностью передачи данных.
9. Способ обработки данных о поляризации по п. 1, в котором формируют изображение отставания и изображение ориентации оси в качестве изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования путем использования вычисленного отставания и ориентации оси.
10. Способ обработки данных поляризации по п. 1, в котором образец представляет собой глаз.
11. Устройство для обработки данных поляризации в поляризационно-чувствительной оптической когерентной томографии, содержащее:
датчик обнаружения, выполненный с возможностью обнаружения света, причем свет получен путем расщепления комбинированного света с использованием расщепителя поляризованного луча, причем комбинированный свет получен путем комбинирования отраженного света от измеряемого образца, облучаемого измерительным светом, и опорного света, соответствующего измерительному свету;
блок получения, выполненный с возможностью получения множества наборов элементов данных о поляризации, получаемых из обнаруженного света;
блок преобразования, выполненный с возможностью преобразования множества наборов элементов данных о поляризации в представление в векторной форме, включающее в себя информацию об отставании и ориентации оси; и
блок вычисления средних значений, выполненный с возможностью вычисления средних значений множества наборов преобразованных элементов данных о поляризации, которые выражены в представлении;
блок вычисления, выполненный с возможностью вычисления отставания и ориентации оси из множества наборов усредненных элементов данных о поляризации;
блок формирования, выполненный с возможностью формирования различных типов изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования, включающих в себя изображение отставания и изображение ориентации оси, путем использования вычисленного отставания и ориентации оси; и
блок управления, выполненный с возможностью побуждения устройства отображения отображать по меньшей мере одно из сформированных изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования.
датчик обнаружения, выполненный с возможностью обнаружения света, причем свет получен путем расщепления комбинированного света с использованием расщепителя поляризованного луча, причем комбинированный свет получен путем комбинирования отраженного света от измеряемого образца, облучаемого измерительным светом, и опорного света, соответствующего измерительному свету;
блок получения, выполненный с возможностью получения множества наборов элементов данных о поляризации, получаемых из обнаруженного света;
блок преобразования, выполненный с возможностью преобразования множества наборов элементов данных о поляризации в представление в векторной форме, включающее в себя информацию об отставании и ориентации оси; и
блок вычисления средних значений, выполненный с возможностью вычисления средних значений множества наборов преобразованных элементов данных о поляризации, которые выражены в представлении;
блок вычисления, выполненный с возможностью вычисления отставания и ориентации оси из множества наборов усредненных элементов данных о поляризации;
блок формирования, выполненный с возможностью формирования различных типов изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования, включающих в себя изображение отставания и изображение ориентации оси, путем использования вычисленного отставания и ориентации оси; и
блок управления, выполненный с возможностью побуждения устройства отображения отображать по меньшей мере одно из сформированных изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования.
12. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором блок преобразования выполнен с возможностью выполнения вычисления для деления друг на друга элементов данных о поляризации, относящихся по меньшей мере к двум различным направлениям, и упомянутое вычисление предназначено для преобразования разности фаз между двумя элементами данных о поляризации в ориентацию оси, включенную в упомянутое представление.
13. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором блок преобразования выполнен с возможностью выполнения вычисления для деления друг на друга элементов данных о поляризации, относящихся по меньшей мере к двум различным направлениям, и упомянутое вычисление предназначено для формирования комплексных данных, которые включают в себя отставание и ориентацию оси образца.
14. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором блок получения выполнен с возможностью получения элементов данных о поляризации в разные моменты времени.
15. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором блок получения выполнен с возможностью получения элементов данных о поляризации в различных пространственных положениях.
16. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором блок преобразования вычисляет наборы векторов Стокса в качестве наборов элементов данных о поляризации.
17. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором блок вычисления средних значений формирует усредненные векторы Стокса в качестве усредненных элементов данных о поляризации,
дополнительно содержащее блок нормализации, выполненный с возможностью нормализации усредненных векторов Стокса до 1 относительно интенсивности элементов данных о поляризации.
дополнительно содержащее блок нормализации, выполненный с возможностью нормализации усредненных векторов Стокса до 1 относительно интенсивности элементов данных о поляризации.
18. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором блок получения получает множество наборов элементов данных о поляризации, полученных посредством устройства поляризационно-чувствительной оптической когерентной томографии, формирующего изображение образца, которое выполнено с возможностью соединения с возможностью передачи данных.
19. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором блок формирования формирует изображение отставания и изображение ориентации оси в качестве изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования путем использования вычисленного отставания и ориентации оси.
20. Устройство для обработки данных поляризации по п. 11, в котором образец представляет собой глаз.
21. Постоянный машиночитаемый носитель, на котором сохранена программа, побуждающая компьютер выполнять способ обработки данных о поляризации поляризационно-чувствительной оптической когерентной томографии, причем способ содержит этапы, на которых:
обнаруживают свет, причем свет получен путем расщепления комбинированного света с использованием расщепителя поляризованного луча, причем комбинированный свет получен путем комбинирования отраженного света от измеряемого образца, облучаемого измерительным светом, и опорного света, соответствующего измерительному свету;
получают множество наборов элементов данных о поляризации, получаемых из обнаруженного света;
преобразуют множество наборов элементов данных о поляризации в представление в векторной форме, включающее в себя информацию в отношении отставания и ориентации оси; и
вычисляют средние значения множества наборов преобразованных элементов данных о поляризации, которые выражены в упомянутом представлении;
вычисляют отставание и ориентацию оси из множества наборов усредненных элементов данных о поляризации;
формируют различные типы изображения поляризационно-чувствительного В-сканирования, включающие в себя изображение отставания и изображение ориентации оси, путем использования вычисленного отставания и ориентации оси; и
побуждают устройство отображения отображать по меньшей мере одно из сформированных изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования.
обнаруживают свет, причем свет получен путем расщепления комбинированного света с использованием расщепителя поляризованного луча, причем комбинированный свет получен путем комбинирования отраженного света от измеряемого образца, облучаемого измерительным светом, и опорного света, соответствующего измерительному свету;
получают множество наборов элементов данных о поляризации, получаемых из обнаруженного света;
преобразуют множество наборов элементов данных о поляризации в представление в векторной форме, включающее в себя информацию в отношении отставания и ориентации оси; и
вычисляют средние значения множества наборов преобразованных элементов данных о поляризации, которые выражены в упомянутом представлении;
вычисляют отставание и ориентацию оси из множества наборов усредненных элементов данных о поляризации;
формируют различные типы изображения поляризационно-чувствительного В-сканирования, включающие в себя изображение отставания и изображение ориентации оси, путем использования вычисленного отставания и ориентации оси; и
побуждают устройство отображения отображать по меньшей мере одно из сформированных изображений поляризационно-чувствительного В-сканирования.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2013096531 | 2013-05-01 | ||
JP2013-096531 | 2013-05-01 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2014117464A RU2014117464A (ru) | 2015-11-10 |
RU2598052C2 true RU2598052C2 (ru) | 2016-09-20 |
Family
ID=50677989
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2014117464/14A RU2598052C2 (ru) | 2013-05-01 | 2014-04-29 | Способ и устройство для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии |
Country Status (10)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US9279660B2 (ru) |
EP (1) | EP2799807B1 (ru) |
JP (1) | JP6294752B2 (ru) |
KR (1) | KR101704113B1 (ru) |
CN (1) | CN104134199B (ru) |
BR (1) | BR102014010438A2 (ru) |
IN (1) | IN2014CH02163A (ru) |
MY (1) | MY176726A (ru) |
PH (1) | PH12014000129A1 (ru) |
RU (1) | RU2598052C2 (ru) |
Families Citing this family (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9378542B2 (en) * | 2011-09-28 | 2016-06-28 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Army | System and processor implemented method for improved image quality and generating an image of a target illuminated by quantum particles |
JP6226510B2 (ja) | 2012-01-27 | 2017-11-08 | キヤノン株式会社 | 画像処理システム、処理方法及びプログラム |
JP6598466B2 (ja) * | 2015-01-30 | 2019-10-30 | キヤノン株式会社 | 断層撮像装置、断層撮像方法、およびプログラム |
JP6962968B2 (ja) * | 2015-02-02 | 2021-11-05 | アルコン インコーポレイティド | 眼疾患の生体力学的診断用の光学機器 |
ES2714109T3 (es) * | 2015-02-02 | 2019-05-27 | Novartis Ag | Instrumento óptico para el diagnóstico biomecánico de una enfermedad ocular |
CN105261051B (zh) | 2015-09-25 | 2018-10-02 | 沈阳东软医疗***有限公司 | 一种获取图像掩码的方法及装置 |
WO2017104661A1 (ja) * | 2015-12-15 | 2017-06-22 | 株式会社堀場製作所 | 分光器、光学検査装置、及び、oct装置 |
CN106419828B (zh) * | 2016-09-19 | 2017-10-20 | 苏州轩睿医疗科技有限公司 | 一种快速提高眼科光学相干断层扫描成像设备分辨率的方法 |
CN106264473A (zh) * | 2016-10-11 | 2017-01-04 | 湖北器长光电股份有限公司 | 一种 lcd 调制皮肤检测成像***及成像方法 |
CN109963494B (zh) * | 2016-11-30 | 2022-03-08 | 南加州大学 | 具有改进的图像质量的光相干断层成像*** |
CN107966412B (zh) * | 2017-12-05 | 2020-04-10 | 天津大学 | 基于正交偏振图像拉伸和偏振度关联的图像去雾方法 |
EP3572765A1 (de) * | 2018-05-23 | 2019-11-27 | Haag-Streit Ag | Oct-system und oct-verfahren |
TWI728818B (zh) * | 2020-05-22 | 2021-05-21 | 貞安有限公司 | 居家監控眼底時程影像的系統與方法 |
CN114909987B (zh) * | 2022-05-09 | 2024-02-02 | 东南大学 | 一种b扫描分割法抑制样品整体抖动的方法 |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2184347C2 (ru) * | 2000-08-09 | 2002-06-27 | Мазуренко Юрий Тарасович | Способ получения изображений внутренней структуры объектов |
US20070146632A1 (en) * | 2003-08-06 | 2007-06-28 | Arizona Board Of Reg, On Behalf Of The Univ. Of Az | Advanced polarization imaging method, apparatus, and computer program product for retinal imaging, liquid crystal testing, active remote sensing, and other applications |
US20080007734A1 (en) * | 2004-10-29 | 2008-01-10 | The General Hospital Corporation | System and method for providing Jones matrix-based analysis to determine non-depolarizing polarization parameters using polarization-sensitive optical coherence tomography |
Family Cites Families (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7359062B2 (en) * | 2003-12-09 | 2008-04-15 | The Regents Of The University Of California | High speed spectral domain functional optical coherence tomography and optical doppler tomography for in vivo blood flow dynamics and tissue structure |
US7545504B2 (en) * | 2005-10-07 | 2009-06-09 | Biotigen, Inc. | Imaging systems using unpolarized light and related methods and controllers |
JP5149535B2 (ja) * | 2007-04-27 | 2013-02-20 | 国立大学法人 筑波大学 | 偏光感受型光コヒーレンストモグラフィー装置、該装置の信号処理方法、及び該装置における表示方法 |
WO2008154349A2 (en) * | 2007-06-06 | 2008-12-18 | Oregon Health & Science University | Method and apparatus for localized polarization sensitive imaging |
JP5173305B2 (ja) * | 2007-07-30 | 2013-04-03 | 国立大学法人 筑波大学 | 測定信号のノイズ処理方法 |
US8208996B2 (en) * | 2008-03-24 | 2012-06-26 | Carl Zeiss Meditec, Inc. | Imaging of polarization scrambling tissue |
JP5254323B2 (ja) * | 2008-05-10 | 2013-08-07 | 株式会社フォトニックラティス | 光学歪み計測装置 |
EP2243420A1 (en) | 2009-04-24 | 2010-10-27 | Schmidt-Erfurth, Ursula | Method for determining exudates in the retina |
US8285368B2 (en) * | 2009-07-10 | 2012-10-09 | The Regents Of The University Of California | Endoscopic long range fourier domain optical coherence tomography (LR-FD-OCT) |
JP5610884B2 (ja) * | 2010-07-09 | 2014-10-22 | キヤノン株式会社 | 光断層撮像装置及び光断層撮像方法 |
US8433393B2 (en) * | 2011-07-07 | 2013-04-30 | Carl Zeiss Meditec, Inc. | Inter-frame complex OCT data analysis techniques |
-
2014
- 2014-04-25 US US14/261,657 patent/US9279660B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2014-04-28 JP JP2014093169A patent/JP6294752B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2014-04-28 PH PH12014000129A patent/PH12014000129A1/en unknown
- 2014-04-29 RU RU2014117464/14A patent/RU2598052C2/ru active
- 2014-04-29 IN IN2163CH2014 patent/IN2014CH02163A/en unknown
- 2014-04-29 MY MYPI2014001236A patent/MY176726A/en unknown
- 2014-04-30 BR BR102014010438A patent/BR102014010438A2/pt not_active Application Discontinuation
- 2014-04-30 KR KR1020140052370A patent/KR101704113B1/ko active IP Right Grant
- 2014-05-01 EP EP14166792.3A patent/EP2799807B1/en active Active
- 2014-05-04 CN CN201410184437.5A patent/CN104134199B/zh not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2184347C2 (ru) * | 2000-08-09 | 2002-06-27 | Мазуренко Юрий Тарасович | Способ получения изображений внутренней структуры объектов |
US20070146632A1 (en) * | 2003-08-06 | 2007-06-28 | Arizona Board Of Reg, On Behalf Of The Univ. Of Az | Advanced polarization imaging method, apparatus, and computer program product for retinal imaging, liquid crystal testing, active remote sensing, and other applications |
US20080007734A1 (en) * | 2004-10-29 | 2008-01-10 | The General Hospital Corporation | System and method for providing Jones matrix-based analysis to determine non-depolarizing polarization parameters using polarization-sensitive optical coherence tomography |
Non-Patent Citations (5)
Title |
---|
GOETZINGER E. Speckle noise reduction in high speed polarization sensitive spectral domain optical coherence tomography. Optics Express Vol.19(15), 2011, стр.14568,14571,14573 * |
GOETZINGER E. Speckle noise reduction in high speed polarization sensitive spectral domain optical coherence tomography. Optics Express Vol.19(15), 2011, стр.14568,14571,14573. * |
ГУРОВ И.П. Компьютерная фотоника: принципы, проблемы и перспективы. Научно-технический вестник информационных технологий, механики и оптики. 5(21), 2005, стр. 5-21. * |
ЗИМНЯКОВ Д.А. Оптическая томография тканей. Квантовая электроника. N 10 (32), 2002, стр. 854-857 * |
ЗИМНЯКОВ Д.А. Оптическая томография тканей. Квантовая электроника. N 10 (32), 2002, стр. 854-857. ГУРОВ И.П. Компьютерная фотоника: принципы, проблемы и перспективы. Научно-технический вестник информационных технологий, механики и оптики. 5(21), 2005, стр. 5-21. * |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
PH12014000129B1 (en) | 2015-11-09 |
EP2799807B1 (en) | 2020-11-04 |
RU2014117464A (ru) | 2015-11-10 |
EP2799807A1 (en) | 2014-11-05 |
KR20140130635A (ko) | 2014-11-11 |
PH12014000129A1 (en) | 2015-11-09 |
JP2014232103A (ja) | 2014-12-11 |
US9279660B2 (en) | 2016-03-08 |
BR102014010438A2 (pt) | 2015-10-13 |
CN104134199A (zh) | 2014-11-05 |
MY176726A (en) | 2020-08-19 |
CN104134199B (zh) | 2017-09-01 |
KR101704113B1 (ko) | 2017-02-07 |
US20140327917A1 (en) | 2014-11-06 |
IN2014CH02163A (ru) | 2015-07-03 |
JP6294752B2 (ja) | 2018-03-14 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
RU2598052C2 (ru) | Способ и устройство для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии | |
JP5900950B2 (ja) | 波長走査型光干渉断層計及びその位相安定化プログラム | |
EP2884223B1 (en) | Optical coherence tomography device | |
US8939582B1 (en) | Optical coherence tomography with dynamic focus sweeping and windowed averaging | |
JP4461259B2 (ja) | 光断層画像の処理方法 | |
US9226655B2 (en) | Image processing apparatus and image processing method | |
US9995565B2 (en) | Optical coherence tomography using polarization information | |
EP3081148B1 (en) | Image processing apparatus and method of operation of the same | |
JP6909109B2 (ja) | 情報処理装置、情報処理方法、及びプログラム | |
US9232887B2 (en) | Ophthalmic apparatus and ophthalmic method | |
US9918623B2 (en) | Optical tomographic imaging apparatus | |
US10123698B2 (en) | Ophthalmic apparatus, information processing method, and storage medium | |
US10470653B2 (en) | Image processing apparatus, image processing method, and storage medium that generate a motion contrast enface image | |
JP6431559B2 (ja) | 光干渉断層撮影におけるモーションアーチファクトの除去のための方法およびシステム | |
EP3449809A1 (en) | Image processing apparatus, optical coherence tomography apparatus, image processing method, and program | |
EP3375349B1 (en) | Information processing apparatus, image generation method, and computer-readable medium | |
JP2018051177A (ja) | 眼科撮影装置、及び眼科撮影装置の作動方法 |