СПОСОБ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ОБРАБОТКИ ДАННЫХ О ПОЛЯРИЗАЦИИ ЧУВСТВИТЕЛЬНОЙ К ПОЛЯРИЗАЦИИ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
METHOD AND DEVICE FOR PROCESSING DATA ON POLARIZATION OF POLARIZATION-SENSITIVE OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHY

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.
<mrow><msubsup><mi>S</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>S</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow>
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.
<mrow><msubsup><mi>A</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup><mi>exp</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>i</mi><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
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:
<mrow><msubsup><mi>A</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup><mi>exp</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>i</mi><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
(Выражения 1)
<mrow><msubsup><mi>A</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>A</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow>
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)
<mrow><msubsup><mi>S</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>S</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow>
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.
n
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 C, включающих в себя отставание по фазе и ориентацию оси, которые получаются для n-го B-сканирования в соответствии со следующим уравнением:
(Выражение 3)
n
n
С другой стороны, отставание δ по фазе и ориентация θ оси определяются посредством следующих уравнений:
(Выражение 4), и
(Выражения 5)
n
n
n
Соответственно, C становится данными, включающими в себя отставание δ по фазе и ориентацию θ оси, как показано посредством следующего уравнения:
(Выражение 6)
n
n
Как было описано выше, С получается посредством деления элементов данных о поляризации, относящихся по меньшей мере к двум различным направлениям, друг на друга, как показано в (Выражении 3). Из C могут быть выведены два параметра, как показано в (Выражении 4) и (Выражении 5). Этими параметрами являются:
n
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 C Выражения 3 в форме функции arctan и называется δ в Выражении 6.
n
n
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 δ по фазе и ориентация θ оси.
n
Тогда C становится комплексными данными, которые, по существу, включают в себя отставание по фазе и ориентацию оси образца.
n
Таким образом, комплексные данные включают в себя информацию, относящуюся к ориентации оси и отставанию по фазе. Вычисленный таким образом C 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.
<mover accent="true"><mi>C</mi><mo>¯</mo></mover>
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)
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
Затем устройство 213 обработки данных вычисляет средние значения отставаний
по фазе и ориентации
оси в соответствии со следующими уравнениями:
(Выражения 8)
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
В данном случае отставание
по фазе и ориентация
оси выражаются следующим образом,
(Выражения 9)
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
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.
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
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.
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
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.
<mrow><msqrt><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>A</mi><mn>0</mn></msub><msup><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>x</mi><mo>,</mo><mi>y</mi><mo>,</mo><mi>z</mi></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mn>2</mn></msup><mo>+</mo><msub><mi>A</mi><mn>1</mn></msub><msup><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>x</mi><mo>,</mo><mi>y</mi><mo>,</mo><mi>z</mi></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mn>2</mn></msup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></msqrt></mrow>
<mrow><msubsup><mi>A</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>A</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow>
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).
<mrow><msubsup><mi>S</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>S</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>A</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup><mi>exp</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>i</mi><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
<mrow><msubsup><mi>A</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup><mi>exp</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>i</mi><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
n
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 C, 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)
n
<mrow><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mi>C</mi></msubsup></mrow>
В данном случае I 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).
n
<mover accent="true"><mi>C</mi><mo>¯</mo></mover>
Фиг. 9A представляет C, 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.
n
Кроме того, комплексные данные C могут быть вычислены в соответствии со следующим выражением, не ограниваясь им (Выражением 3):
(Выражение 12)
<mover accent="true"><mi>C</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
В этом случае
и усредненное отставание
по фазе и ориентация
оси представлены как:
(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)
<mrow><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow>
<mrow><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow>
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.
<mrow><mi>exp</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>i</mi><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
<mrow><mi>exp</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>i</mi><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
<mrow><mi>exp</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>i</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>1</mn></msubsup><mo>−</mo><msubsup><mi>Ф</mi><mi>n</mi><mn>0</mn></msubsup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
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)
r
Комплексные данные C, усредненные в настоящем варианте осуществления, выражены как:
(Выражения 16)
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
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)
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
Затем устройство 213 обработки данных вычисляет усредненное отставание
по фазе и ориентацию
оси в соответствии со следующими уравнениями, аналогично (Выражению 8):
(Выражения 18)
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
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.
n
0
1
В настоящем варианте осуществления, сравнение с шаблоном применяется к интенсивности томографического изображения I, которое вычисляется при помощи двух компонент поляризации сигналов томограммы, A(x, z, n) и A(x, z, n), как показано посредством следующего уравнения:
(Выражение 20)
n
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 I, и относительные отклонения между T и R обнаруживаются в виде ΔX и ΔY.
n
На этапе S123, выравнивание n-го B-сканирования I 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)
1
4
где w-w являются весовыми коэффициентами двухлинейной интерполяции, вычисляемыми следующим образом.
(Выражение 22)
<mover accent="true"><mi>C</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
(x2, z2, n) соответствуют комплексным данным в положении (x2, z2) в n-м B-сканировании после коррекции положения (выравнивания). Затем вычисленные комплексные данные усредняются посредством (Выражения 23) и усредненное отставание
по фазе и ориентация
оси вычисляются в соответствии с (Выражением 8), как описано в первом варианте осуществления.
(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.
n
n
На этапе 1401 устройство 213 обработки данных вычисляет вектор SV Стокса в качестве n-го элемента данных о поляризации, который должен быть усреднен. Вектор SV Стокса вычисляется посредством (Выражения 24).
(Выражение 24)
n
На следующем этапе S1402 устройство 213 обработки данных вычисляет нормализованный вектор SV′ Стокса в соответствии с (Выражением 25).
(Выражение 25)
<mrow><msup><mrow><mover accent="true"><mrow><mi>S</mi><mi>V</mi></mrow><mo stretchy="true">¯</mo></mover></mrow><mrow><mi>int</mi></mrow></msup></mrow>
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)
<mrow><msup><mrow><mover accent="true"><mrow><mi>S</mi><mi>V</mi></mrow><mo stretchy="true">¯</mo></mover></mrow><mrow><mi>int</mi></mrow></msup></mrow>
<mrow><mover accent="true"><mrow><mi>S</mi><mi>V</mi></mrow><mo stretchy="true">¯</mo></mover><mo>=</mo><mrow><mo>{</mo><mrow><mover accent="true"><mrow><mi>S</mi><mi>V</mi></mrow><mo stretchy="true">¯</mo></mover><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>x</mi><mo>,</mo><mi>z</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mrow><mo>|</mo><mrow><mn>1</mn><mo>≤</mo><mi>x</mi><mo>≤</mo><mi>W</mi><mo>,</mo><mtext> </mtext><mn>1</mn><mo>≤</mo><mi>z</mi><mo>≤</mo><mi>H</mi></mrow><mo>|</mo></mrow></mrow><mo>}</mo></mrow></mrow>
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)
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
<mrow><mover accent="true"><mrow><msub><mi>A</mi><mn>0</mn></msub></mrow><mo stretchy="true">¯</mo></mover></mrow>
<mrow><mover accent="true"><mrow><msub><mi>A</mi><mn>1</mn></msub></mrow><mo stretchy="true">¯</mo></mover></mrow>
<mrow><mover accent="true"><mrow><mi>S</mi><mi>V</mi></mrow><mo stretchy="true">¯</mo></mover></mrow>
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.
<mover accent="true"><mi>δ</mi><mo>¯</mo></mover>
Следовательно, устройство 213 обработки данных вычисляет усредненное отставание
по фазе в соответствии со следующим выражением.
(Выражение 28)
<mover accent="true"><mi>θ</mi><mo>¯</mo></mover>
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.
<mrow><msup><mrow><mover accent="true"><mrow><mi>S</mi><mi>V</mi></mrow><mo stretchy="true">¯</mo></mover></mrow><mrow><mi>int</mi></mrow></msup></mrow>
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.
n
Таким образом, если формируется меньше помех и дисперсия комплексных данных C 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.