ES2628937T3 - Obtención de imágenes de flujo óptico in vivo - Google Patents

Abstract

Un método para la detección de flujo utilizando tomografía de coherencia óptica, OCT, comprendiendo el método: escanear un volumen de una muestra que fluye en un modo de escáner M-B (402), en el que para cada posición se adquieren varias imágenes de escáner B consecutivas a lo largo del eje de escáner lento (Y) con el espectro de OCT completo; dividiendo de manera espectral cada imagen de escáner B del escáner M-B a partir del espectro de OCT completo en imágenes de diferentes bandas espectrales M (404); creando imágenes de decorrelación realizando el promedio de las imágenes de escáner B divididas para cada una de las diferentes bandas espectrales M (406); realizando el promedio de las imágenes de decorrelación de las diferentes bandas espectrales M (408) para crear una imagen de flujo (410) que tiene una alta relación señal-ruido de detección del flujo.

Description

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DESCRIPCION

Obtencion de imagenes de flujo optico in vivo Campo

La presente divulgacion se refiere generalmente al campo de la obtencion biomedica de imagenes, y mas espedficamente a metodos, aparatos y sistemas asociados a la tomograffa de coherencia optica y a la angiograffa.

Reconocimiento del apoyo gubernamental

La presente invencion se realizo con el apoyo del gobierno con los numeros de concesion R01-EY013516, otorgado por el National Instutes of Health (Institute Nacional de Salud). El gobierno posee ciertos derechos sobre la tecnologfa.

Antecedentes

El mapeo tridimensional in vivo de tejido y de la vasculatura biologicos es una propuesta desafiante debido a la naturaleza altamente dispersora y absorbente del tejido biologico. Ciertos metodos actuales presentan una velocidad de escaner baja, haciendo que la obtencion de imagenes tridimensional in vivo sea difteil. Algunas otras tecnicas que presentan una velocidad de escaner mayor siguen presentando taras debido a su incapacidad para escanear de manera profunda el tejido biologico sin producir imagenes solapadas, requiriendo el uso de procedimientos invasivos para realizar un escaner del tejido de interes. Muchas tecnicas dirigidas a la obtencion de imagenes mas profundas no pueden proporcionar, por lo general, una obtencion de imagenes profundas del tejido que presenta material en movimiento (por ejemplo, flujo sangumeo). Por lo tanto, disponer de metodos para, de manera eficaz, obtener imagenes del movimiento de las estructuras y/o del tejido, tal como el flujo sangumeo, es de importancia cffnica sustancial.

La tomograffa de coherencia optica (OCT) es una modalidad de obtencion de imagenes para obtener imagenes de alta resolucion, en seccion transversal, de profundidad resuelta y de manera tridimensional (3D) del tejido biologico. Entre sus muchas aplicaciones, se ha hallado que, en particular, la obtencion de imagenes ocular presenta un uso cffnico generalizado. En la ultima decada, debido al desarrollo de las fuentes de luz y a las tecnicas de deteccion, la OCT de dominio de Fourier, incluyendo la OCT espectral (basada en espectrometro) y la OCT de fuente de barrido, han demostrado un rendimiento superior, con respecto a sensibilidad y velocidad de obtencion de imagenes, frente a los sistemas OCT de dominio temporal. La gran velocidad de la oCt de dominio de Fourier ha hecho mas facil obtener imagenes no solo de las estructuras, sino tambien del flujo sangumeo. Esta extension funcional se demostro primero mediante un Doppler OCT, que obtiene imagenes del flujo sangumeo mediante la evaluacion de las diferencias de fase entre los escaneres de tipo A adyacentes. A pesar de que el Doppler OCT es capaz de obtener imagenes y medir el flujo sangumeo en vasos sangumeos mas grandes, presenta dificultades para distinguir entre el flujo lento en los vasos sangumeos pequenos y el movimiento biologico del tejido extravascular. En la obtencion de imagenes de vasos sangumeos de la retina, el Doppler OCT encara la dificultad adicional de que la mayona de los vasos son casi perpendiculares al haz de OCT, por lo tanto, la detectabilidad de una senal de desviacion Doppler depende, de manera crucial, del angulo de incidencia del haz. De este modo, son particularmente atractivas otras tecnicas que no dependan del angulo de incidencia del haz para realizar la angiograffa de retina y de la coroides.

Se han desarrollado con exito varias tecnicas basadas en OCT para obtener imagenes in vivo de redes microvasculares en los ojos humanos. Un ejemplo es la microangiograffa optica (OMAG), que puede dilucidar la vasculatura fina en las capas de la retina y la coroides. La OMAG funciona utilizando una transformada de Hilbert modificada para separar las senales de dispersion de las dispersiones estaticas y en movimiento. Aplicando el algoritmo OMAG a lo largo del eje de escaner lento, puede conseguirse una obtencion de imagenes de alta sensibilidad del flujo capilar. Sin embargo, la OMAG de alta sensibilidad requiere la eliminacion precisa del movimiento masivo resolviendo la desviacion de fase Doppler. De este modo, es susceptible a los artefactos producidos por la inestabilidad de la fase biologica o del sistema. Se han desarrollado otros metodos relacionados, tales como la varianza de fase y la varianza Doppler, para detectar pequenas variaciones de fase del flujo microvascular. Estos metodos no requieren la incidencia de haces no perpendiculares y pueden detectar el flujo transversal y el axial. Tambien han demostrado tener exito en la visualizacion de las redes microvasculares de la retina y la coroides. Sin embargo, estos metodos basados en fases tambien necesitan una eliminacion muy precisa de las desviaciones de fase Doppler de fondo debido al movimiento axial del tejido masivo. Tambien pueden producirse artefactos por ruido de fase en el sistema de OCT y mediante movimiento tisular transversal, que tambien han de eliminarse.

Hasta la fecha, la mayona de los enfoques anteriormente mencionados se han basado en la OCT espectral, lo que proporciona una alta estabilidad de fase para evaluar los cambios de fase o distingue el contraste de fase que resulta del flujo sangumeo. En comparacion con la OCT espectral, la OCT de fuente de barrido introduce otra fuente de variacion de fase a partir de variaciones de sintonizacion y tiempo de ciclo a ciclo. Esto hace que la angiograffa basada en fases sea mas ruidosa. Para utilizar los metodos de la angiograffa basada en fases en la OCT de fuente

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de barrido, se requieren enfoques mas complejos para reducir el ruido de fase del sistema. Por otro lado, la OCT de fuente de barrido ofrece varias ventajas en comparacion con la OCT espectral, tales como un intervalo de obtencion de imagenes mas largo, una reduccion de la senal que depende de la profundidad y una menor perdida de la senal inducida por el movimiento debido al difuminado de la senal. Asf, un metodo de angiograffa que no depende de la estabilidad de fase puede ser la mejor eleccion para aprovechar plenamente las ventajas de la OCT de fuente de barrido. En este contexto, puede ser ventajoso realizar un analisis de senal de la OCT basada en la amplitud para la obtencion de imagenes microvasculares oftalmologicas.

Una dificultad asociada a la aplicacion de la OCT en la obtencion de imagenes microvasculares proviene de la existencia frecuente de moteado en las imagenes de OCT obtenidas a partir de muestras biologicas in vivo o in situ. El moteado es el resultado de la suma coherente de ondas de luz con longitudes de trayectoria aleatorias, lo que suele considerarse como una fuente de ruido que rebaja la calidad de las imagenes de OCT. Para reducir este moteado en el dominio espacial se han desarrollado diversos metodos, tales como la composicion de angulos, la composicion espectral y la composicion de tension. El moteado anade un ruido de tipo "nieve" a las imagenes de OCT e induce modulacion aleatoria a los espectros interferometricos, lo que puede reducir significativamente el contraste.

A pesar de ser una fuente de ruido, el moteado tambien porta informacion. Los patrones de moteado se forman debido a la superposicion coherente de fasores aleatorios. Como resultado del moteado, la senal de OCT se vuelve aleatoria en un area que es macroscopicamente uniforme. Si una muestra sometida a la obtencion de imagenes es estatica, el patron de moteado es temporalmente estacionario. Sin embargo, cuando los fotones se retrodispersan debido a las parffculas moviles, tales como los eritrocitos en la sangre que fluye, el patron de moteado formado cambiara rapidamente con el paso del tiempo. La decorrelacion del moteado se ha utilizado durante mucho tiempo en la obtencion ultrasonica de imagenes y en tecnicas de moteado laser para detectar la dispersion optica de las parffculas moviles, tales como los eritrocitos. Este fenomeno se presenta claramente a traves de las imagenes de reflectancia de OCT en tiempo real. El patron de dispersion del flujo sangumeo vaffa rapidamente con el paso del tiempo. Esto se produce debido al hecho de que la corriente de flujo conduce las celulas sangumeas distribuidas de manera aleatoria a traves del volumen de obtencion de imagenes (voxel), dando lugar a la decorrelacion de las senales retrodispersadas recibidas que son una funcion del desplazamiento del dispersor con el paso del tiempo. El contraste entre la decorrelacion del flujo sangumeo y el tejido estatico puede utilizarse para extraer senales de flujo para la angiograffa.

El fenomeno del moteado se ha utilizado en la OCT de varianza de moteado para la visualizacion de la microvasculatura. Los patrones de moteado en areas con sangre que fluye presentan una gran variacion temporal, que puede cuantificarse mediante varianza de moteado interfotograma. Esta tecnica, denominada "varianza de moteado" se ha utilizado con la OCT de fuente de barrido que demuestra una mejora significativa en la deteccion capilar en los tumores mediante el calculo de la varianza de la intensidad de la senal de OCT. Una ventaja clave del metodo de varianza de moteado es que no padecen artefactos de ruido de fase y no requiere metodos de correccion de fase complejos. El mapeo de correlacion es otro metodo basado en la amplitud que tambien ha demostrado recientemente el mapeo de OCT de fuente de barrido de la microcirculacion in vivo cerebral animal y cutanea humana. Estos metodos de angiograffa basados en la amplitud son muy adecuados para la OCT de fuente de barrido y ofrecen alternativas utiles a los metodos basados en fase. Sin embargo, tales metodos siguen padeciendo el ruido de movimiento masivo en la dimension axial donde la resolucion de OCT es muy alta. Por lo tanto, seffa optimo disponer de un metodo de angiograffa de fuente de barrido, basado en la amplitud, que sea capaz de reducir el ruido de movimiento masivo sin un sacrificio significativo de la senal de flujo. Por ejemplo, la obtencion de imagenes del flujo de la retina y la coroides podffa mejorarse particularmente con tal reduccion de ruido, ya que en el fondo de ojo la senal de flujo se encuentra de manera predominante en la dimension transversal, en lugar de en la axial.

El documento de patente WO 2011/097631 se refiere al campo de la obtencion de imagenes y, mas espedficamente, a un metodo y un aparato para realizar microangiograffas opticas sensibles ultra altas.

El documento de JOEY ENFIELD ET AL.: "In vivo imaging of the microcirculation of the volar forearm using correlation mapping optical coherence tomography (cmOCT)", BIOMEDICAL OPTICS EXPRESS, vol. 2, N.° 5, 13 de abril de 2011 (), pagina 1184, divulga un metodo para aplicar la tecnica de procesamiento de tomograffa de coherencia optica de mapeo de correlacion (cmOCT) en la obtencion de imagenes in vivo humanas del antebrazo anterior.

El documento de HANSFORD C. HENDARGO ET AL.: "Doppler velocity detection limitations in spectrometer-based versus swept-source optical coherence tomography", BIOMEDICAL OPTICS EXPRESS, vol. 2, N.° 8, 6 de julio de 2011 (), pagina 2175, compara las implementaciones de un Doppler OCT de barrido de longitud de onda y basado en espectrometro de manera teorica y experimental, caracterizando los lfmites de velocidad observables inferior y superior en cada configuracion.

El documento de GANGJUN LIU ET AL.: "Intensity-based modified Doppler variance algorithm: application to phase instable and phase stable optical coherence tomography systems", OPTICS EXPRESS, VOL. 16, N.° 7, paginas

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4479-4486 (2008), vol. 19, N.° 12, 27 de mayo de 2011 (), pagina 11429, debate sobre un algoritmo de varianza Doppler modificado que esta basado en el valor de intensidad o amplitud.

El documento de MARIAMPILLAI A ET AL:. "Speckle variance detection of microvasculature using swept-source optical coherence tomography", OPTICS LETTERS, OPTICAL SOCIETY OF AMERICA, EE.UU., vol. 33, N.° 13, 1 de julio de 2008 (), paginas 1530-1532, informa sobre la obtencion de imagenes de la microcirculacion mediante el calculo de la varianza de moteado de las imagenes estructurales de tomograffa de coherencia optica (OCT) adquiridas utilizando un laser de barrido-longitud de onda de modo bloqueado de dominio de Fourier.

Sumario

En el presente documento se divulgan metodos, aparatos y sistemas para realizar angiograffas OCT basadas en la amplitud, que utilizan la division del espectro de oCt para reducir el ruido de movimiento masivo predominante en la dimension axial, donde la resolucion de OCT es muy alta. Por ejemplo, tales metodos, aparatos y sistemas pueden denominarse "angiograffa de decorrelacion de amplitud de espectro dividido" (SSADA).

En el presente documento, se describe una tecnica de angiograffa de OCT novedosa basada en la decorrelacion de la amplitud de senal de OCT debida al flujo. Dividiendo los interferogramas espectrales de OCT completos en varias bandas de numero de onda, la celda de resolucion de OCT en cada banda se hace isotropica y menos susceptible al ruido de movimiento axial. La recombinacion de imagenes de decorrelacion de las bandas de numero de onda produce angiogramas que utilizan toda la informacion en el intervalo espectral de OCT total. La celda de resolucion isotropica que resulta de la SSADA puede utilizarse para cuantificar el flujo con una sensibilidad igual al flujo axial y transversal. La SSADA puede mejorar la relacion senal-ruido (SNR) de la deteccion del flujo y la conectividad vascular, en comparacion con los metodos existentes de angiograffa de fuente de barrido basada en amplitud. Utilizar la SSADA para efectuar angiograffas no invasivas de los lechos circulatorios oculares (por ejemplo, las redes microcirculatorias de la retina de la peri y parafovea) puede ser util en el diagnostico y tratamiento de enfermedades de ceguera graves, tales como el glaucoma, la retinopaffa diabetica y la degeneracion macular senil. La SSADA tambien puede ser util en otros casos, por ejemplo, en la investigacion de la circulacion cerebral y de la angiogenesis tumoral.

Breve descripcion de los dibujos

Las realizaciones de la presente invencion se entenderan facilmente gracias a la siguiente descripcion detallada junto con los dibujos adjuntos. Las realizaciones de la invencion se ilustran a modo de ejemplo, y no de manera limitante, en las figuras de los dibujos adjuntos.

La figura 1 es una grafica que compara las tecnicas de la tecnica anterior y de la presente invencion con respecto a la conectividad vascular y a la decorrelacion senal/ruido (DSNR).

La figura 2 ilustra esquematicamente la modificacion de una celda de resolucion de obtencion de imagenes de OCT para crear una celda de resolucion isotropica utilizando un filtro paso banda y la presente invencion.

La figura 3 ilustra esquematicamente un modo de escaner M-B para adquirir el espectro de OCT.

La figura 4 es un flujograma que muestra un metodo a modo de ejemplo para crear una imagen de decorrelacion (flujo) que utiliza tecnicas de division de espectro y toda la informacion en el intervalo espectral de OCT total.

La figura 5 es un flujograma que muestra los metodos adicionales a modo de ejemplo del metodo de la figura 4.

La figura 6 ilustra esquematicamente una division de interferogramas espectrales 2D en diferentes bandas de frecuencia, tal y como se describe en la presente invencion.

La figura 7 ilustra esquematicamente los metodos de la figura 4 y la figura 5 para crear una imagen de decorrelacion (flujo) que utiliza tecnicas de division de espectro y toda la informacion en el intervalo espectral de OCT total.

La figura 8 es un flujograma que muestra un metodo a modo de ejemplo para eliminar las imagenes de decorrelacion con ruido de movimiento excesivo.

La figura 9 ilustra esquematicamente un sistema de obtencion de imagenes in vivo para recoger la informacion de las imagenes.

La figura 10 ilustra una realizacion de un sistema de obtencion de imagenes in vivo, de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion.

La figura 11 ilustra una realizacion de un arffculo de fabricacion para la obtencion de imagenes in vivo, de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion.

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La figura 12 ilustra imagenes de estructura volumetrica 3D in vivo de la cabeza del nervio optico utilizando metodos de obtencion de imagenes, de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion.

La figura 13 ilustra imagenes de estructura volumetrica 3D in vivo de la macula utilizando metodos de obtencion de imagenes, de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion.

La figura 14 ilustra imagenes in vivo de la circulacion de la retina macular utilizando metodos de conformidad con los metodos de la tecnica anterior y de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion.

La figura 15 ilustra imagenes in vivo que representan la conectividad vascular y la relacion senal ruido (SNR) utilizando metodos de conformidad con los metodos de la tecnica anterior y de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion.

Descripcion detallada

En la siguiente descripcion detallada se hace referencia a los dibujos adjuntos, que forman parte de la misma, y en los que se muestran, a modo ilustrativo, realizaciones con las que puede practicarse la invencion. Debe entenderse que pueden utilizarse otras realizaciones y que pueden efectuarse cambios estructurales o logicos sin apartarse del alcance de la presente invencion. Por lo tanto, la siguiente descripcion detallada no ha de interpretarse en un sentido limitante, y el alcance de las reivindicaciones, de conformidad con la presente invencion, esta definido en las reivindicaciones adjuntas.

A su vez, diversas operaciones pueden describirse como multiples operaciones individuales de una manera que puede ser util para entender las realizaciones de la presente invencion; sin embargo, no debena interpretarse que el orden de la descripcion implique que estas operaciones dependan del orden.

La descripcion puede utilizar descripciones basadas en la perspectiva, tales como arriba/abajo, posterior/delantero y superior/inferior. Tales descripciones se utilizan simplemente para facilitar los comentarios y no estan destinadas a restringir la aplicacion de las realizaciones de la presente invencion.

La descripcion puede utilizar las expresiones "en una realizacion", o "en realizaciones", lo que puede referirse a una o mas de las mismas o de diferentes realizaciones. Por otro lado, las expresiones "que comprende", "que incluye", "que tiene", y similares, tal y como se utilizan con respecto a las realizaciones de la presente invencion, son sinonimas.

Una expresion con la forma "A/B" significa "A o B". Una expresion con la forma "A y/o B" significa "(A), (B), o (A y B)". Una expresion con la forma "al menos uno/a de A, B y C" significa "(A), (B), (C), (A y B), (A y C), (B y C) o (A, B y C)". Una expresion con la forma "(A) B" significa (B) o (A B)", es decir, A es opcional.

En diversas realizaciones de la presente invencion, se proporcionan metodos, aparatos y sistemas para la obtencion biomedica de imagenes. En realizaciones a modo de ejemplo de la presente invencion, un sistema informatico puede estar equipado con uno o mas componentes de los artfculos de fabricacion y/o sistemas divulgados y puede emplearse para realizar uno o mas metodos, tal y como se describe en el presente documento.

En diversas realizaciones, la informacion estructural y/o de flujo de una muestra puede obtenerse utilizando tomograffa de coherencia optica (OCT) (estructura) y obtencion de imagenes de angiograffa OCT (estructura y flujo), en funcion de la deteccion de la interferencia espectral. Tal obtencion de imagenes puede ser bidimensional (2D) o tridimensional (3D), dependiendo de la aplicacion. La obtencion de imagenes estructural puede tener un intervalo de profundidad extendido con respecto a los metodos de la tecnica anterior, y la obtencion de imagenes de flujo puede realizarse a tiempo real. Puede acudirse a la obtencion de imagenes estructural o a la obtencion de imagenes de flujo, o a ambas, tal y como se divulga en el presente documento, para producir imagenes en 2D o 3D.

A no ser que se indique o explique lo contrario, todos los terminos tecnicos y cientfficos utilizados en el presente documento se utilizan de acuerdo con el uso convencional y tienen el mismo significado que el que entiende normalmente el experto habitual en la materia a la que pertenece la divulgacion. A pesar de que pueden utilizarse metodos, sistemas y aparatos/materiales similares o equivalentes a aquellos descritos en el presente documento, en la practica o en el analisis de la presente divulgacion, a continuacion se describen los metodos, sistemas y aparatos/materiales adecuados.

Para facilitar la revision de las distintas realizaciones de la invencion, se proporciona la siguiente explicacion de los terminos mas espedficos:

Escaner A (A-scan): Un perfil de reflectividad que contiene informacion sobre dimensiones espaciales y la ubicacion de estructuras con un artfculo de interes (por ejemplo, un escaner de profundidad axial).

Autocorrelacion: Una correlacion cruzada de una senal consigo misma; la similitud entre observaciones como una

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funcion del tiempo de separacion entre ellas. Por ejemplo, la autocorrelacion puede utilizarse para encontrar patrones de repeticion, tales como la presencia de una senal periodica que se ha enterrado bajo ruido, o puede utilizarse para identificar la frecuencia fundamental ausente en una senal implicada por sus frecuencias armonicas.

Escaner B (B-scan): Una tomograffa en seccion transversal que puede conseguirse combinando de manera lateral una serie de escaneres de profundidad axial (por ejemplo, escaner A).

Correlacion cruzada: Una medida de similitud de dos formas de onda como una funcion de un intervalo de tiempo aplicada a una de las formas de onda.

Decorrelacion: Un proceso que se utiliza para reducir la autocorrelacion en una senal o la correlacion cruzada en un conjunto de senales, a la vez que se conservan otros aspectos de la senal. Por ejemplo, la decorrelacion puede utilizarse para mejorar las diferencias halladas en cada pixel de una imagen. Tambien puede describir la decorrelacion una medida de una falta de correlacion o similitud entre pfxeles correspondientes de dos imagenes. El resultado final de un proceso de decorrelacion es que la informacion debil de una senal puede mejorarse para revelar diferencias sutiles (por ejemplo, presentes) que pueden ser relevantes. Por ejemplo, se puede calcular la decorrelacion para encontrar una diferencia entre imagenes.

En la figura 1 se ilustra la grafica de comparacion 100 de los metodos de analisis de senal de OCT basados en la amplitud de la tecnica anterior y la presente invencion basada en la conectividad vascular y en la decorrelacion senal/ruido (DSNR). El metodo 100 de decorrelacion de espectro completo puede utilizarse, por ejemplo, como valor inicial con fines comparativos; sin embargo, tal y como se describe anteriormente, es sensible al movimiento masivo axial, lo que produce ruido significativo en las imagenes resultantes producidas. En el metodo 112 de pfxeles promedio, se combina la senal de varios pfxeles adyacentes, dando como resultado una mejora de la decorrelacion de la relacion senal-ruido (DSNR). La DSNR mejorada del metodo 112 de pfxeles promedio deriva a su vez en una mayor calidad de las imagenes de microcirculacion (en comparacion con el metodo 100 de decorrelacion de espectro completo), que puede evaluarse midiendo la vascularizacion de la red microvascular revelada en los angiogramas OCT. Tal y como se describe en el presente documento, la presente invencion de decorrelacion de division de espectro 122 mejora ademas la DSNR (en comparacion con la mejora ofrecida por el metodo 112 de pfxeles promedio), reduciendo el ruido que se debe al movimiento masivo axial. Esto puede lograrse mediante los metodos descritos a continuacion (por ejemplo, reduciendo la dimension axial de la celda de resolucion efectiva). La DSNR mejorada del metodo 122 de decorrelacion de division de espectro deriva a su vez en una calidad aun mayor de las imagenes de microcirculacion (en comparacion con el metodo 100 de decorrelacion de espectro completo y con el metodo 112 de pfxeles promedio), que puede evaluarse midiendo la vascularizacion de la red microvascular revelada en los angiogramas OCT. Tal mejora permite disponer de imagenes e informacion util para el diagnostico y el tratamiento de enfermedades oculares, asf como para la investigacion y el analisis de la circulacion, la angiogenesis y otros analisis de obtencion de imagenes del flujo sangumeo. Ademas, la decorrelacion de division de espectro 122 podna utilizarse para obtener imagenes de angiograffa que podnan utilizarse para sustituir las angiograffas con fluorescema y verde de indocianina, con la ventaja adicional de ser intrmsecamente tridimensional en lugar de bidimensional. Entre los usos adicionales se pueden incluir, pero no limitarse a, la obtencion de imagenes del flujo sangumeo en otros tejidos biologicos y la obtencion de imagenes del flujo en cualquier sistema, vivo o no vivo.

Con mas detalle, la decorrelacion de espectro completo 102 de la tecnica anterior consigue la decorrelacion puramente a traves del procesamiento de la senal de amplitud y no necesita informacion de fase. Para evaluar las senales de flujo que provienen del tejido de dispersion, se obtiene en cada posicion una imagen de decorrelacion promedio D(x,z) realizando el promedio de los fotogramas de imagen de decorrelacion N-1 computados desde los fotogramas de imagenes de amplitud de reflectancia N del escaner de modo M-B. Cada fotograma de decorrelacion se computa a partir de 2 fotogramas de amplitud adyacentes: An (x,z) y An +1(x,z). Utilizando el metodo 102 de decorrelacion de espectro completo, la imagen de decorrelacion se proporciona mediante la siguiente ecuacion,

imagen1

donde x y z son el mdice lateral y de profundidad de las imagenes de escaner B y n indica el mdice de corte de la escaner B. En esta ecuacion de espectro completo, la decorrelacion de la relacion senal-ruido adquirida a partir del espectro completo solo puede aumentarse mediante el aumento del numero N de escaneres B realizados en la misma posicion. Sin embargo, mas escaneres requieren mas tiempo para obtener imagenes, lo que puede no ser practico.

Con mas detalle, el metodo 112 de pfxeles promedio de la tecnica anterior puede producir imagenes de

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decorrelacion proporcionadas gracias a la siguiente ecuacion:

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An(x + pj + q)An + t(jf + p,z + q)

1 2 1 T

l^„(* + P‘z + q) + -Ai + it* + P'z + ‘7)1

D(x,z) = 1 ■

I I

TV- 1PQ

NIP

ESS

n = If) = lq ~ 1

(P=1, Q=4, N=8)

donde P y Q son las anchuras de la ventana promedio en las direcciones X y Z, tal y como describen J. Enfield, E. Jonathan y M. Leahy en “In vivo imaging of the microcirculation of the volar forearm using correlation mapping optical coherence tomography (cmOCT),” Biomed. Opt. Express 2(5), 1184-1193 (2011). Para suprimir el ruido enganoso y las discontinuidades en la vasculatura, el promedio de movimiento de la ventana P por Q puede implementarse sobre el mapa X-Z en 2D. Para comparar de manera justa el metodo 112 de pfxeles promedio de la tecnica anterior con la decorrelacion de division de espectro 122 descrita en el presente documento, puede crearse una ventana 1 por 4, lo que significa que el promedio de los pfxeles solo se aplica a lo largo de la direccion Z, la misma direccion que la utilizada para dividir el espectro en la decorrelacion de division de espectro 122.

Con mas detalle, la decorrelacion de division de espectro 122 puede producir imagenes de decorrelacion proporcionadas gracias a la siguiente ecuacion:

imagen2

(M = 4, N = 8)

Tras dividir el espectro mediante la aplicacion de filtros de paso banda igualmente separados M (por ejemplo, M puede = 4, tal y como se describe en un ejemplo a modo de ejemplo mas abajo), las imagenes de decorrelacion individuales M pueden obtenerse entre cada par de escaneres B, de los que puede realizarse entonces el promedio a lo largo de ambas direcciones, lateral (X) y axial (Z), para aumentar la DSNR. En la decorrelacion de division de espectro 122, la imagen de decorrelacion promedio D (x, z) puede describirse como el promedio de las imagenes de decorrelacion de las bandas espectrales M. Aumentando el numero M (hasta un punto), la decorrelacion de la relacion senal-ruido puede mejorarse sin aumentar el tiempo de realizacion del escaner.

Cualquiera que sea el metodo de decorrelacion utilizado (de espectro completo 102, de pixeles promedio 112 y de division de espectro 122), el fotograma de imagen de decorrelacion promedio resultante 5 (x, z) deberia ser un valor entre cero y uno, indicando la decorrelacion debil y fuerte, respectivamente. Al describir anteriormente los metodos de decorrelacion con tanto detalle, es posible comparar los metodos entre sf en funcion de las imagenes de decorrelacion resultantes obtenidas, tal y como se ilustra en la grafica 100 de la figura 1. El metodo 122 de division de espectro suprime el ruido del movimiento masivo axial y, ademas, utiliza la informacion en el espectro completo k que da como resultado la decorrelacion superior de la relacion senal-ruido para la deteccion del flujo. Utilizando el metodo 122 de division de espectro, puede suprimirse el movimiento masivo axial mediante el uso de filtros de paso banda (k) espectrales que aumentan la dimension axial de la celda de resolucion, de modo que puede ser igual (o sustancialmente igual) a la dimension transversal de la celda de resolucion.

En la figura 2 hay ilustrado un diagrama 200 que representa de manera visual la modificacion de una celda de resolucion 202 de obtencion de imagenes de oCt a traves de dos tecnicas distintas y separadas (filtrado de paso banda 204 y division de espectro 206) para crear una celda de resolucion isotropica 208. En una imagen de OCT de escaner B, cada pixel se forma a partir de senales retrodispersadas de un volumen 3D en espacio, denominado celda de resolucion (por ejemplo, la celda de resolucion 202 de obtencion de imagenes de la figura 2). Los cambios estadfsticos en la intensidad envolvente se relacionan con el movimiento de las dispersiones a traves de la celda de resolucion de OCT. Para una instalacion de OCT de fuente de barrido tfpica, la resolucion axial (direccion Z), determinada por la longitud de onda central de fuente y su ancho de banda espectral, es mucho mayor que la resolucion lateral determinada por el perfil del haz de laser en ambas direcciones, X y Z. Por ejemplo, en los sistemas de OCT de fuente de barrido habituales, al usar la definicion del perfil de amplitud de anchura a media altura (FWFIM), la resolucion axial (~5 pm) es cuatro veces mayor que la resolucion lateral (~18 pm) si ambas estan

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definidas como perfiles de amplitud de anchura a media altura (por ejemplo, la celda de resolucion 202 de obtencion de imagenes representa x=y=4z). Esta celda de resolucion anisotropica, con una resolucion axial mayor que la transversal, dara como resultado una sensibilidad de decorrelacion mas alta del movimiento axial. En el fondo de ojo, la pulsacion ocular relacionada con el ritmo cardfaco, impulsada por el tejido orbitario retrobulbar, se produce principalmente a lo largo de la direccion axial. La celda de resolucion anisotropica de la obtencion de imagenes de OCT retiniana es muy sensible a este ruido de movimiento axial. Por otro lado, los vectores del flujo sangumeo de la retina y la coroides son principalmente transversales al haz de OCT, a lo largo de las dimensiones mas amplias (menos sensibles) de la celda de resolucion de OCT. Por lo tanto, para mejorar la relacion senal-ruido (SNR) de la deteccion de flujo, es deseable disminuir la resolucion axial y atenuar la sensibilidad de decorrelacion axial. Esto reduce el ruido del movimiento axial sin sacrificar la senal de flujo transversal.

Una forma directa de modificar la resolucion es llevar a cabo un filtrado paso banda del interferograma espectral (por ejemplo, el filtro paso banda 204). Desafortunadamente, esto tambien sacrifica la mayor parte de la formacion de moteado en el interferograma espectral, lo que hace descender la senal de flujo. De este modo, esta no es una buena forma de aumentar la deteccion de la SNR de flujo (decorrelacion). Una mejor forma de disminuir la resolucion axial, sin perder ningun tipo de informacion de moteado, es dividir el espectro en diferentes bandas de frecuencia (por ejemplo, division de espectro 206) y calcular la decorrelacion en cada banda de manera separada. Puede entonces realizarse un promedio de todas las imagenes de decorrelacion (flujo) de las multiples bandas espectrales para aprovechar totalmente la informacion de moteado en todo el espectro de OCT. Mas abajo, en el presente documento, se explican los detalles del procedimiento de division de espectro (por ejemplo, puede utilizarse la decorrelacion de division de espectro 122 de la figura 1).

En la figura 3 se ilustra un dibujo 300 de los datos volumetricos en 3D 302, que comprenden los datos obtenidos a traves de un modo de escaner M-B de una realizacion a modo de ejemplo desde un sistema de OCT. Los escaneres B consecutivos N en una unica posicion Y comprenden el escaner M-B 306 (por ejemplo, en el presente documento, descrito en algunas realizaciones a modo de ejemplo, N = ocho (8), pero no esta limitado a ningun N espedfico). Por lo tanto, para cada conjunto de datos volumetricos en 3D 302, en el eje (x) de escaner rapido, un unico escaner B comprende una pluralidad de escaneres A 304, y en el eje (y) de escaneo lento, hay varios escaneres M-B 306 que comprenden N escaneres B consecutivos.

La figura 4 muestra un metodo 400 a modo de ejemplo para crear una imagen de decorrelacion (flujo) que utiliza tecnicas de division del espectro y toda la informacion en el intervalo espectral de OCT total. El metodo 400 puede realizarse, por ejemplo, mediante sistemas de obtencion de imagenes in vivo descritos mas abajo en el presente documento. Las partes del metodo 400 y de cualquiera de los demas metodos (o parte de metodos), descritas en el presente documento, pueden realizarse mediante instrucciones ejecutables por ordenador almacenadas en medios legibles por ordenador y en artfculos de fabricacion para la obtencion de imagenes in vivo.

En la etapa 402, se reciben los escaneres M-B del espectro de OCT. Por ejemplo, los escaneres M-B, tal y como se representan en el dibujo 300 de la figura 3, pueden ser recibidos desde un sistema de obtencion de imagenes in vivo de OCT.

En la etapa 404, las bandas espectrales M pueden crearse a partir de los escaneres M-B del espectro de OCT 402. Por ejemplo, la division de espectro 206 de la figura 2 puede utilizarse para crear las bandas espectrales M.

En la etapa 406, pueden crearse las imagenes de decorrelacion promedio de cada banda espectral de las bandas espectrales M. Por ejemplo, la decorrelacion de division de espectro 122 descrita en la figura 1 puede utilizarse para crear imagenes de decorrelacion de las bandas espectrales M y despues, para cada banda espectral, puede realizarse el promedio de esas imagenes de decorrelacion.

En la etapa 408, puede realizarse el promedio de las imagenes de decorrelacion promedio de cada banda espectral, creadas en 406, para conformar una unica imagen final (por ejemplo, la imagen de decorrelacion final) 410.

La figura 5 muestra los metodos 500 a modo de ejemplo adicionales que incluyen la referencia a metodos similares al metodo 400 de la figura 4, para crear una imagen de decorrelacion (flujo) que utiliza tecnicas de division de espectro y toda la informacion en el intervalo espectral de OCT total. El metodo 500 puede realizarse, por ejemplo, mediante sistemas de obtencion de imagenes in vivo descritos mas abajo en el presente documento. Las partes del metodo 500 y de cualquiera de los demas metodos (o parte de metodos), descritas en el presente documento, pueden realizarse mediante instrucciones ejecutables por ordenador almacenadas en medios legibles por ordenador y en artfculos de fabricacion para la obtencion de imagenes in vivo.

La figura 6 ilustra esquematicamente, a traves del dibujo 600, un interferograma espectral 2D dividido en diferentes bandas de frecuencia, tal y como se describe en los metodos 400 de la figura 4 y 500 de la figura 5.

La figura 7 ilustra esquematicamente, a traves del dibujo 700, los metodos 400 de la figura 4 y 500 de la figura 5 para crear una imagen de decorrelacion (flujo) que utiliza tecnicas de division del espectro y toda la informacion en el intervalo espectral de OCT total.

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La figura 8 es un flujograma 800 que muestra un metodo a modo de ejemplo para eliminar las imagenes de decorrelacion con ruido de movimiento excesivo (por ejemplo, tal y como se describe en el metodo 500 de la figura 5).

Continuando con el metodo 500 de la figura 5, en la etapa 502, se reciben los escaneres M-B del espectro de OCT. Por ejemplo, los escaneres M-B del espectro de OCT 402 pueden ser recibidos desde un sistema de obtencion de imagenes in vivo de OCT, tal y como se representa en la figura 7. Con mas detalle, por ejemplo, la senal de interferencia espectral registrada por un digitalizador de alta velocidad en la OCT de fuente de barrido, tras haber sustrafdo los terminos de fondo y autocorrelacion, puede recibirse y proporcionarse simplemente mediante la siguiente ecuacion

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co

/(#rfc) - J* R(k)A(x,k,z)co&"X2kz)dz

donde x es la posicion transversal del punto de haz de enfoque sobre la muestra a lo largo del eje de escaneo rapido, k es el numero de onda, I(x,k) es la intensidad de luz, R(k) es la amplitud de la luz reflejada desde el brazo de referencia, A(x,k,z) es la amplitud de la luz retrodispersada desde la muestra, y z es la diferencia de retardo optico entre los reflejos de la muestra y el reflejo de referencia en el espacio libre equivalente.

En la etapa 504, pueden crearse los filtros de solapamiento (M) que cubren todo el espectro. Ademas, en la etapa 506, puede efectuarse el filtrado paso banda a lo largo de k. De manera conjunta, la creacion de los filtros de solapamiento 504 y el filtrado paso banda 506 pueden dar como resultado la creacion de bandas espectrales M 507, tal y como se representa en la figura 7 (por ejemplo, tal y como se describe en el metodo 400 de la figura 4 para crear bandas espectrales M 404). Siguiendo el ejemplo proporcionado anteriormente de la senal de interferencia espectral representada por la ecuacion (4), la forma gaussiana por encima del interferograma en 2D l(x,k) (por ejemplo, el interferograma en 2D 605 de la figura 6) puede utilizarse para expresar la franja interferometrica recibida en una posicion.

En primer lugar, puede definirse el ancho de banda de esta franja de espectro completo, y despues puede crearse un banco de filtros para dividir esta franja de espectro completo en diferentes bandas (por ejemplo, creando filtros de solapamiento (M) 504 del metodo 500). Los requisitos de este banco de filtros pueden depender de varios factores, entre los que se incluyen, pero no estan limitados a, 1) el tipo de filtro, 2) el ancho de banda de cada filtro, 3) el solapamiento entre diferentes bandas, y 4) el numero de bandas. En una realizacion a modo de ejemplo, puede introducirse un filtro gaussiano cuya funcion se define por la siguiente ecuacion

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donde n es el numero del elemento espectral que vana de 1 a 1400 y esta mapeado linealmente con respecto al numero de onda k. El intervalo de la k muestreada puede ser 10000 a 9091 cm-1, lo que corresponde a un intervalo de longitud de onda de 1000 a 1100 nm. El ancho de banda, denominado "BW" (por ejemplo, tal y como se representa en 604 de la figura 600) del espectro completo, puede ser de 69 nm, lo que puede proporcionar una resolucion espacial axial de FWHM de 5,3 pm. El sfmbolo m es la posicion del pico espectral. En una realizacion a modo de ejemplo, los picos de los filtros gaussianos espectrales pueden colocarse a 9784, 9625, 9466 y 9307 cm-1. El sfmbolo a2 es la varianza del filtro gaussiano en cuanto al numero de elementos espectrales. En una realizacion a modo de ejemplo, el ancho de banda de amplitud de FWFIM, denominado el ancho de banda "bw", de los filtros paso banda, puede igualarse a 2^2ln2a, cubriendo 378 elementos espectrales, lo que corresponde a un intervalo de longitud de onda de 27 nm o un intervalo de numero de onda de 245 cm-1. Los cuatro (4) filtros de paso banda (por ejemplo, tal y como se representa en 608, 610, 612 y 614 de la figura 6), descritos en tal realizacion a modo de ejemplo, pueden solaparse, de modo no se pierde ninguno de los componentes de frecuencia de la senal original en el proceso. La figura 6 representa visualmente un interferograma espectral en 2D 605 dividido en 606 (por ejemplo, mediante 404 del metodo 400 de la figura 4) en cuatro nuevos espectros con un ancho de banda k mas pequeno, indicando "BW" 604 el ancho de banda de un filtro de espectro completo y siendo los multiples "bw" 608, 610, 612 y 614 respectivamente el ancho de banda de multiples filtros gaussianos, y las regiones de los valores que no son cero en el bloque de datos estan indicadas mediante los patrones oscuros sombreados 616, 618, 620 y 622 (representados visualmente de manera similar, por ejemplo, en la figura 7).

En la etapa 508, las bandas espectrales M 507 de cada banda de frecuencia individual pueden cambiarse en

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algoritmos de OCT de dominio Fourier convencionales a transformada de Fourier a lo largo de k. Ademas, la informacion de fase puede hacerse descender para dar como resultado una informacion de amplitud de cada banda espectral 509 (por ejemplo, tal y como se representa en la figura 7).

Por ejemplo, las senales de OCT pueden calcularse, por lo tanto, directamente desde los interferogramas descompuestos l(x.k) mediante la aplicacion de la transformada de Fourier en el numero de onda k La senal de OCT computarizada puede ser una funcion compleja, I(x,z), que puede escribirse como la siguiente ecuacion

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1{x,z) — FFT{I\x,k)} = A(x/z)exp\yi![i<p(x/z')]

donde q(x,z) es la fase de la senal analttica I(x,z). Pueden utilizarse las amplitudes de las senales de OCT, A(x,z), aunque la informacion de fase puede descartarse selectivamente.

En la etapa 510, puede establecerse un valor fijo para eliminar la decorrelacion alta generada por el ruido de fondo. La decorrelacion de la amplitud de senal de OCT entre los escaneres B tomados en la misma posicion nominal puede producirse por diversas fuentes: 1) flujo, 2) movimiento del tejido masivo o error de posicion del ecografo, y 3) ruido de fondo. Para ayudar a acentuar la medicion de flujo verdadera en las imagenes creadas y para mejorar la relacion senal-ruido para la deteccion de flujo, es deseable la eliminacion de la alta decorrelacion generada por el ruido de fondo. El ruido de fondo es aleatorio y, por lo tanto, tiene una alta decorrelacion entre los fotogramas de escaner B. El ruido predomina en los pfxeles con una amplitud de senal de OCT baja y por lo tanto, el flujo no puede evaluarse en estos pfxeles con ninguna precision. Puede asignarse un valor de decorrelacion fijo de cero (0) a estos pfxeles con una amplitud de senal de OCT baja. Por ejemplo, esto puede conseguirse estableciendo los pfxeles de senal baja a un valor de amplitud constante. Asf, por ejemplo, puede elegirse que el valor de umbral este dos desviaciones estandar por encima del valor medio de fondo, medido cuando el haz de muestra se bloqueo.

En la etapa 512, el calculo de la decorrelacion puede obtenerse entre los fotogramas de amplitud adyacentes. Por ejemplo, la decorrelacion de division de espectro 122, tal y como se describe en la figura 1, puede utilizarse para producir las imagenes de decorrelacion de cada banda espectral 513 (por ejemplo, tal y como se representa visualmente en la figura 7).

En la etapa 514, pueden eliminarse las imagenes de decorrelacion de cada banda espectral 513 que tienen un ruido de movimiento excesivo. Para ayudar a acentuar la medicion de flujo verdadera en las imagenes creadas y para mejorar la relacion senal-ruido para la deteccion de flujo, es deseable la eliminacion de la decorrelacion generada por el movimiento del tejido masivo o por la posicion del ecografo. Las sacudidas y microsacudidas oculares son rapidas y producen un alto grado de decorrelacion entre los escaneres B, tal y como se representa, por ejemplo, en el flujograma 800 de la figura 8. Tales movimientos pueden observarse en el dibujo 802 que representa tres fotogramas de un conjunto de siete (7) imagenes de decorrelacion 804 (Dn) de la region en torno a la cabeza del nervio optico (ONH), computarizadas a partir de ocho (8) escaneres B de OCT en la misma ubicacion Y. Cada fotograma de imagen de decorrelacion representado puede calcularse a partir de un par de fotogramas de amplitud de escaneresB adyacentes, por ejemplo, tal y como se describe utilizando los metodos descritos anteriormente. En seis (6) de los siete (7) fotogramas de decorrelacion, los pfxeles de flujo podnan distinguirse de los pfxeles que no son de flujo por sus valores de decorrelacion altos. Sin embargo, en el fotograma D4 806, tanto los pfxeles de flujo (de vasos) como los que no son de flujo (de tejido masivo) tienen valores de decorrelacion altos, posiblemente debido al movimiento ocular rapido (por ejemplo, sacudidas). Para detectar el movimiento masivo, puede determinarse la mediana del valor de decorrelacion en la parte altamente reflectante de las estructuras de tejido de las que se han obtenido imagenes (entre la region indicada como 808). El gran movimiento masivo en el fotograma D4 806 puede detectarse mediante la mediana del valor alto de decorrelacion en el analisis del histograma de los pfxeles 810. El analisis del histograma puede realizarse en una banda de reflectividad alta que comienza en la membrana limitante interna de la retina y que se extiende 30 pfxeles por debajo (en la region 808 de 802).

Comparando la mediana del valor de decorrelacion 814 con un umbral preestablecido 812 (por ejemplo, en una

realizacion a modo de ejemplo, el umbral se establecio a 0,15, dos desviaciones tfpicas por encima de la mediana del valor medio de decorrelacion), puede determinarse que un fotograma (por ejemplo, el fotograma D4) es un atfpico estadfstico, y debena eliminarse. El dibujo 816 representa el resultado tras la eliminacion del fotograma D4 atfpico.

En la etapa 516, puede realizarse el promedio de las imagenes de decorrelacion en cada banda espectral que

permanecen tras haber eliminado las imagenes con un ruido de movimiento excesivo, para crear una imagen de

decorrelacion promedio de cada banda espectral, dando como resultado, por lo tanto, multiples imagenes de decorrelacion promedio (es decir, una decorrelacion promedio de cada banda espectral, tal y como se visualiza en la figura 7).

En la etapa 518, se realiza el promedio de las imagenes de decorrelacion promedio de las bandas espectrales M para crear una imagen de decorrelacion final 410 (por ejemplo, tal y como se visualiza en la figura 7, y como se

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describe ademas en el metodo 400, etapa 408 de la figura 4).

Volviendo al flujograma 800 de la figura 8, tras haber eliminado el fotograma D4 806 como un atipico, puede realizarse el promedio de las seis (6) imagenes de decorrelacion restantes para producir una imagen de decorrelacion limpia 818 que representa un alto contraste entre los pfxeles de flujo (por ejemplo, un area clara en los vasos de la retina y la coroides) y las regiones oscuras sin flujo. Una imagen de decorrelacion sin limpiar 820 representa una imagen de decorrelacion final si el fotograma D4 atfpico 806 permanece mostrando menos contraste entre los pfxeles de flujo (vasos) y los que no son de flujo (tejido estatico), en comparacion con la imagen de decorrelacion limpia 818, tal y como es evidente por la falta de espacios completamente oscuros entre los vasos de la retina en las areas peripapilares rodeadas en 822 y 824.

Utilizando el metodo 500, puede obtenerse un conjunto de datos en 3D que comprende una pila de doscientas (200) imagenes en seccion transversal de decorrelacion promedio corregidas, junto con las imagenes de reflectancia promedio asociadas, y que en conjunto se extiende 3 mm en la direccion (Y) del escaner transversal lento. En algunas realizaciones, puede ser deseable separar los datos en 3D en dos regiones, la de la retina y la de la coroides, estando el lfmite de division establecido en el epitelio pigmentario de la retina (EPR). La profundidad (posicion Z) del EPR altamente reflectante puede identificarse a traves del analisis de los perfiles de reflectancia y del gradiente de reflectancia en profundidad. La region por encima del EPR es la capa de la retina, y la region de debajo es la capa de la coroides. Los angiogramas de proyeccion X-Y en plano longitudinal pueden producirse entonces mediante la seleccion del valor de decorrelacion maximo a lo largo de la direccion axial (Z) de cada capa. En los escaneres de la cabeza del nervio optico (ONH), la profundidad del EPR justo por fuera del lfmite del disco puede utilizarse para establecer un plano de EPR interpolado dentro del disco.

La figura 9 ilustra esquematicamente un sistema 900 de obtencion de imagenes in vivo para recoger informacion de las imagenes de OCT. Por ejemplo, puede utilizarse un sistema 900 de OCT de fuente de barrido de alta velocidad (por ejemplo, tal y como describen en B. Potsaid, B. Baumann, D. Huang, S. Barry, A. E. Cable, J. S. Schuman, J. S. Duker y J. G. Fujimoto, en “Ultrahigh speed 1050nm swept source / fourier domain oct retinal and anterior segment imaging at 100,000 to 400,000 axial scans per second,” Opt. Express 18(19), 20029-20048 (2010)) para demostrar los metodos descritos anteriormente para la obtencion de imagenes de la microcirculacion en el fondo de ojo humano. El sistema 900 de OCT de fuente de barrido de alta velocidad comprende un laser sintonizable 901. Por ejemplo, el laser sintonizable 901 (por ejemplo, un laser sintonizable de Axsun Technologies, Inc, Billerica, Massachusetts, EE.UU.) puede tener una longitud de onda de 1050 nm con 100 nm de intervalo de sintonizacion, un ciclo de sintonizacion con un mdice de repeticion de 100 kHz y un ciclo de servicio del 50 %. Tal sistema 900 de OCT puede producir una resolucion axial medida de 5,3 pm (perfil de amplitud de anchura a media altura) y un intervalo de obtencion de imagenes de 2,9 mm en tejido. La luz de la fuente de barrido 901 puede acoplarse en un acoplador de fibra 902 de dos por dos a traves de una fibra optica de modo unico. Una parte de la luz (por ejemplo, el 70 %) puede avanzar hasta el brazo de muestra (es decir, la interfaz del paciente), y la otra parte de la luz (por ejemplo, el 30 %) puede avanzar hasta el brazo de referencia.

En el brazo de muestra, puede utilizarse una unidad de control 903 de la polarizacion del brazo de muestra para ajustar el estado de polarizacion de la luz. La luz de salida del acoplador de fibra 902 puede acoplarse entonces a un ecografo de retina por el que la luz colima mediante la lente de colimacion 904 del brazo de muestra y se refleja mediante el espejo 905 y ecografo galvo 909 bidimensional (por ejemplo, un ecografo galvanometrico XY). Dos lentes, la primera lente 906 (por ejemplo, una lente de objetivo) y la segunda lente 907 (por ejemplo, una lente ocular) pueden transmitir el haz de sonda reflejado por el ecografo galvo 909 hacia un ojo humano 908. Por ejemplo, Un diametro de punto de enfoque de 18 pm (perfil de amplitud de anchura a media altura) puede calcularse sobre el plano de la retina en funcion de un modelo de ojo. La energfa de luz promedio (es decir, la energfa de salida del laser) hacia el ojo humano puede ser de 1,9 mW, lo que es coherente con el lfmite de exposicion ocular seguro establecido por el American National Standard Institute (ANSI).

El brazo de referencia puede comprender una primera lente que colima 913 del brazo de referencia, una celda de agua 912, un retrorreflector 911, una placa de vidrio 914 y una segunda lente que colima 915 del brazo de referencia. La placa de vidrio 914 puede utilizarse para equilibrar la dispersion entre el brazo de muestra de OCT y el brazo de referencia. La celda de agua 912 puede utilizarse para compensar la influencia de dispersion en el ojo humano 908. El retrorreflector 911 puede montarse sobre una fase de traslado 910 que puede moverse para ajustar la longitud de trayectoria en el brazo de referencia.

La luz de la muestra y del brazo de referencia pueden interferir en el divisor de haces 917. Una unidad de control de polarizacion 916 del brazo de referencia puede utilizarse para ajustar el estado de polarizacion del haz en el brazo de referencia hasta una senal de interferencia maxima. La senal de interferencia optica del divisor de haces 917 (por ejemplo, un acoplador 50/50) puede detectarse mediante un detector equilibrado 918 (por ejemplo, un receptor equilibrado fabricado por Thorlabs, Inc, Newton, Nueva Jersey, EE.UU.), muestreado mediante una unidad de conversion de analogico a digital 919 (por ejemplo, un digitalizador de alta velocidad fabricado por Innovative Integration, Inc.) y transferido al ordenador 920 para su procesamiento. Por ejemplo, el ordenador 920 puede utilizarse para almacenar instrucciones y para implementar los metodos descritos en el presente documento. Las franjas de interferencia, por ejemplo, pueden registrarse mediante la unidad de conversion de analogico a digital 919

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a 400 MHz con una resolucion de 14 bits, impulsada tal adquisicion por la salida del reloj optico del laser sintonizable 901. En tal instalacion a modo de ejemplo, el sistema 900 de obtencion de imagenes, la sensibilidad puede medirse con un espejo y un filtro de densidad neutra a 95 dB, con una reduccion de la sensibilidad de 4,2 dB/mm.

Aunque anteriormente se ha descrito un sistema de OCT de fuente de barrido, la tecnologfa divulgada en el presente documento puede aplicarse a cualquier sistema de OCT de dominio de Fourier. En los sistemas de OCT de dominio de Fourier, el espejo de referencia se mantiene estacionario, y la interferencia entre la muestra y los reflejos de referencia se captura como interferogramas espectrales, que se procesan mediante la transformada de Fourier para obtener imagenes en seccion transversal. En la implementacion de OCT espectral del OCT de dominio de Fourier, se utiliza una fuente de luz de banda amplia y el interferograma espectral se captura mediante un espectrometro de rejilla o de prisma. El espectrometro utiliza una camara de lmea para detectar el interferograma espectral de una manera simultanea. En la implementacion de OCT de fuente de barrido de la OCT de dominio de Fourier, la fuente de luz es un laser que se sintoniza de manera muy rapida y repetitiva a traves de un amplio espectro, y el interferograma espectral se captura de manera secuencial. La OCT de fuente de barrido puede conseguir una velocidad mayor y el haz puede escanearse de manera transversal mas rapidamente (con menor solapamiento de puntos entre los escaneres axiales) sin sufrir tanta perdida de serial debido al lavado de franjas, en comparacion con otros sistemas de OCT de dominio de Fourier. Sin embargo, tambien podna utilizarse un sistema de OCT espectral de muy alta velocidad con la tecnologfa divulgada en el presente documento.

Pueden incorporarse una o mas de las diversas realizaciones, tal y como se han comentado anteriormente, en parte o en su totalidad, en un sistema. La figura 10 ilustra una realizacion a modo de ejemplo de un sistema 1000 de obtencion de imagenes in vivo (por ejemplo, un sistema de OCT) de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion. En las realizaciones, el sistema 1000 de OCT puede comprender un aparato de OCT 1002 y uno o mas procesadores 1012 acoplados al mismo. Uno o mas de los procesadores 1012 puede adaptarse para realizar los metodos de conformidad con diversos metodos, tal y como se divulgan en el presente documento. En diversas realizaciones, el sistema 1000 de OCT puede comprender un aparato informatico que incluye, por ejemplo, un ordenador personal en cualquier forma, y en varias de estas realizaciones, uno o mas de los procesadores puede disponerse en el aparato informatico. Los sistemas de OCT, de conformidad con diversas realizaciones, pueden adaptarse para almacenar diversa informacion. Por ejemplo, un sistema de OCT puede adaptarse para almacenar parametros y/o instrucciones para realizar uno o mas metodos, tal y como se divulgan en el presente documento.

En diversas realizaciones, un sistema de OCT puede adaptarse para permitir que un operario realice diversas tareas. Por ejemplo, un sistema de OCT puede adaptarse para permitir que un operario configure y/o inicie varios de los metodos anteriormente descritos. En algunas realizaciones, un sistema de OCT puede adaptarse para generar o producir que se generen informes de diversos tipos de informacion, incluyendo, por ejemplo, informes de los resultados de los escaneres ejecutados sobre una muestra.

En las realizaciones de los sistemas de OCT que comprenden un dispositivo de visualizacion, los datos y/u otra informacion pueden visualizarse para que un operario los conozca. En las realizaciones, un dispositivo de visualizacion puede adaptarse para recibir una entrada (por ejemplo, a traves de una pantalla tactil, el accionamiento de un icono, la manipulacion de un dispositivo de entrada, tal como una palanca de mando o un tirador, etc.) y la entrada puede, en algunos casos, comunicarse (de manera activa y/o pasiva) con uno o mas procesadores. En diversas realizaciones, los datos y/o la informacion pueden visualizarse, y un operario puede introducir informacion como respuesta a los mismos.

Pueden incorporarse una o mas de las diversas realizaciones, tal y como se han comentado anteriormente, en parte o en su totalidad, en un artfculo de fabricacion. En diversas realizaciones, y tal como se muestra en la figura 11, un artfculo de fabricacion 1100 de conformidad con las varias realizaciones de la presente invencion, puede comprender un medio de almacenamiento 1112 y una pluralidad de instrucciones de programacion 1102 almacenadas en un medio de almacenamiento 1112. En varias de estas realizaciones, las instrucciones de programacion 1102 pueden adaptarse para programar un aparato para permitir que el aparato realice uno o mas de los metodos anteriormente comentados.

En diversas realizaciones, una imagen de OCT puede proporcionar datos a partir de los que puede realizarse un diagnostico y/o evaluacion. En las realizaciones, tales determinaciones pueden referirse a estructuras de tejido biologico, vasculatura y/o microcirculacion. Por ejemplo, en algunas realizaciones, la obtencion de imagenes en 3D in vivo de un tejido biologico, y la cuantificacion del flujo de sangre a traves de los vasos individuales del mismo, puede ser util para entender los mecanismos que existen detras del desarrollo de varias enfermedades y tratamientos, que incluyen, por ejemplo, isquemia, degeneracion, traumatismo, convulsiones, y otras enfermedades neurologicas. En otras realizaciones adicionales, una imagen de OCT y las tecnicas que se han divulgado en el presente documento pueden utilizarse para identificar cancer, tumores, demencia y enfermedades/afecciones oftalmologicas (incluyendo, por ejemplo, glaucoma, retinopatfa diabetica, degeneracion macular senil). Ademas, en diversas realizaciones, las tecnicas de OCT, tal y como se divulgan en el presente documento, pueden utilizarse para la obtencion de imagenes endoscopicas u otras aplicaciones medicas internas. Las anteriores realizaciones a modo de ejemplo del diagnostico y/o la evaluacion se presentan a modo de ejemplo, y por lo tanto, las realizaciones de la presente invencion no estan limitadas a las realizaciones comentadas.

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A pesar de que en el presente documento se han ilustrado y descrito ciertas realizaciones con el fin de describir la realizacion preferente, los expertos habituales en la materia apreciaran que una amplia diversidad de realizaciones o implementaciones alternativas y/o equivalentes, calculadas para conseguir los mismos fines, pueden sustituir a las realizaciones mostradas y descritas sin desviarse del alcance de la presente invencion. Aquellos expertos en la materia apreciaran facilmente que las realizaciones, de conformidad con la presente invencion, pueden implementarse en una amplia diversidad de formas. La presente solicitud esta destinada a cubrir cualquier adaptacion o variacion de las realizaciones comentadas en el presente documento. Por lo tanto, se pretende de manera manifiesta que las realizaciones, de conformidad con la presente invencion, se vean limitadas unicamente por las reivindicaciones y equivalentes de las mismas.

REALIZACIONES A MODO DE EJEMPLO

La obtencion de imagenes maculares y de la cabeza del nervio optico se realizaron en tres voluntarios sanos utilizando un sistema 900 de OCT de fuente de barrido descrito en el presente documento, tal y como esta aprobado por el Institutional Review Board (IRB). Para cada obtencion de imagenes, la cabeza del sujeto se estabilizo con apoyos de menton y frente. Se proyecto una diana intermitente de fijacion interna mediante un pico proyector atenuado utilizando tecnologfa de procesamiento digital de luz (DLP) (Texas Instruments, Dallas, Texas, EE.uU.). El operario visualizo el area de obtencion de imagenes del fondo de ojo utilizando una vista a tiempo real en plano longitudinal de un escaner de prevista de OCT de 3 mm x 3 mm.

El sistema de OCT de fuente de barrido se acciono a un mdice de repeticion de la ecograffa axial de 100-kHz. En la direccion (X) del escanertransversal rapido, la escaner B consistfa en 200 escaneres A de mas de 3 mm. En la direccion (Y) del escaner transversal lento, hubo 200 planos de muestreo individuales de mas de 3 mm. Se realizaron ocho escaneresB consecutivos en cada posicion Y. Esto se denomina el "modo de escaner M-B" (por ejemplo, tal y como se ilustra en la figura 3) ya que posibilita la deteccion del movimiento entre los escaneres B consecutivos en la misma posicion. De este modo, llevo 3,2 segundos obtener un cubo de datos volumetrico en 3D que comprendiera 1600 escaneresB y 32.0000 escaneres A. Mediante este protocolo de escaneres, los metodos descritos en el presente documento se aplicaron a las secuencias de fotogramas repetidas en cada etapa. Finalmente, los 200 fotogramas de escaner B calculados se combinaron para formar imagenes de perfusion sangumea en 3D de la parte posterior del ojo humano.

La figura 12 ilustra imagenes estructurales volumetricas en 3D in vivo (3,0 (x) X 3,0 (y) X 2,9 (z) mm) de la cabeza del nervio optico (ONH) en el ojo derecho de un individuo miope utilizando metodos de obtencion de imagenes de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion. A partir de un conjunto de datos volumetrico en 3D, se obtuvieron las imagenes de intensidad de reflectancia y las imagenes de decorrelacion (angiograffa). Para el escaner de la cabeza del nervio optico (ONH), la proyeccion maxima en plano longitudinal de la intensidad de reflectancia 1202 mostro los vasos sangumeos principales de la retina y las ramas de segundo orden 1204, pero las ramas mas finas y la microcirculacion de la retina, de la coroides y del disco optico no eran visibles. En la imagen de intensidad 1208 en seccion transversal vertical, tomada desde el plano 1206 de la proyeccion 1202, los pilares del tejido conectivo (en claro) y los poros (en oscuro) de la lamina cribosa podnan visualizarse de manera profunda en el interior del disco optico. En torno al disco, pueden delinearse la retina, la coroides y la esclerotica. El angiograma del ONH obtenido por los metodos descritos en el presente documento mostro varios ordenes de ramificacion vascular, asf como la red microcirculatoria. El angiograma 1210 de proyeccion de decorrelacion maxima en plano longitudinal mostro varios ordenes de ramificacion de la arteria y vena centrales de la retina, una red capilar densa en el disco, una arteria ciliorretiniana (cuya referencia se realiza mediante la flecha que esta en el angiograma 1210 en el margen del disco nasal), y una lamina continua cercana de los vasos de la coroides en torno al disco; muchos de estos ultimos no pudieron visualizarse bien en la imagen 1202 de intensidad en plano longitudinal. La imagen 1212 vertical de decorrelacion en seccion transversal SSADA creada (en el mismo plano 1206 que la imagen 1208 representada) mostro el flujo sangumeo de los vasos sangumeos del disco (indicado con flechas), de los vasos de la retina y de la coroides que forman columnas desde la superficie a una profundidad de ~1,0 mm. Puede no estar claro si esto representa los vasos que penetran profundamente o si representa el artefacto de proyeccion de decorrelacion. El artefacto de proyeccion se refiere al hecho de que la luz reflejada desde las estructuras estaticas mas profundas puede mostrar decorrelacion debido a que pasa a traves de un vaso sangumeo mas superficial. Este tipo de artefacto es evidente donde los vasos de la retina peripapilar parecen mas gruesos de lo que debenan, por ejemplo, en la imagen 1216 de fotograma fijo de paseo virtual y en la imagen 1212 de decorrelacion. Debido a este artefacto, estos vasos se extendieron hacia la profundidad total de la capa de fibras nerviosas (NFL), y la senal de decorrelacion aparecio en el epitelio pigmentario (EPR) subyacente, que debena ser vascular.

Para ver de manera separada los vasos de la retina y los vasos del disco superficiales, se eliminaron los pfxeles por debajo del nivel del EPR peripapilar para eliminar la coroides. El angiograma 1214 en plano longitudinal resultante mostro que la red vascular superficial alimenta los extremos del disco en el lfmite del disco. En comparacion, la circulacion de la coroides formo una lamina casi continua de flujo de sangre bajo la retina, tal y como se muestra en 1210. Las imagenes 1202, 1210 y 1214 en plano longitudinal muestran atrofia del EPR en medialuna temporal, justo por fuera del margen del disco. Dentro de la medialuna tambien hubo una pequena region de atrofia en la coriocapilar (vease la region de la flecha en 1210). El recubrimiento de la imagen de intensidad de reflectancia en

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seccion transversal a escala gris, con la imagen de flujo a escala de color (decorrelacion), mostro que los vasos de ramificacion principales de la retina estaban al nivel de la NFL, tal y como se muestra en la imagen 1216 de fotograma fijo de paseo virtual (es decir, como el disco, la retina y la coroides estan perfundidos de una manera volumetrica en 3D). Tambien mostro el flujo sangumeo en todo el grosor de la coroides. La imagen 1216 combinada tambien mostro que la circulacion del disco mas profunda reside principalmente en los poros de la lamina cribosa y no en los pilares del tejido conectivo. Esta puede ser la primera vez que se haya visualizado la microcirculacion del disco de manera no invasiva y de manera tan detallada. La lmea horizontal a traves de la imagen fue el resultado de un artefacto en patron fijado que se origino a partir de la fuente de laser de barrido.

Se demostro otro ejemplo a modo de ejemplo, que utiliza la invencion divulgada en el presente documento, en la angiograffa macular. La region macular del fondo de ojo es reponsable de la vision central. El prolapso capilar en la region macular debido a la retinopaffa diabetica es una de las causas principales de la perdida de vision. La perdida focal de la coriocapilar es un posible factor causante en la patogenesis de la degeneracion macular senil seca y humeda, causa principal de ceguera en pafses industrializados. Asf, la angiograffa macular es importante. La tecnologfa descrita en el presente documento se utilizo para demostrar la angiograffa macular de la circulacion de la retina y la coroides en un ojo sano, tal y como se muestra en las imagenes estructurales volumetricas en 3D in vivo (3,0 (x) X 3,0 (y) X 2,9 (z) mm) de la macula en la figura 13.

El patron vascular y las redes capilares que se visualizan utilizando la tecnologfa divulgada en el presente documento fueron similares a los que se habfan registrado anteriormente utilizando tecnicas de angiograffa de OCT basada en fase. Los pfxeles de flujo formaron una red microcirculatoria continua en la retina. Hubo ausencia de red vascular en la zona avascular de la fovea (tal y como se muestra en el angiograma 1302 de proyeccion de decorrelacion maximo en plano longitudinal) de un diametro de aproximadamente 600 pm, de acuerdo con la anatomfa conocida. Hubo algunos pfxeles de flujo aparente desconectados en la zona avascular de la fovea debido al ruido. La seccion transversal de la OCT horizontal a traves del centro de la fovea (lmea discontinua superior en 1302) con informacion de flujo combinada (decorrelacion representada en escala brillo/color) e informacion estructural (intensidad de reflectancia representada en escala gris/mas oscuro) esta representada con la imagen 1304 del centro de la fovea. La inspeccion de la imagen 1304 del centro de la fovea muestra que estos pfxeles de flujo falsos son el ruido de decorrelacion en las capas de reflectancia alta en el EPR y los fotorreceptores. La capa de la coriocapilar forma un plexo de superposicion confluente, de manera que se espera que la imagen de proyeccion de la circulacion de la coroides (vease el angiograma de proyeccion de decorrelacion maxima en plano longitudinal de la circulacion de la coroides 1306) muestre el flujo confluente. Similar a la imagen 1304, una seccion transversal de la OCT horizontal combinada de la macula inferior (lmea discontinua inferior en 1302) esta representada con la imagen 1308 de la macula inferior. Las imagenes 1304 y 1308 en seccion transversal mostraron los vasos de la retina desde la NFL hasta la capa plexiforme externa, de acuerdo con la anatomfa conocida. El flujo en la coroides interna tuvo una velocidad mayor en funcion de la decorrelacion vista en la escala brillo/color. El volumen tambien fue mayor que en la circulacion de la retina (tal y como muestran las imagenes 1304 y 1308 en seccion transversal), de nuevo coherente con la fisiologfa conocida que establece que la circulacion de la coroides tiene un flujo mucho mayor que el de la circulacion de la retina. Hubo vacms de senal en la coroides externa, lo que pudo deberse al difuminado de la senal de la velocidad de flujo alta y al efecto sombra del tejido suprayacente. Las imagenes 1304 y 1308 en seccion transversal tambien mostraron unos pocos puntos de decorrelacion en la capa del EPR. Es probable que estos sean artefactos, puesto que se sabe que el EPR es avascular. Tal como se ha mencionado anteriormente, esto puede deberse a la proyeccion de decorrelacion del flujo en una capa proximal (es decir, capas de la retina interna) hacia las capas distales con una fuerte senal reflejada (es decir, EPR). Tambien hubo tendencia a que los vasos formaran conjuntos verticales en la retina interna, lo que puede deberse tambien, en algunos casos, al artefacto de proyeccion.

Se demostro que otro ejemplo a modo de ejemplo, que utiliza la invencion divulgada en el presente documento, apreciaba las diferencias entre las tecnicas de espectro completo, pfxeles promedio y division de espectro (tal y como se describe en la figura 1) para la angiograffa basada en decorrelacion. Para obtener angiogramas, se utilizan los metodos descritos anteriormente, en particular, en la descripcion de la figura 1 y tal y como se describen en las ecuaciones (1)-(3), respectivamente. Para una comparacion justa, se utilizaron la misma reduccion de error del movimiento, el mismo umbral de movimiento y los mismos metodos de proyeccion en plano longitudinal.

La figura 14 ilustra angiogramas en plano longitudinal de la circulacion de la retina macular utilizando metodos de conformidad con los metodos de la tecnica anterior de espectro completo (1402) y pfxeles promedio (1404) de conformidad con diversas realizaciones de la presente invencion (1408). Aunque los metodos de la tecnica anterior y de la presente invencion proporcionaron una buena visualizacion de los vasos maculares principales, la red capilar parecfa la mas limpia y mas continua en el angiograma 108 de division de espectro generado con la division de espectro de la presente invencion. El metodo de pfxeles promedio que produce un angiograma 1404 de pfxeles promedio representa la segunda red capilar mas limpia y continua. El metodo de espectro completo que produce un angiograma 1402 de espectro completo mostro de manera significativa pfxeles de flujo mas desconectados, que era probable que fueran ruido. El ruido puede apreciarse mas facilmente en la zona avascular de la fovea (dentro de los drculos amarillos de las imagenes 1402A, 1402B y 1408C de diametro 600 pm), que no debeffa tener ningun vaso de la retina, incluyendo los capilares. En el angiograma 1408 de division de espectro, hubo una visualizacion casi continua de la red capilar justo por fuera de la zona avascular, aunque este anillo parecfa roto utilizando las otras

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dos tecnicas de la tecnica anterior. Los angiogramas en seccion transversal de cada metodo, tal y como se representa en 1402D, 1404E y 1408F (todas escaneadas a traves de una lmea discontinua horizontal, tal y como se muestra en 1402A) mostraron que el metodo de division de espectro proporcionaba el contraste mas claro entre los distintos vasos de la retina y el fondo oscuro. De nuevo, el metodo de pfxeles promedio fue el segundo mejor, y el metodo del espectro completo mostro un ruido de fondo visible con aspecto de nieve.

Para obtener cifras de merito cuantitativas para comparar las tres tecnicas de angiograffa basadas en la decorrelacion, en la presente invencion se utilizaron dos hechos de conocimiento anatomico. El primero, que los

vasos de la retina forman una red continua, y el segundo, que no hay vasos de la retina en la zona avascular de la

fovea. La figura 15 ilustra imagenes in vivo que representan la conectividad vascular y la relacion senal ruido (SNR) utilizando metodos de conformidad con los metodos de la tecnica anterior y de conformidad con varias realizaciones de la presente invencion. En la figura 15, las imagenes 1502A1-1502A4 se obtuvieron utilizando el metodo de

espectro completo (todas en la fila 1502), las imagenes 1504B1-1504B4 se obtuvieron utilizando el metodo de

pfxeles promedio (todas en la fila 1504), y las imagenes 1506C1-C4 se obtuvieron utilizando la tecnologfa de division de espectro descrita en el presente documento. Para evaluar la conectividad de los vasos, las imagenes de proyeccion (1402A, 1404B y 1408C de la figura 14), obtenidas mediante los tres metodos diferentes, se convirtieron en imagenes binarias (por ejemplo, binarizadas) (tal y como se muestra en las imagenes de la primera columna 1508 de la figura 15, imagenes 1502A1, 1504B1 y 1506C1) en funcion de un umbral fijado. Despues, se aplico una operacion morfologica de esqueletizacion (por ejemplo, esqueletizada) para obtener una red vascular hecha con lmeas y puntos con una anchura de 1 pixel (tal y como se muestra en las imagenes de la segunda columna 1510 de la figura 15, imagenes 1502A2, 1504B2 y 1506C2). A continuacion, los pfxeles de flujo desconectados se separaron del esqueleto de flujo conectado (por ejemplo, se filtro para eliminar los pfxeles de flujo desconectados) (tal y como se muestra en las imagenes de la tercera columna 1512 de la figura 15, imagenes 1502A3, 1504B3 y 1506C3). La conectividad vascular se definio como la relacion del numero de pfxeles de flujo conectados con respecto al numero total de pfxeles de flujo del mapa del esqueleto. La conectividad se analizo en los angiogramas maculares de OCT de los seis ojos de los tres participates (vease la tabla 1 de mas abajo). Una comparacion de las tres tecnicas basada en pruebas-t para datos emparejados mostro que la tecnologfa de division de espectro presentaba una conectividad significativamente mejor con respecto a las tecnicas de pfxeles promedio (p = 0,037) y de espectro completo (p = 0,014). La tecnologfa de division de espectro divulgada en el presente documento redujo el numero de pfxeles de flujo desconectados (18 %) en mas de un factor de 2, cuando se comparo con la tecnica de espectro completo (39 %) de la tecnica anterior.

Para computar una relacion senal-ruido (SNR) para la senal de decorrelacion, fue necesario definir senales y regiones de ruido relevantes. Casualmente, para la macula, la zona central avascular de la fovea (FAZ) no presenta vasos sangumeos, incluyendo los capilares. La red capilar de la parafovea alimenta la fovea, y la perdida de estos capilares en la retinopatfa diabetica es una causa importante de la perdida de vision. Asf, la relacion del valor de decorrelacion en la region de la parafovea con respecto a la FAZ puede ser una manera limpia y clmicamente relevante de computar la SNR.

En la cuarta columna 1512 de la figura 15, imagenes 1502A4, 1504B4 y 1506C4, se muestra la SNR de decorrelacion, donde la region de ruido estaba dentro de la zona avascular de la fovea (expuesta como trculos de puntos internos con el radio R1) y la region de la senal era el anillo de la parafovea (tal y como se representa con la region en gris entre el radio R2 y el radio R3). El radio de la FAZ (R1) es de aproximadamente 0,3 mm. Por lo tanto, se eligio que la FAZ central con un radio de 0,3 mm fuera la region de ruido y que los radios de la region de la parafovea anular entre 0,65 (R2) y 1,00 mm (R3) fueran la region de la senal. Por lo tanto, la decorrelacion de la relacion senal-ruido (DSNR) puede representarse utilizando la siguiente formula,

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DSNR

donde Dpamfovea y Dfaz son los valores de decorrelacion promedio en el anillo de la parafovea y la FAZ, respectivamente; y oZfaz es la varianza de los valores de decorrelacion en la FAZ. Estos computos se realizaron en las imagenes de proyeccion maxima en plano longitudinal.

La DSNR se analizo en los angiogramas maculares de OCT realizados en seis ojos de los tres participates (vease la tabla 1 a continuacion). Las pruebas-t para datos emparejados mostraron que la DSNR de la tecnologfa de division de espectro era significativamente mayor que la tecnica de pfxeles promedio (p = 0,034) y que la tecnica del espectro completo (p = 0,012). La tecnologfa de division de espectro mejoro la DSNR en mas de un factor de 2, en comparacion con la tecnica de espectro completo.

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Tabla 1. Conectividad vascular y relacion senal-ruido de tres algoritmos de angiografia

Decorrelacion de amplitud

Conectividad (media±dt) Mejora de la conectividad DSNR (media±dt) Mejora de la DSNR

espectro completo

0,61±0,08 N/D 3,30±0,81 N/D

pfxeles promedio

0,70±0,06 14,8% 4,57±1,08 38,5 %

division de espectro

0,82±0,07 34,4 % 6,78±0,82 105 %

DSNR = decorrelacion de la relacion senal-ruido. El analisis estad^stico se basa en 6 ojos de 3 sujetos humanos sanos.

Utilizando la tecnologfa divulgada, se ha demostrado la visualizacion de los vasos sangumeos grandes y de la red capilar en la circulacion de la retina y la coroides. Esta visualizacion tambien puede conseguirse utilizando un Doppler y otras tecnicas de deteccion del flujo basadas en fase, sin embargo las tecnicas SSADA (es decir, de division de espectro) divulgadas tienen varias ventajas potenciales con respecto a las tecnicas basadas en fase. La insensibilidad al ruido de fase es una ventaja. Otra ventaja incluye la capacidad para cuantificar el flujo microvascular. Debido a que la celda de resolucion efectiva es isotropica (teniendo el mismo tamano en las dimensiones X, Y y Z, tal y como se describe en la figura 2), es igual de sensible al flujo transversal (X, Y) que al axial (Z). Esto se diferencia de todas las tecnicas basadas en fase, que intrmsecamente son mas sensibles al flujo en la direccion axial donde se produce la desviacion Doppler. Asf, utilizar la tecnologfa divulgada da como resultado el valor de decorrelacion como una funcion de la velocidad del flujo, independientemente de la direccion. Cuanto mas rapido se muevan las partfculas sangumeas a traves del haz de laser, mayor sera el mdice de decorrelacion de las senales recibidas en un intervalo de velocidad establecido por los parametros del escaner. En teona, la velocidad de saturacion debena ser de aproximadamente el tamano de la celda de resolucion (0,018 mm) dividido entre el retraso temporal interfotograma (0,002 s), o 9 mm/s. La velocidad de flujo minima detectable puede estar determinada por el ruido de fondo de decorrelacion, lo que puede basarse en las estadfsticas de distribucion de la decorrelacion de los voxeles de tejido sin flujo. En este ejemplo, la vista de proyeccion de la tecnologfa de division de espectro mostro el patron vascular en la zona capilar macular (region de la parafovea). Esto describe que la tecnologfa de division de espectro divulgada es capaz de detectar el flujo capilar de la retina, que esta en el intervalo de 0,5-2 mm/s. La calibracion de la velocidad con respecto a los valores de decorrelacion utilizando experimentos fantasma de flujo in vitro puede realizarse para determinar ademas la velocidad de flujo minima detectable.

La proyeccion del flujo desde las capas proximales (menos profundas) con respecto a las capas distales (mas profundas) puede ser una tarea complicada. El flujo en las arterias y venas principales de la retina peripapilar (tal y como se muestra en la figura 12) y en los vasos maculares mas grandes de la retina interna (tal y como se muestra en la figura 13) se proyecta hacia el EPR altamente reflectante, que no debena tener ningun vaso sangumeo. Tambien hubo una proyeccion de flujo probable desde las capas de la retina interna mas superficiales (es decir, la capa de fibras nerviosas y la capa celular del ganglio nervioso) con respecto a las capas de la retina interna mas profundas (es decir, las capas plexiformes interna y externa). Esto no afecta a la exactitud de la proyeccion en plano longitudinal de la circulacion de la retina, pero podna afectar a la exactitud de los angiogramas en seccion transversal y a la proyeccion en plano longitudinal de la circulacion de la coroides. Se puede elevar el valor de decorrelacion umbral para la identificacion del flujo en los voxeles mas profundos si un voxel mas superficial tiene un valor de decorrelacion supraumbral; sin embargo, esto puede introducir de manera inevitable un artefacto de sombra potencial en lugar de un artefacto de proyeccion de flujo. De este modo, las imagenes de los vasos mas profundos pueden interpretarse teniendo este artefacto en mente.

Puede que no se elimine del todo el ruido del movimiento del tejido masivo, aunque se reduce de manera drastica utilizando la tecnologfa divulgada en el presente documento. Tal y como se describe en los ejemplos divulgados, no hubo intencion de compensar el movimiento X-Z entre los fotogramas consecutivos del escaner B mediante el uso del registro de desviacion de fotogramas. Este registro es posible que reduzca el efecto del movimiento masivo en las dimensiones X-Z (aunque no en la direccion Y) y mejore ademas la exactitud de la deteccion de flujo. Tambien es evidente a partir de los angiogramas en plano longitudinal que existen artefactos de sacudidas en el conjunto de datos en 3D. Es probable que esto pueda reducirse mediante el uso de algoritmos de registro en 3D.

La divulgacion expuesta anteriormente abarca multiples realizaciones diferentes. Aunque cada una de estas realizaciones se ha divulgado en su forma preferente, las realizaciones espedficas, tal y como se divulgan e ilustran en el presente documento, no han de considerarse en un sentido limitante, ya que son posibles numerosas variaciones dentro del alcance de las reivindicaciones.

De forma analoga, donde cualquier reivindicacion enumere "un/una" o "un/una

primer/a" elemento o equivalente del mismo, debena entenderse que tal reivindicacion incluye la incorporacion de uno o mas de tales elementos, sin requerir o excluir dos o mas de tales elementos.

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   REIVINDICACIONES

   1. Un metodo para la deteccion de flujo utilizando tomograffa de coherencia optica, OCT, comprendiendo el metodo:

   escanear un volumen de una muestra que fluye en un modo de escaner M-B (402), en el que para cada posicion se adquieren varias imagenes de escaner B consecutivas a lo largo del eje de escaner lento (Y) con el espectro de OCT completo;

   dividiendo de manera espectral cada imagen de escaner B del escaner M-B a partir del espectro de OCT completo en imagenes de diferentes bandas espectrales M (404);

   creando imagenes de decorrelacion realizando el promedio de las imagenes de escaner B divididas para cada una de las diferentes bandas espectrales M (406);

   realizando el promedio de las imagenes de decorrelacion de las diferentes bandas espectrales M (408) para crear una imagen de flujo (410) que tiene una alta relacion senal-ruido de deteccion del flujo.
2. 2. El metodo de la reivindicacion 1, en el que la division de manera espectral de cada imagen de escaner B ddel escanerM-B a partir del espectro de OCT completo en imagenes de diferentes bandas espectrales M comprende:

   crear filtros de solapamiento que cubren el espectro de OCT; y

   filtrar el espectro de OCT con los filtros de solapamiento.
3. 3. El metodo de la reivindicacion 1, en el que la creacion de imagenes de decorrelacion mediante la realizacion del promedio de las imagenes de escaner B divididas para cada una de las diferentes bandas espectrales M comprende:

   determinar la informacion de amplitud de cada banda espectral; y

   calcular la decorrelacion entre los fotogramas de amplitud adyacentes de cada banda espectral.
4. 4. El metodo de la reivindicacion 3, que comprende ademas la eliminacion del ruido de fondo.
5. 5. El metodo de la reivindicacion 1, que comprende ademas la eliminacion de las imagenes de decorrelacion de cada banda espectral que tienen ruido de movimiento excesivo.
6. 6. Un sistema para la obtencion de imagenes in vivo para deteccion del flujo utilizando tomograffa de coherencia optica, OCT, comprendiendo el sistema:

   un aparato de OCT; y

   uno o mas procesadores acoplados al aparato y adaptados para producir que el aparato:

   escanee un volumen de una muestra que fluye en un modo de escaner M-B (402), en el que para cada posicion se adquieren varias imagenes de escaner B consecutivas a lo largo del eje de escaner lento (Y) con el espectro de OCT completo;

   divida de manera espectral cada imagen de escaner B del escaner M-B a partir del espectro de OCT completo en imagenes de diferentes bandas espectrales M (404);

   cree imagenes de decorrelacion realizando el promedio de las imagenes de escaner B divididas para cada una de las diferentes bandas espectrales M (406);

   realice el promedio de las imagenes de decorrelacion de las diferentes bandas espectrales M (408) para crear una imagen de flujo (410) que tiene una alta relacion senal-ruido de deteccion del flujo.
7. 7. El sistema de la reivindicacion 6, en el que el uno o mas procesadores adaptados para producir que el aparato divida de manera espectral cada imagen de escaner B del escaner M-B a partir del espectro de OCT completo en imagenes de diferentes bandas espectrales M comprenden ademas estar adaptados para producir que el aparato:

   cree filtros de solapamiento que cubran el espectro de OCT; y

   filtre el espectro de OCT con los filtros de solapamiento.
8. 8. El sistema de la reivindicacion 6, en el que el uno o mas procesadores adaptados para producir que el aparato cree imagenes de decorrelacion mediante la realizacion del promedio de las imagenes de escaner B divididas para cada una de las diferentes bandas espectrales M comprenden ademas estar adaptados para producir que el aparato:

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   determine la informacion de amplitud de cada banda espectral; y

   calcule la decorrelacion entre los fotogramas de amplitud adyacentes de cada banda espectral.