ES2929036T3 - Sistema de formación de imágenes de tomografía de coherencia óptica de fuente de barrido - Google Patents
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Abstract
1. Un sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido para obtener imágenes de una región (90) de un objeto (70), que comprende: una fuente de luz de barrido (10) que genera un haz (80) de longitud de onda variable; un elemento de escaneo (40) que escanea el haz a través del objeto; un interferómetro (410) que genera luz de interferencia combinando la luz dispersada por el objeto (debido al escaneo) con luz de referencia; un fotodetector (50) que genera una señal eléctrica (S) que tiene componentes de frecuencia que abarcan una banda de frecuencia y provocada por la interferencia de la luz dispersada con la luz de referencia; un módulo de filtro de paso de banda (420) que filtra de paso de banda la señal eléctrica; y un módulo de adquisición de muestras (440) que muestrea la señal eléctrica filtrada. El módulo de filtro de paso de banda extrae al menos algunos de los componentes de frecuencia que abarcan la banda de frecuencia de la señal eléctrica. El paso de banda del módulo de adquisición de muestras muestrea la señal eléctrica filtrada. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)
Description
DESCRIPCIÓN
Sistema de formación de imágenes de tomografía de coherencia óptica de fuente de barrido
[Campo técnico]
Los aspectos de ejemplo del presente documento se refieren, en general, al campo de los sistemas de formación de imágenes de tomografía de coherencia óptica (OCT) y, más específicamente, a un sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido.
[Antecedentes]
La OCT de fuente de barrido es una forma de OCT de dominio de Fourier, mediante la cual se puede obtener un perfil de profundidad de reflectividad de la retina u otra parte del ojo mediante análisis de Fourier de una señal de interferencia detectada. Esta técnica bien establecida se ha utilizado en diversos campos diferentes, por ejemplo, en el campo médico para formación de imágenes oculares, formación de imágenes intravasculares, oncología (por ejemplo, OCT laparoscópica, OCT endoscópica y OCT broncoscópica), dermatología (para obtener imágenes del tejido de la piel) y odontología, entre otros. La OCT de fuente de barrido también tiene varias aplicaciones no médicas, como pruebas no destructivas (NDT), mediciones de espesor de materiales (por ejemplo, medición de espesor de obleas de semiconductores), caracterización de rugosidad de superficies, formación de imágenes de superficie y en sección transversal, y mediciones de pérdida de volumen, por ejemplo.
La figura 1 es una ilustración esquemática de un sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido convencional que se utiliza para obtener imágenes de la retina de un ojo. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido ilustrado tiene un interferómetro que comprende una fuente de luz de barrido 10, un divisor de haz 20, un espejo de referencia 30, un elemento de escaneo 40, un fotodetector 50 y un módulo de adquisición de muestras 60. Un haz de luz generado por la fuente de luz de barrido 10 es dividida en dos haces por el divisor de haz 20, siendo guiado el primero de los haces a lo largo de un brazo de referencia del interferómetro hasta el espejo de referencia 30, y siendo guiado un segundo de los haces a lo largo de un brazo de muestra de el interferómetro hacia la retina de un ojo 70 de un sujeto. El elemento de escaneo 40 se controla para dirigir el haz de luz 80 en el brazo de muestra a una región de escaneo objetivo 90 del ojo 70, y guiar la luz retrodispersada desde el ojo 70 de vuelta al interferómetro. La luz retrorreflejada que viaja a lo largo del brazo de referencia y el brazo de muestra se combinan a continuación en el fotodetector 50 para generar una señal de luz de interferencia. La longitud de onda de la luz producida por la fuente de luz de barrido 10 (que generalmente se proporciona en forma de un láser sintonizable u otra fuente de luz que tiene un ancho de línea estrecho) se barre rápidamente en un rango de longitudes de onda para cada ubicación de escaneo en la región de escaneo objetivo 90, y la señal de luz de interferencia generada es detectada por el fotodetector 50 durante el barrido. El módulo de adquisición de muestras 60 muestrea la salida del fotodetector 50, es decir, un interferograma 95, como se ilustra esquemáticamente en la figura 1, y a continuación se calcula una transformada inversa de Fourier de la señal eléctrica muestreada para obtener datos de escaneo A, que proporciona información sobre la estructura de la retina en la dirección de la profundidad. Por lo tanto, se puede adquirir un escaneo A usando un solo barrido de longitud de onda, para cada ubicación de escaneo en la región de escaneo objetivo 90.
La patente US 2017/0122722 A1, en la que se basa la forma en dos partes de la reivindicación 1, da a conocer un SS-OCT que comprende un filtro de paso de banda que recibe una señal OCT y un convertidor de frecuencia para reducir los componentes de frecuencia emitidos por el filtro.
[Compendio]
Se da a conocer, de acuerdo con un aspecto del primer ejemplo en este documento, un sistema de formación de imágenes de tomografía de coherencia óptica, OCT, de fuente de barrido para la formación de imágenes de una región de un objeto, comprendiendo el sistema una fuente de luz de barrido dispuesta para generar un haz de luz de una longitud de onda que varía con el tiempo y un elemento de escaneo dispuesto para escanear el haz de luz a través del objeto. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido comprende además un interferómetro que tiene un brazo de muestra y un brazo de referencia, y está dispuesto para generar una señal de luz de interferencia durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido combinando luz dispersada por la región del objeto y que se propaga a lo largo del brazo de muestra, como resultado del escaneo del haz a través del objeto, con luz del haz que se propaga a lo largo del brazo de referencia. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido comprende además un fotodetector dispuesto para recibir la señal de luz de interferencia y generar una señal eléctrica que es indicativa de la señal de luz de interferencia, comprendiendo la señal eléctrica componentes de frecuencia que abarcan una banda de frecuencia, donde los componentes de frecuencia son causados por interferencia de la luz dispersada por la región del objeto y que se propaga a lo largo del brazo de muestra, con la luz del haz que se propaga a lo largo del brazo de referencia. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido comprende además un módulo de filtro de paso de banda dispuesto para generar una señal eléctrica mediante filtrado de paso de banda de la señal eléctrica, y un módulo de adquisición de muestras dispuesto para adquirir muestras de la señal eléctrica filtrada. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido comprende un módulo de control dispuesto para establecer una
banda de paso del módulo de filtro de paso de banda de modo que el módulo de filtro de paso de banda extrae de la señal eléctrica al menos algunos de los componentes de frecuencia que abarcan la banda de frecuencia, estando el módulo de control dispuesto además para establecer una tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras de modo que el módulo de adquisición de muestras de paso de banda muestrea la señal eléctrica filtrada para adquirir un conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada para generar datos de imagen OCT que representan una imagen de la región del objeto.
[Descripción de los dibujos]
A continuación, se explicarán en detalle realizaciones de ejemplo, a modo de ejemplo no limitativo solamente, haciendo referencia a las figuras adjuntas que se describen a continuación. Los números de referencia similares que aparecen en diferentes figuras pueden indicar elementos idénticos o funcionalmente similares, a menos que se indique lo contrario.
La figura 1 es una ilustración esquemática de un sistema oftálmico convencional de formación de imágenes OCT de fuente de barrido.
La figura 2 ilustra tres interferogramas diferentes basados en señales eléctricas generadas por un fotodetector de un sistema oftálmico OCT de fuente de barrido convencional.
La figura 3a ilustra un primer problema identificado en el presente documento que surge cuando se submuestrea una señal eléctrica detectada por un fotodetector en formación de imágenes de OCT de fuente de barrido.
La figura 3b ilustra un segundo problema identificado en el presente documento que surge cuando se submuestrea una señal eléctrica detectada por un fotodetector en formación de imágenes de OCT de fuente de barrido.
La figura 3c ilustra un tercer problema identificado en el presente documento que surge cuando se submuestrea una señal eléctrica detectada por un fotodetector en formación de imágenes de OCT de fuente de barrido.
La figura 3d ilustra un cuarto problema identificado en el presente documento que surge cuando se submuestrea una señal eléctrica detectada por un fotodetector en formación de imágenes de OCT de fuente de barrido.
La figura 4 ilustra los efectos del solapamiento en una imagen OCT cuando una señal eléctrica detectada por el fotodetector de un sistema oftálmico OCT de fuente de barrido convencional está submuestreada.
La figura 5 es una ilustración esquemática de un sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido según una primera realización de ejemplo de este documento.
La figura 6 ilustra una región de un ojo en forma de una sección transversal de la retina que se puede visualizar mediante el sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido de la figura 5
La figura 7 muestra una implementación de hardware de ejemplo de un módulo de control en la primera realización de ejemplo.
La figura 8 es una ilustración esquemática de un primer ejemplo de implementación del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido según la primera realización de ejemplo .
La figura 9 ilustra un ejemplo de un módulo de filtro de paso de banda que tiene una matriz de filtros y un conmutador para seleccionar un filtro de una matriz de filtros para filtrar la señal eléctrica del fotodetector, según una implementación de la primera realización de ejemplo.
La figura 10A ilustra un interferograma generado por un fotodetector del sistema oftálmico de formación de imágenes de fuente de barrido de acuerdo con la primera realización de ejemplo.
La figura 10B ilustra la determinación de la información de profundidad del ojo realizando una transformada de Fourier discreta inversa sobre muestras del interferograma de la figura 9A.
La figura 11 ilustra la generación, mediante un módulo de generación de datos tomográficos de una realización de ejemplo en el presente documento, de una matriz de escaneos A combinando dos grupos de escaneos A que corresponden a dos profundidades diferentes en una dirección axial del ojo.
La figura 12 ilustra un ejemplo no limitativo de una tabla de consulta que se puede utilizar para determinar la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda y la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras en función del ángulo de escaneo de la luz que ilumina la región del ojo.
La figura 13 ilustra una implementación de ejemplo de un sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido según una segunda realización de ejemplo de este documento, en el que el sistema emplea un segundo módulo de filtro y un segundo módulo de adquisición de muestras.
La figura 14 ilustra un diagrama espectral de una señal que abarca una banda de frecuencia que se adquiere como dos señales separadas en dos subbandas utilizando el sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido de la segunda realización de ejemplo de este documento.
La figura 15 ilustra un ejemplo no limitativo de un mapeo que mapea datos de un primer subconjunto de datos de escaneo A a un primer conjunto de elementos de escaneo A de un escaneo A, y datos del segundo subconjunto de datos de escaneo A a un segundo conjunto de elementos de escaneo A del escaneo A.
La figura 16 es una ilustración esquemática de un sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido según otra realización de ejemplo del presente documento, en el que el sistema incluye, entre otros componentes, un interferómetro que comprende un conmutador microelectromecánico para seleccionar una línea de retardo óptico de una pluralidad de líneas de retardo óptico que tienen diferentes retardos de camino.
[Descripción detallada de realizaciones de ejemplo]
En un sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido convencional como se describe anteriormente haciendo referencia a la figura 1, la frecuencia del interferograma 95 es directamente proporcional a una diferencia de camino óptico entre la luz en el brazo de muestra y la luz en el brazo de referencia del interferómetro. Además, a medida que la frecuencia de la fuente de luz de barrido 10 aumenta en el rango de megahercios, las frecuencias en el interferograma 95 resultante escalan proporcionalmente.
Aunque la señal de frecuencia más alta que se puede adquirir depende en parte del ancho de banda del fotodetector 50 y de la longitud de coherencia de la fuente de luz de barrido 10, la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 60 suele ser el factor limitante en la práctica. A medida que aumenta la frecuencia del interferograma 95, la tasa de muestreo máxima del módulo de adquisición de muestras 60 limita efectivamente la profundidad máxima de la retina u otra estructura en el ojo 70 que puede ser fotografiada. Además, debido a las limitaciones en la tasa de muestreo máxima del módulo de adquisición de muestras 60, a menudo no es posible adquirir muestras del interferograma 95 de acuerdo con el criterio de Nyquist, es decir, a una tasa que sea al menos el doble de el componente de frecuencia máximo contenido en el interferograma 95.
La figura 2 ilustra tres interferogramas diferentes medidos por el fotodetector 50 del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido convencional de la figura 1. El eje horizontal de cada interferograma representa el número de onda, mientras que el eje vertical representa la potencia de la señal de luz de interferencia detectada por el fotodetector 50. Los interferogramas de la figura 2 se obtuvieron para diferentes valores respectivos de la diferencia de camino óptico entre la luz que se propaga en el brazo de referencia y la luz en el brazo de muestra, que aumentan de izquierda a derecha en la figura 2. Como se ilustra en la figura 2, una diferencia de camino óptico mayor tiene como resultado un interferograma que tiene una frecuencia de oscilación mayor a lo largo del eje del número de onda. Para un interferograma que tiene una señal de frecuencia única (correspondiente a la interferencia causada por una sola capa retiniana), la frecuencia del interferograma puede ser proporcional al producto de la tasa de barrido de longitud de onda de la fuente de luz de barrido 10 y la diferencia de camino óptico entre el brazo de referencia y el brazo de muestra.
Convencionalmente, para reducir la frecuencia del interferograma 95 a detectar, el brazo de referencia normalmente se ajusta para reducir el retardo relativo entre la señal del brazo de muestra y la señal del brazo de referencia, moviendo el espejo de referencia 30. Sin embargo, el mecanismo mecánico de movimiento del espejo empleado para este propósito no puede permitir que la diferencia de camino óptico se ajuste instantáneamente, y esta limitación conduce a retardos en el proceso de captura de imágenes. A la luz de este problema, el presente inventor ha reconocido/descubierto que los componentes de alta frecuencia de la señal de interferencia detectada por el fotodetector 50 pueden adquirirse utilizando muestreo de paso de banda (también conocido como submuestreo) para traducir de manera efectiva en frecuencia una señal de paso de banda detectada por el fotodetector que es causada por la luz OCT reflejada desde una región objetivo en el ojo, a la primera zona de Nyquist antes de procesar las muestras para determinar el perfil de profundidad.
Las figuras 3a a 3d son diagramas espectrales esquemáticos que ilustran algunos desafíos prácticos que se han encontrado cuando se submuestrea una señal de luz de interferencia OCT de fuente de barrido que es detectada por un fotodetector. En la figura 3a, una señal 310 en una tercera zona de Nyquist es la señal de interés que resultó de la luz OCT reflejada por una región objetivo 90 dentro del ojo 70. Al submuestrear las señales en la figura 3a a una tasa de fs, la señal 310 se solapará con la señal 315 en una primera zona de Nyquist, lo que significa que el perfil de profundidad correspondiente a la señal 310 no puede determinarse correctamente a partir de las muestras adquiridas. La figura 4 ilustra además los efectos del solapamiento en una imagen OCT cuando la señal detectada por el fotodetector está submuestreada. La dirección X en la figura 4 define la dirección transversal del escaneo (es decir, a lo largo de la superficie de la retina) mientras que la dirección Z define la dirección axial/de la profundidad del ojo 70 (es decir, a lo largo de la dirección de propagación del haz de luz). En la figura 4, los componentes de alta frecuencia correspondientes a una región más profunda del ojo 70 se solapan con los componentes de frecuencia más baja (correspondientes a una región "más superficial") y también se produce solapamiento en la frecuencia de Nyquist debido al muestreo crítico.
La figura 3b ilustra un ejemplo en el que la señal de paso de banda 320 se encuentra entre dos zonas de Nyquist. En este escenario, cuando la señal 320 se submuestrea a una tasa de fs, la parte de la señal 320 en una segunda zona de Nyquist solapará con la parte de la señal 320 en la primera zona de Nyquist. Un problema similar ocurre en el ejemplo de la figura 3c, donde el ancho de banda de la señal 330 excede el tamaño de una zona de Nyquist para una tasa de muestreo dada. En este caso, el solapamiento es inevitable. La figura 3d ilustra un ejemplo donde la frecuencia de la señal de luz de interferencia generada por el interferómetro excede la frecuencia de corte del fotodetector y por lo tanto no puede ser adquirida por el fotodetector 50.
Para superar la limitación en el rango máximo de formación de imágenes impuesta por la limitación en la tasa de muestreo, se emplea un módulo de filtro antisolapamiento sintonizable en las realizaciones de ejemplo del presente documento para seleccionar diferentes componentes de frecuencia en la señal eléctrica detectada que corresponden a diferentes regiones en la dirección de profundidad del ojo 70. Además, un módulo de adquisición de muestras que tiene una tasa de muestreo ajustable se utiliza para adquirir muestras de la señal eléctrica filtrada utilizando una tasa de muestreo que se basa en la banda de frecuencia de interés, para que las muestras se adquieran de acuerdo con el criterio de muestreo de paso de banda. De esta manera, durante un escaneo de la retina, por ejemplo, los componentes de alta frecuencia en la señal eléctrica resultantes de las capas de la retina a mayores profundidades pueden "envolverse" de manera efectiva en la primera zona de Nyquist, relajando así significativamente los requisitos sobre la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras. El o los sistemas de formación de imágenes OCT de fuente de barrido según al menos algunas realizaciones de ejemplo descritas en el presente documento emplean por tanto muestreo de paso de banda para adquirir un perfil de reflectividad para las profundidades de la retina que de otro modo no sería medible debido a limitaciones impuestas (al menos en parte) por la tasa máxima de muestreo del módulo de adquisición de muestras 60.
En el caso en que el tamaño de la región a lo largo de la dirección axial del ojo 70 tenga como resultado una señal de banda de paso que tenga un ancho de banda que exceda la mitad de la tasa de muestreo máxima del módulo de adquisición de muestras 60, se puede emplear un banco de filtros para separar la señal en sub-bandas y adquirir muestras de la señal en cada sub-banda utilizando una tasa de muestreo adecuada de acuerdo con el teorema de muestreo de paso de banda.
Además, aunque el muestreo de paso de banda permite adquirir señales de alta frecuencia generadas por el fotodetector, esta solución no supera el problema en el que el retardo del trayecto óptico entre el brazo de referencia y el brazo de muestra es lo suficientemente grande como para causar una señal de luz de interferencia que tiene componentes de frecuencia que se encuentran por encima de la frecuencia de corte del fotodetector (definida como la frecuencia a la que la corriente de salida del fotodetector disminuye en 3 dB desde la respuesta de baja frecuencia). Para superar esta limitación impuesta por el fotodetector, el inventor ha descubierto, y se describe a continuación, una forma de realizar un ajuste rápido del retardo de camino, utilizando un conmutador óptico para seleccionar entre una pluralidad de líneas de retardo óptico, cada una con un retardo óptico diferente.
Otro beneficio de un sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido de acuerdo con al menos algunas de las realizaciones de ejemplo del presente documento es permitir la adquisición de escaneos de imágenes OCT en las que al menos algunos artefactos de la imagen causados por una curvatura de la retina dentro de la región de la imagen son suprimidos o eliminados. Esto es particularmente relevante para escaneos OCT de campo ultra amplio (UWF).
A continuación se explicarán en detalle realizaciones de ejemplo, haciendo referencia a los dibujos adjuntos.
La figura 5 es una ilustración esquemática de un sistema oftálmico 400 de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (SS-OCT) para la formación de imágenes de una región 90 de un ojo 70 según una primera realización de ejemplo en este documento. La figura 6 ilustra la región 90 del ojo 70 que puede ser conformada por el sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 400 en la figura 5, y también muestra el elemento de escaneo 40 del sistema 400 y el haz 80 de luz (también denominado en el presente documento como un "haz de luz 80"). Como se muestra en la figura 6, la región 90 del ojo 70 puede, como en la presente realización de ejemplo, ser una sección transversal de la retina 85 del ojo 70. Además, la región 90 puede, como en la presente realización de ejemplo, extenderse a lo largo de un eje de formación de imágenes del sistema OCT de fuente de barrido 400 en la dirección de profundidad del ojo 70 (es decir, a lo largo de una dirección de propagación del haz 80 de luz incidente en el ojo 70 durante el uso del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 400), definida en lo sucesivo como la dirección axial del ojo 70.
Como se ilustra en la figura 5, el sistema oftálmico 400 de formación de imágenes OCT de fuente de barrido comprende una fuente de luz de barrido 10 dispuesta para generar un haz 80 de luz de una longitud de onda que varía con el tiempo. La fuente de luz de barrido 10 puede, como en la presente realización de ejemplo, emitir luz sustancialmente monocromática mientras la longitud de onda de la luz monocromática es barrida a lo largo de un rango de valores de longitud de onda. El sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido también tiene el elemento de escaneo 40 que puede funcionar para escanear el haz 80 de luz a través del ojo 70. El sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 400 comprende además un interferómetro 410 que tiene un brazo de muestra 414 y un brazo de referencia 412. El interferómetro 410 está dispuesto para
generar una señal de luz de interferencia (la señal de interferencia de luz está etiquetada como Lint en la figura 1) durante uso del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 400 mediante la combinación de la luz de la fuente de luz de barrido 10, que ha sido dispersada por el ojo 70 y se propaga a lo largo del brazo de muestra 414 (esta luz está etiquetada como Ls en la figura 1), con la luz de la fuente de luz de barrido 10 que se está propagando a lo largo del brazo de referencia 412 (esta luz está etiquetada como Lr en la figura 1).
El sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 400 comprende además un fotodetector 50 que está dispuesto para recibir la señal de luz de interferencia y generar una señal eléctrica que es indicativa de la señal de luz de interferencia. La señal eléctrica comprende componentes de frecuencia que abarcan una banda de frecuencia, que son provocados por la interferencia de la luz de la fuente de luz de barrido 10 que ha sido dispersada por la región 90 del ojo 70 con la luz de la fuente de luz de barrido 10 que se propaga a lo largo del brazo de referencia 412. Por ejemplo, la señal eléctrica puede, como en la presente realización de ejemplo, ser indicativa de una potencia de la señal de interferencia medida por el fotodetector 50.
El sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 400 comprende además un módulo de filtro de paso de banda 420 dispuesto para generar una señal eléctrica mediante filtrado de paso de banda de la señal eléctrica. El sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 400 comprende además un módulo de adquisición de muestras 440 dispuesto para adquirir muestras de la señal eléctrica filtrada.
Además, el sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 400 comprende un módulo de control 430 dispuesto para establecer una banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 de modo que el módulo de filtro de paso de banda 420 extraiga de la señal eléctrica S al menos algunos de los componentes de frecuencia que abarcan la banda de frecuencia. El módulo de control 430 está dispuesto además para establecer una tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 440 de tal manera que el paso de banda del módulo de adquisición de muestras 440 muestrea la señal eléctrica filtrada Sf para adquirir un conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada Sf para generar datos de imagen OCT que representan una imagen de la región 90 del ojo 70.
La figura 7 muestra una implementación de ejemplo de un aparato de procesamiento de señales 500 de una realización de ejemplo de este documento, en forma de hardware de procesamiento de señales programable. En una realización de ejemplo del presente documento, el aparato de procesamiento de señales 500 puede formar el módulo de control 430 de la figura 5. El aparato de procesamiento de señales 500 comprende un módulo de interfaz 510 que, en un caso en que el aparato 500 forma el módulo de control 430, es para enviar una señal de control de filtro al módulo de filtro de paso de banda 420 (figura 5) para establecer su banda de paso y enviar una señal de control de muestreo al módulo de adquisición de muestras 440 (figura 5) para establecer su tasa de muestreo. El aparato de procesamiento de señales 500 comprende además un procesador (CPU/FPGA) 520 para controlar todo el aparato 500 (y el módulo de control 430, en el caso en que el aparato 500 forma el módulo de control 430), una memoria de trabajo 530 (por ejemplo, una memoria de acceso aleatorio memoria) y un almacenamiento de instrucciones 540 que almacena un programa informático que comprende instrucciones legibles por ordenador que, cuando son ejecutadas por el procesador 520, hacen que el procesador 520 realice las operaciones de procesamiento del aparato 500 (y el módulo de control 430). El almacenamiento de instrucciones 540 puede comprender una ROM (por ejemplo, en forma de una memoria de solo lectura programable borrable eléctricamente (EEPROM) o memoria flash) que está cargada previamente con las instrucciones legibles por ordenador. Alternativamente, el almacenamiento de instrucciones 540 puede comprender una RAM o un tipo similar de memoria, y las instrucciones legibles por ordenador pueden introducirse desde un producto de programa informático, tal como un medio de almacenamiento legible por ordenador 550 como un CD-ROM, etc. o una señal legible por ordenador 560 que lleva las instrucciones legibles por ordenador.
En la presente realización de ejemplo, la combinación de los componentes de hardware mostrada en la figura 7, que comprende el procesador 520, la memoria de trabajo 530 y el almacenamiento de instrucciones 540, está dispuesta para implementar la funcionalidad del módulo de control 430.
La figura 8 es un esquema que muestra una implementación de ejemplo del sistema oftálmico 600 de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (SS-OCT) según la primera realización de ejemplo, donde el sistema 600 incluye los mismos componentes que el sistema 400 de la figura 5, y también incluye un módulo de generación de datos de escaneo A 610 y un módulo de generación de datos tomográficos 620. En la figura 8, la fuente de luz de barrido 10 está dispuesta para realizar, para cada ubicación de medición de escaneo A de una o más ubicaciones de medición de escaneo A, un barrido de la longitud de onda de la luz de salida en un rango de longitudes de onda. La fuente de luz de barrido 10 emite así luz cuya longitud de onda cambia con el tiempo. Indicando el número de onda de la salida de luz por la fuente de luz de barrido 10 en el tiempo t por k(t), el número de onda k(t) se barre linealmente y se puede escribir como k(t) = to Sk x t, donde kü es un número de onda inicial al comienzo del barrido, y Sk = Ak/At es una frecuencia a la que se barre el número de onda de la luz de salida, donde Ak es el rango sobre el que cambia el número de onda durante el barrido, y At es la duración del barrido. El ancho de línea de la fuente de luz de barrido 10 (es decir, un ancho, como un ancho completo a la mitad del máximo (FWHM), del espectro de luz generado por la fuente de luz de barrido 10) determina la longitud de coherencia de la luz y, por lo tanto, la profundidad de formación de imágenes del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 600, mientras que el intervalo de barrido de longitud de onda/número de onda determina la resolución axial.
El sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 600 de la figura 8 comprende además un elemento de escaneo 40 que se puede hacer funcionar para escanear el haz de luz 80 a través de la región 90 del ojo 70. El elemento de escaneo 40 puede, como en la presente realización de ejemplo, adoptar la forma de una disposición de escáner de dos espejos que comprende un espejo de galvanómetro en H y un espejo de galvanómetro en V, que están dispuestos en una disposición óptica que escanea el haz de luz 80 en una dirección horizontal y una dirección vertical sobre la retina 85. Los dos espejos de galvanómetro que forman el elemento de escaneo 40 se pueden hacer girar mediante motores respectivos, por ejemplo, bajo el control de un controlador del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 600 (no mostrado) para variar el camino óptico del haz de luz 80 y, por lo tanto, variar la ubicación en la retina 85 de la que se forma la imagen. En la presente realización de ejemplo, el ángulo de escaneo del haz de luz 80 escaneado en el ojo 70 depende de los ángulos de inclinación (0,0) del espejo del galvanómetro en H y del espejo del galvanómetro en V, en el que el ángulo 6 es un ángulo de inclinación del espejo del galvanómetro en H y el ángulo 0 es un ángulo de inclinación del espejo del galvanómetro en V. Los ángulos de inclinación 6 y 0 indican respectivamente el grado de rotación del espejo del galvanómetro en H y del espejo del galvanómetro en V sobre sus respectivos ejes de rotación. Aunque el elemento de escaneo 40 de la presente realización de ejemplo emplea dos espejos de escaneo, se puede usar otra configuración de uno o más elementos de escaneo, como, por ejemplo, un solo espejo de escaneo que puede girar alrededor de dos ejes ortogonales.
El interferómetro 410 puede, como en la presente realización de ejemplo de la figura 8, comprender además un acoplador óptico/divisor de haz 20, que está dispuesto para dividir la luz de la fuente de luz de barrido 10 en dos haces y dirigir el primero de los haces al brazo de referencia 412 (figura 5), que, en una realización de ejemplo en el presente documento, comprende el espejo de referencia 30 (figura 8), y dirigir el segundo de los haces al brazo de muestra 414 (figura 5). Por ejemplo, la luz emitida por la fuente de luz de barrido 10 puede alimentarse a un acoplador óptico (por ejemplo, divisor 20) a través de una primera fibra óptica y dividirse en luz de referencia y luz de señal. La luz de referencia puede guiarse al brazo de referencia 412 (que comprende el espejo 30) a través de una segunda fibra óptica, mientras que la luz de señal puede guiarse al elemento de escaneo 40 a través de una tercera fibra óptica.
En el brazo de referencia 412, el espejo de referencia 30 devuelve la luz de referencia al acoplador óptico 20 a través del mismo camino óptico a lo largo del brazo de referencia 412, reflejando la luz de referencia. El espejo de referencia 30 puede, como en la presente realización de ejemplo, ser un espejo móvil que se puede mover en la dirección del eje óptico de la luz de referencia, de modo que la longitud del camino óptico de la luz de referencia se puede ajustar moviendo la posición del espejo de referencia 30 a lo largo del eje óptico. Sin embargo, cabe señalar que el espejo de referencia 30 se mantiene en una posición fija para cada medición de escaneo A.
Se pueden usar uno o más componentes de guía de luz (no mostrados) para dirigir la luz desde el elemento de escaneo 40 al ojo 70. Por ejemplo y sin limitación, los componentes de guía de luz pueden ser uno o más espejos y/o lentes dispuestos para guiar la luz del elemento de escaneo 40 al ojo 70. Además, el elemento de escaneo 40 de la presente realización de ejemplo está dispuesto para guiar luz del brazo de muestra 414, que ha sido dispersada por la retina (en el presente documento denominada "luz de retorno del brazo de muestra"), al acoplador óptico 20 a través de una cuarta fibra óptica (no mostrada).
La luz de retorno del brazo de muestra 414 que se propaga a lo largo del brazo de muestra 414 se superpone con la luz de referencia que se propaga a lo largo del brazo de referencia 412 en el fotodetector 50.
El fotodetector 50 puede, como en la presente realización de ejemplo, generar una señal eléctrica basada en la intensidad de la señal de luz de interferencia detectada por el mismo. Como ejemplo, para una región 90 del ojo 70 que tiene N capas retinales, teniendo cada capa una profundidad zn desde la superficie de la retina, la corriente de fotodetector fo(k) del fotodetector 50 para el número de onda k está dada por:
ID(k) oc S(k) £j[=1 VMi? (eos 2kzn), (1)
dónde S(k) es la densidad espectral de potencia óptica de la fuente de luz de barrido 10 definida en función del número de onda k. Rn es la reflectividad de la n-ésima capa retiniana, y Rr es la reflectividad del espejo de referencia 30. Un gráfico de la intensidad detectada de la señal de luz de interferencia en el tiempo corresponde a un interferograma del tipo mostrado esquemáticamente en la figura 2.
La señal eléctrica detectada por el fotodetector 50 es, por lo tanto, indicativa de la potencia de la señal de luz de interferencia y, por lo tanto, de la intensidad de la señal de luz de interferencia. En la presente realización de ejemplo, el fotodetector 50 adopta la forma de un fotodetector equilibrado que comprende dos fotodiodos conectados en serie de manera que la fotocorriente de cada fotodiodo se resta de la otra. Sin embargo, el fotodetector 50 puede adoptar alternativamente la forma de cualquier detector puntual estándar.
En la figura 8, mientras se barre la longitud de onda de la fuente de luz de barrido 10, el fotodetector 50 detecta repetidamente la potencia de la luz de interferencia, y el fotodetector 50 genera los valores correspondientes de la señal eléctrica. El valor respectivo de la señal eléctrica generada por el fotodetector 50 para cada longitud de onda de una pluralidad de longitudes de onda cubiertas por el barrido es indicativo del perfil de reflectancia de la retina
para esa longitud de onda. Como se explica en relación con las figuras 1 y 2, la señal eléctrica comprende componentes de frecuencia que resultan de la luz retrodispersada de diferentes capas de la retina 85, dando lugar las capas más profundas a componentes de mayor frecuencia.
En la figura 8, la señal eléctrica generada por el fotodetector 50 se proporciona al módulo de filtro de paso de banda 420, que puede, como en la presente realización de ejemplo, estar dispuesto para generar la señal eléctrica filtrada Sf extrayendo los componentes de frecuencia de la señal eléctrica en la banda de frecuencia y atenuando sustancialmente las señales fuera de la banda de frecuencia. Sin embargo, en otras realizaciones, el módulo de filtro de paso de banda 420 puede no estar dispuesto para extraer los componentes de frecuencia en toda la banda de frecuencia, sino que puede extraer componentes de frecuencia solo en una sub-banda de la banda de frecuencia.
En la figura 8, el módulo de adquisición de muestras 440 está dispuesto para adquirir un conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada para generar datos de imagen OCT que representan una imagen de la región 90 del ojo 70. En la presente realización, el módulo de adquisición de muestras 440 está dispuesto para adquirir, como conjunto de muestras, muestras de la señal eléctrica en la banda de frecuencia mediante un muestreo de paso de banda de la señal eléctrica en la banda de frecuencia. Más específicamente, para una banda de frecuencia que tiene una frecuencia central fe y un ancho de banda de B, el muestreo de paso de banda se refiere a la selección de una tasa de muestreo fs de acuerdo con los siguientes criterios:
2fc~B f > 2f c+B
n - J s - n+1
(2)
donde n es cualquier entero positivo que asegure que el criterio de Shannon-Nyquist de fs > 2B se cumple para la tasa de muestreo seleccionada fs.
Seleccionando la tasa de muestreo fs de acuerdo con el teorema de muestreo de paso de banda definido en la ecuación (2), se evita el solapamiento dado que la señal en la banda de frecuencia puede traducirse en frecuencia a la primera zona de Nyquist sin superponerse con las imágenes espectrales de la señal de paso de banda que son causadas por el muestreo. Aunque la ecuación (2) se presenta usando variables específicas, se debe tener en cuenta que el teorema de muestreo de paso de banda también se puede presentar de manera diferente usando diferentes variables (como el límite superior y el límite inferior de la banda de frecuencia que abarca la señal de paso de banda) y sigue representando el mismo teorema.
Cabe señalar que, aunque el teorema de muestreo de paso de banda anterior indica que una señal de paso de banda se puede muestrear y reconstruir con precisión seleccionando cualquier fs que satisfaga el criterio de la ecuación (2), pueden existir restricciones de implementación adicionales debido a filtros de paso de banda no ideales e inestabilidades de un generador de reloj de la tasa de muestreo que se esté utilizando. Más particularmente, dado que un filtro de paso de banda ideal (es decir, un filtro Sinc o un filtro de pared de ladrillo) no se puede realizar en la práctica, es necesario tener en cuenta las bandas de transición (la banda entre la banda de paso y la banda de parada) del módulo de filtro de paso de banda 420 al seleccionar fs. Seleccionar una tasa de muestreo menor fs puede requerir que el módulo de filtro de paso de banda 420 tenga una caída más pronunciada en sus bandas de transición para garantizar que el contenido de la señal en una zona de Nyquist adyacente no solapa sobre la señal en la banda de frecuencia de interés.
En la presente realización de ejemplo, para garantizar que existe una banda de protección entre los límites de Nyquist y las imágenes espectrales de la señal en la banda de frecuencia de interés después del muestreo de paso de banda, los términos máximo y mínimo para fs en la ecuación (2) no se utilizan para un valor particular de n. Esto se debe a que establecer fs al término máximo de fs en la ecuación (2) conducirá a que las imágenes espectrales de la señal en la banda de frecuencia colinden directamente con los límites de Nyquist en múltiplos enteros de fs. Además, establecer fs al término mínimo de fs en la ecuación (2) conducirá a que las imágenes espectrales de la señal en la banda de frecuencia colinden directamente con los límites de Nyquist en 0,5fs, 1,5fs, 2,5fs etc. Por consiguiente, el módulo de control 430 puede, como en la presente realización de ejemplo, proporcionar la señal de control de muestreo para hacer que el módulo de adquisición de muestras 440 adquiera muestras de la señal en la banda de frecuencia usando una tasa de muestreo fs que es el promedio de las tasas de muestreo máxima y mínima en la ecuación (2), para un valor dado de n, más específicamente:
Al establecer la tasa de muestreo de acuerdo con la ecuación (3), se puede crear una banda de protección a cada lado de cada imagen espectral de la señal. Cualquier solapamiento que ocurra en la banda de protección no distorsiona la señal de interés y, por lo tanto, permite que las restricciones del filtro se relajen para que se pueda usar un filtro con un factor de caída mayor. Sin embargo, debe tenerse en cuenta que la tasa de muestreo fs no se limita de ninguna manera a la fórmula específica de la ecuación (3). Más bien, cualquier valor intermedio entre los términos máximo y mínimo en la ecuación (2) permitiría que las imágenes espectrales de la señal en la banda de frecuencia se alejaran de los límites de Nyquist y, por lo tanto, proporcionarían una banda de protección contra el
solapamiento. En algunas realizaciones de ejemplo, la señal de control de muestreo puede hacer que el módulo de adquisición de muestras 440 adquiera muestras a una tasa de muestreo de:
para cualquier entero impar positivo que permita que se cumpla fs > 26. Utilizar una tasa de muestreo de fs tal como se define en la ecuación (4), permite que la señal submuestreada en la primera zona de Nyquist se centre en 0,25fs. Es ventajoso establecer la tasa de muestreo de acuerdo con la ecuación (4), ya que permite corregir cualquier inversión espectral del espectro original de una manera sencilla. Más específicamente, cuando n se selecciona para que sea un número entero impar en la ecuación (2) (equivalente a cuando fs se selecciona de tal manera que la señal de interés se encuentra en una zona de Nyquist de número par (es decir, la 2.8, 4.8, 6.8 zonas de Nyquist... etc.), la señal submuestreada que se desplaza en frecuencia a la primera zona de Nyquist se invertirá espectralmente de modo que tendrá la misma forma espectral que el espectro negativo de la señal original. En los casos en que el espectro de la señal en la banda de frecuencia de interés no es simétrico con respecto a su frecuencia central, es necesario realizar procesamiento adicional sobre las muestras adquiridas para corregir la inversión espectral. Cuando las muestras se adquieren utilizando la tasa de muestreo de la ecuación (4), el espectro resultante de la señal submuestreada está centrado en 0,25fs, y la inversión espectral puede ser determinada correctamente multiplicando las muestras adquiridas en el dominio de tiempo por una secuencia de más unos y menos unos alternados, más unos y menos unos alternados (1, -1, 1, -1, etc.) que se pueden denotar como (-1)p, dónde p es el número de muestras discretas en el dominio de tiempo. Multiplicar las muestras de tiempo discreto por (-1)p hace que el espectro de la señal submuestreada en la primera zona de Nyquist se invierta espectralmente en torno a 0,25fs. Esto hace que el espectro de la señal submuestreada en la primera zona de Nyquist tenga la misma orientación espectral que el espectro de la señal original en la banda de frecuencia de interés.
En algunas realizaciones de ejemplo, el módulo de adquisición de muestras 440 se puede configurar para muestrear a una tasa de muestreo de:
para cualquier entero positivo par, que permita que se cumpla fs > 26. Establecer la tasa de muestreo de acuerdo con la ecuación (5) garantiza que la señal submuestreada en la primera zona de Nyquist tenga la misma orientación que la señal original en la banda de frecuencia de interés. Por lo tanto, esto evita el procesamiento adicional requerido para corregir la inversión espectral.
Haciendo referencia a la figura 8, el módulo de filtro de paso de banda 420 puede, como en la presente realización de ejemplo, comprender un filtro de paso de banda sintonizable que tiene una banda de paso con una frecuencia central sintonizable. El módulo de control 430 está dispuesto para establecer la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 ajustando la frecuencia central de la banda de paso en función de un indicador de ubicación II que es indicativo de una ubicación de la región 90 a lo largo de una dirección de propagación del haz 80 de luz incidente en el ojo 70 durante el uso del sistema oftálmico de formación de imágenes o Ct de fuente de barrido 600 para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región 90 del ojo 70. El indicador de ubicación Il que es indicativo de la ubicación de la región puede proporcionarse al módulo de control 430, o alternativamente puede ser determinado por el módulo de control 430. Por ejemplo, el módulo de control 430 puede obtener el indicador de ubicación Il en base a una región del ojo seleccionada por el usuario para la formación de imágenes, o identificada a través de un algoritmo de detección de características.
Mediante el uso de un filtro de paso de banda sintonizable (para el módulo 420) que es capaz de ajustar su banda de paso, se pueden obtener componentes de frecuencia de la señal eléctrica detectada correspondiente a diferentes regiones en la dirección de profundidad del ojo 70. Para un filtro de paso de banda que tenga una frecuencia de corte inferior de fL y una frecuencia de corte superior de H (correspondiente a las frecuencias de corte de -3dB en las que la salida del filtro cae -3dB desde su valor máximo de ganancia), la frecuencia central fe puede, como en el presente caso, definirse la media aritmética de fL y H pero en algunos casos puede calcularse como la media geométrica de los dos términos. El ancho de banda del filtro se define como la diferencia entre las dos frecuencias de corte, H - fL, y la banda de paso del filtro de paso de banda se define como el rango de frecuencia entre fL y fH.
En algunas realizaciones de ejemplo, el filtro de paso de banda sintonizable puede tener alternativa o adicionalmente un ancho de banda sintonizable, y el módulo de control 430 puede estar dispuesto además para establecer la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 ajustando el ancho de banda del filtro de paso de banda sintonizable en base a un indicador de rango Ir que es indicativo de un tamaño de la región 90 a lo largo de la dirección de propagación del haz 80 de luz. Como los componentes de frecuencia de la señal eléctrica dependen de la distribución de las capas reflectantes de la retina, el ancho de banda del filtro de paso de banda define un rango a lo largo de la dirección axial (o dirección de propagación del haz de luz) del sistema OCT de fuente de barrido para el cual se puede obtener un perfil de profundidad, estando establecido este rango en base al indicador de rango Ir. Por consiguiente, al establecer un ancho de banda mayor para el filtro de paso de banda
sintonizable a través de un valor correspondiente del indicador de rango Ir, se puede extraer información de reflectividad de una sección transversal más grande del ojo 70. Además, usar un filtro de paso de banda sintonizable con un ancho de banda ajustable permite que el filtro pase solo los componentes de frecuencia de la señal eléctrica causados por la luz reflejada desde la región de interés, lo que permite usar una tasa de muestreo reducida para realizar un muestreo de paso de banda de la señal eléctrica filtrada.
La implementación del filtro de paso de banda sintonizable 420 no está limitada y puede adoptar una de muchas formas diferentes conocidas por los expertos en la técnica. Por ejemplo, el filtro de paso de banda sintonizable puede, como en la presente realización de ejemplo, adoptar la forma de un filtro plano sintonizable que emplea un condensador MEMS sintonizable como elemento de sintonización para ajustar la banda de paso del filtro. Sin embargo, se puede utilizar cualquier implementación de filtro sintonizable adecuada, como, por ejemplo, un filtro de cavidad, un filtro de ondas acústicas de superficie, un filtro LC pasivo o un filtro activo. Además, en lugar del condensador MEMS, se puede utilizar otro elemento de sintonización adecuado, como, por ejemplo, un condensador sintonizable digitalmente, un ferrimagneto de granate de hierro e itrio o un diodo varactor.
Aunque el módulo de filtro de paso de banda 420 en la presente realización de ejemplo comprende un filtro de paso de banda sintonizable, el módulo de filtro de paso de banda 420' de una realización de ejemplo alternativa puede comprender en su lugar una pluralidad de filtros de paso de banda no sintonizables, cada uno de los cuales tiene una banda de paso diferente con diferentes frecuencias centrales. En ese caso, el módulo de control 430 puede estar dispuesto para establecer la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420' seleccionando un filtro de paso de banda no sintonizable de entre la pluralidad de filtros de paso de banda no sintonizables para el filtrado de paso de banda de la señal eléctrica S para generar la señal eléctrica filtrada SF. En una realización de ejemplo en el presente documento, la selección se realiza en base al indicador de ubicación Il que es indicativo de una ubicación de la región 90 a lo largo de una dirección de propagación del haz 80 de luz incidente en el ojo 70 durante el uso del sistema oftálmico de formación de imágenes o Ct de fuente de barrido 600 para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región 90 del ojo 70.
Como ejemplo, el módulo de filtro de paso de banda 420' puede, como se ilustra en el ejemplo de la figura 9, comprender un banco de filtros 422 que tiene una matriz de n filtros no sintonizables 424-1 a 424-n, y un conmutador 426 para seleccionar un solo filtro no sintonizable de la matriz de filtros no sintonizables 424-1 a 424-n para realizar el filtrado de la señal eléctrica S del fotodetector 50 para generar la señal eléctrica filtrada SF. En algunas realizaciones de ejemplo, cada filtro de la matriz de filtros no sintonizables en el banco de filtros 422 puede tener sustancialmente el mismo ancho de banda pero una frecuencia central diferente. Además, las frecuencias centrales de la pluralidad de filtros no sintonizables 424-1 a 424-n pueden estar sustancialmente equidistantes entre sí de manera que la banda de paso de cada filtro no sintonizable sea sustancialmente adyacente a lo largo del eje de frecuencia a la banda de paso de otro filtro no sintonizable del banco de filtros 422. En algunas realizaciones de ejemplo, se puede disponer una superposición espectral entre la banda de paso de un filtro no sintonizable y la banda de paso de otro filtro no sintonizable en el banco de filtros 422. Esta superposición puede garantizar que si la señal filtrada entregada por un primer filtro no sintonizable se muestrea críticamente, la información de profundidad correspondiente a la frecuencia de Nyquist aún se puede obtener seleccionando un segundo filtro no sintonizable que tiene una banda de paso que se superpone con la banda de paso del primer filtro no sintonizable.
Cabe señalar que la implementación del banco de filtros no se limita en modo alguno al ejemplo descrito anteriormente. Por ejemplo, en una realización de ejemplo alternativa en el presente documento, la matriz de filtros no sintonizables en el banco de filtros puede tener la misma frecuencia central pero diferentes anchos de banda predeterminados. En este caso, seleccionar un filtro diferente en el banco de filtros es equivalente a seleccionar un rango de frecuencias diferente correspondiente causado por la luz OCT reflejada de la región 90 de un tamaño diferente en el ojo 70. Además, en algunas realizaciones de ejemplo del presente documento, el banco de filtros puede comprender una combinación de filtros sintonizables y no sintonizables.
La figura 10A es una ilustración esquemática de la señal eléctrica generada por el fotodetector 50, señal que está representada por un interferograma que correlaciona la potencia detectada de la luz de interferencia con el número de onda de la fuente de luz de barrido 10.
Si la señal eléctrica en el tiempo se denota por w(t), y la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 440 es fs = 1/ Ts, dónde Ts es el intervalo de muestreo, la señal muestreada Is(t) está dada por:
/ ( t ) = w(t)2n=-oo<5(t - n T s) (6)
El sistema oftálmico de formación de imágenes SS-OCT 600 puede, como en la realización de ejemplo de la figura 8, comprender además el módulo de generación de datos de escaneo A 610, que está dispuesto para generar datos de escaneo A calculando una transformada inversa de Fourier de las muestras de la señal /(t) adquirida por el módulo de adquisición de muestras 440. En particular, para un sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido, el perfil de reflexión de profundidad o la información de distancia puede determinarse mediante la transformada inversa de Fourier de la señal eléctrica detectada sobre el número de onda. La transformada inversa de Fourier de la intensidad detectada Io(k) en la ecuación (1) da como resultado:
donde y(zn) es la función de coherencia que es la transformada inversa de Fourier de la densidad espectral de potencia de la fuente de luz S(k). Como ejemplo, denotando las muestras de la señal eléctrica por I(m), m = 0,1,2 ... M - 1, la transformada discreta de Fourier inversa (IDFT) de la secuencia de datos está dada por:
- 2nlm
M 0 = -Zm =o Í ( m ) e ~ , ( l = 0,1,2 ....M - 1)
dónde se puede entender que A(I) representa un punto de datos a mapear a un elemento de escaneo A de un escaneo A, por ejemplo, el I-ésimo elemento de datos de un escaneo A definido por una matriz de M puntos de datos. Como la salida de la operación IDFT tiene un valor complejo, solo se toma la magnitud de cada valor A(I) para denotar información de reflexión. Por eficiencia computacional, el módulo de generación de datos de escaneo A 610 puede, como en la presente realización de ejemplo, calcular la IDFT de las muestras i(m) usando un algoritmo de transformada rápida de Fourier. Como ejemplo, la figura 10B ilustra un gráfico de intensidad frente a la profundidad que se obtiene realizando la transformada inversa de Fourier sobre las muestras de la señal eléctrica detectada en la figura 10A. El módulo de generación de datos de escaneo A 610 se puede implementar utilizando hardware de procesamiento de señales, como el del aparato 500 mostrado en la figura 7.
En la presente realización de ejemplo, el ajuste de la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 y el ajuste de la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 440 permiten que la ubicación de escaneo se ajuste en la dirección axial (es decir, a lo largo de la dirección de propagación) del haz de luz) del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 600 sin requerir ningún movimiento mecánico del brazo de referencia 412. Además, el ajuste mecánico del brazo de referencia 412 normalmente no se puede realizar entre escaneos. Usando los métodos descritos actualmente, la región de formación de imágenes en la dirección de profundidad del ojo 70 puede cambiarse instantáneamente. Esto es ventajoso dado que el ajuste se puede realizar entre grupos de escaneos cuando se realiza un escaneo OCT de campo amplio del ojo 60.
Además, cuando no se utiliza muestreo de paso de banda, se puede requerir que el módulo de adquisición de muestras 440 realice un muestreo a una tasa de al menos el doble del componente de frecuencia máxima en la banda de frecuencia de interés. Esto puede limitar la profundidad axial máxima para la que se pueden llevar a cabo formación de imágenes y ser computacionalmente ineficiente. Sin embargo, mediante muestreo de paso de banda de la señal eléctrica generada por el fotodetector 50, la tasa de muestreo para adquirir muestras de la señal eléctrica puede reducirse significativamente. Sin embargo, se debe tener en cuenta que sigue siendo necesario que el ancho de banda del módulo de adquisición de muestras 440 sea lo suficientemente alto para capturar el componente de mayor frecuencia de interés en la señal de luz de interferencia, para generar una señal eléctrica S correspondiente que tenga los mismos componentes de frecuencia.
En algunas realizaciones, el elemento de escaneo 40 está dispuesto para escanear el haz de luz 80 generado por la fuente de luz de barrido 10 variando su ángulo de escaneo (0,0). El módulo de generación de datos de escaneo A 610 está dispuesto además para generar datos de escaneo A Descaneo a de una pluralidad de escaneos A calculando una transformada inversa de Fourier de las muestras de la señal eléctrica filtrada SF que han sido adquiridas por el módulo de adquisición de muestras 440 para valores variables del ángulo de escaneo (0,0). Cada escaneo A de la pluralidad de escaneos A se basa en muestras de la señal eléctrica filtrada Sf adquirida por el módulo de adquisición de muestras 440 de una región respectiva de una pluralidad de regiones en el ojo 70 que han sido representadas en imagen en el escaneo.
El módulo de generación de datos tomográficos 620 del sistema oftálmico 600 de formación de imágenes OCT de fuente de barrido está dispuesto para generar datos tomográficos mediante la disposición de los escaneos A para formar una matriz de escaneos A, donde los elementos de escaneo A de cada escaneo A en la matriz está dispuesto a lo largo de una primera dirección (Y) de la matriz, y los escaneos A están dispuestos en una segunda dirección (X) de la matriz. Además, el módulo de generación de datos tomográficos 620 está dispuesto, cuando genera los datos tomográficos, para desplazar en una cantidad de desplazamiento cada escaneo A en la matriz a lo largo de la primera dirección (Y) en relación con otros escaneos A en la matriz. Esta cantidad de desplazamiento se basa en un indicador de ubicación indicativo de una ubicación de la región en la dirección axial, región que ha sido representada para obtener el escaneo A. La matriz puede, como en la presente realización de ejemplo, ser una matriz bidimensional que constituya un escaneo B, aunque una matriz tridimensional que constituya un escaneo C puede formarse de manera similar. Además, las direcciones primera y segunda de la matriz pueden corresponder respectivamente a las dimensiones primera y segunda de la matriz.
La figura 11 ilustra un ejemplo en el que el módulo de generación de datos tomográficos 620 genera datos tomográficos combinando dos grupos de escaneos A, correspondiendo cada grupo a una región en una ubicación diferente en la dirección de profundidad de la retina. En la figura 11, el primer grupo 820 de escaneos A se obtiene ajustando la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 a 1-1,05 GHz con la ubicación de escaneo del sistema de formación de imágenes 600 dirigida a una primera posición lateral en la retina 85 del ojo 70. El segundo grupo 830 de escaneos A se obtiene ajustando la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420
a 1,05 - 1,1 GHz con la ubicación de escaneo del sistema oftálmico 600 de formación de imágenes OCT de fuente de barrido dirigida a una segunda posición lateral diferente en la retina 85. Por lo tanto, los dos grupos de escaneos A corresponden no solo a secciones transversales en diferentes ubicaciones de profundidad en la dirección axial, sino también a diferentes ubicaciones laterales del ojo 70. En la figura 11, cada escaneo A 815 comprende una pluralidad de elementos de escaneo A 810. La posición de cada elemento de escaneo A 810 en el grupo de escaneos A se indica mediante au ... a54 en el caso del primer grupo 820, y se indica mediante bu ... ¿>54 en el caso del segundo grupo 830.
En la figura 11, el módulo de generación de datos tomográficos 620 genera una matriz 850 de escaneos A agrupando el primer grupo 820 y el segundo grupo 830. Como se ilustra en la figura 11, los elementos de escaneo A en la matriz 850 de escaneos A están dispuestos en una dimensión Y de la matriz 850, donde la dimensión Y de la matriz corresponde a una dirección axial a lo largo del eje de formación de imágenes del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 600 (es decir, a lo largo de la dirección de profundidad del ojo 70 en la dirección de propagación del haz de luz) de manera que un elemento de escaneo A que tiene un valor de coordenada Y mayor corresponde a una posición más profunda bajo la superficie de la retina 85, que un elemento de escaneo A que tiene un valor de coordenada Y menor. Por otro lado, se disponen diferentes escaneos A en la dimensión X de la matriz 850. La dimensión X de la matriz 850 corresponde a una dirección de escaneo transversal del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 600 (es decir, una dirección lateral a lo largo de la superficie de la retina 85) de manera que un elemento de escaneo A que tenga un valor de coordenada X mayor corresponde a una posición más avanzada a través de la superficie de la retina.
Como el segundo grupo 830 de escaneos A se obtiene ajustando la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 a una banda de frecuencia mayor (comparada con la banda de frecuencia utilizada para generar el primer grupo 820), el segundo grupo 830 de escaneos A por lo tanto corresponde a una región más profunda bajo la superficie de la retina 85 en comparación con el primer grupo 820. Por consiguiente, cuando se ordenan el primer grupo 820 y el segundo grupo 830 para formar la matriz 850, el módulo de generación de datos tomográficos 620 puede, como en la presente realización de ejemplo, desplazar el primer grupo 820 en una cantidad predeterminada en relación con el segundo grupo 830, a lo largo de la dimensión Y de la matriz 850. El módulo de generación de datos tomográficos 620 puede, como en la presente realización de ejemplo, determinar la cantidad de desplazamiento para el grupo 820 en base a un indicador de ubicación indicativo de una ubicación de la región en el ojo 70 que fue fotografiada para generar el grupo 820. Como ejemplo, en la figura 11, se aplica una cantidad de desplazamiento mayor a un grupo de escaneos A que son generados en base a la luz OCT reflejada desde una ubicación menos profunda del ojo (a lo largo de la dirección de propagación del haz de luz). En algunas realizaciones de ejemplo, el sistema oftálmico 600 de formación de imágenes OCT de fuente de barrido puede almacenar un mapeo predeterminado de cantidades de desplazamiento frente a diversas ubicaciones dentro del ojo 70.
En la matriz 850, las posiciones vacías pueden llenarse utilizando otros escaneos A generados, cuyos detalles no son relevantes para la presente realización de ejemplo. Cabe señalar que en la matriz 850, los dos grupos 820 y 830 están dispuestos a lo largo de la dirección X, dado que los dos grupos corresponden a diferentes posiciones laterales en la retina 85. Sin embargo, cuando los grupos de escaneos A generados corresponden a regiones de diferente profundidad bajo la retina 85 pero de la misma posición lateral en el ojo 70, el módulo de generación de datos tomográficos 620 puede formar la matriz organizando dos grupos de escaneos A en la dirección Y en su lugar.
En un ejemplo en el que se conoce la variación de una capa de interés en la retina 85 a medida que el láser de escaneo barre en una dirección transversal (es decir, a lo largo de la superficie de la retina 85), la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 y la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 440 pueden ajustarse en base a esta variación conocida para "seguir" la capa de interés. Más específicamente, en una variación de la presente realización de ejemplo, el módulo de control 430 puede estar dispuesto para ajustar la banda de paso del módulo de muestreo de paso de banda 420 y la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 440 usando una variación predeterminada de la banda de paso y de la tasa de muestreo con un ángulo de escaneo (0,0) de luz que ilumina la región 90 del ojo 70 durante el escaneo OCT, de modo que el sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 600 forma la imagen, como la región 90 del ojo 70, de una sección transversal de una retina 85 que es sustancialmente de espesor constante a partir de una superficie de la retina 85, por ejemplo. La variación predeterminada puede, como en la presente realización de ejemplo, basarse en una geometría conocida del ojo 70, como, por ejemplo, una curvatura particular de la retina o una capa específica bajo la retina 85.
Más específicamente, haciendo referencia a la figura 5, cabe señalar que el ojo 70 tiene una curvatura particular tal que la luz retrodispersada desde la proximidad del punto A en la retina viaja una distancia mayor en el brazo de muestra 414 que la luz retrodispersada desde la proximidad del punto B en la retina. Como resultado, el sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 600 puede escanear más allá bajo la retina 85 en la proximidad del punto B que en la proximidad del punto A, debido a que el rango máximo de formación de imágenes (es decir, la profundidad máxima para la que se produce interferencia, que está determinada por la longitud del camino del brazo de referencia 412 y la longitud de coherencia de la fuente de luz de barrido 10) se extiende más en la retina 85 en la proximidad del punto B que en la proximidad del punto A. Esto hace que la sección transversal de la imagen de la retina 85 en la proximidad del punto A tenga un grosor menor desde la superficie de la retina 85
comparada con la sección transversal de la imagen en la proximidad del punto B. Cuando un escaneo OCT de una región alrededor del punto A se combina con un escaneo OCT de una región alrededor del punto B, las capas del ojo 70 que son de interés pueden no extenderse sustancialmente horizontalmente a través de la imagen OCT global. Además, la geometría del ojo 70 varía de un paciente a otro y puede ser difícil configurar el sistema de formación de imágenes de manera que sea adecuado para todos los pacientes.
El problema antes mencionado puede resolverse ajustando dinámicamente el módulo de control 430 la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 en función de una geometría conocida del ojo 70, que puede determinarse realizando un escaneo inicial. Esta geometría puede, por ejemplo, caracterizarse por la distancia recorrida por la luz en el brazo de muestra 414 cuando se forman imágenes de varias regiones del ojo 70, o una curvatura particular de la superficie de la retina 85 o una capa bajo la superficie de la retina 85. En base a esta geometría determinada del ojo 70, se puede establecer una banda de paso adecuada para cada ángulo de escaneo G del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido. Como ejemplo, haciendo de nuevo referencia a la figura 5, como la luz retrodispersada viaja una distancia mayor a lo largo del brazo de muestra 414 cuando se refleja desde el punto A que desde el punto B, el módulo de control 430 puede configurarse para establecer una banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 con una frecuencia central mayor al escanear regiones centrales de la retina 85 que corresponden a ángulos de escaneo menores (por ejemplo, en la proximidad del punto A en la figura 5). Además, como la luz retrodispersada viaja una distancia más corta desde el punto B en comparación con el punto A, el módulo de control 430 puede establecer la frecuencia central de la banda de paso a un valor menor al escanear regiones periféricas de la retina 85 que corresponden a ángulos de escaneo mayores. A medida que se ajusta la banda de paso, el módulo de control 430 también puede ajustar la tasa de muestreo de acuerdo con el teorema de muestreo de paso de banda. Por consiguiente, también se puede usar una variación predeterminada o mapeo entre el o los ángulos de escaneo y la tasa de muestreo del módulo 440 de adquisición de muestras. Esta variación predeterminada de la banda de paso y la tasa de muestreo con el ángulo de escaneo puede almacenarse o proporcionarse en cualquier forma adecuada, tal como una tabla de consulta.
La figura 12 ilustra un ejemplo no limitativo de una tabla de consulta que se puede utilizar para determinar la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 y la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 440 en función del ángulo de escaneo (G,0) de luz que ilumina la región 90 del ojo 70 durante el escaneo OCT. Como se ilustra en la figura 12, cada entrada de la tabla corresponde a un par respectivo de valores de ángulo de escaneo y almacena datos que identifican la banda de paso (PB) y la tasa de muestreo (Fs) que se seleccionarán para el par de valores de ángulo de escaneo.
En las realizaciones de ejemplo antes mencionadas, se ha asumido que el ancho de banda del módulo de filtro de paso de banda 420 es lo suficientemente alto como para capturar toda la banda de frecuencia correspondiente a la región 90 de interés en el ojo 70. Sin embargo, en un escenario en que el tamaño físico de la región 90 a lo largo de la dirección axial corresponde a una banda de frecuencia que es demasiado ancha en su ancho de banda para ser muestreada por paso de banda, la señal a través de la banda de frecuencia puede en cambio adquirirse en sub bandas separadas usando un banco de filtros y, a continuación, se utilizan una pluralidad de módulos de adquisición de muestras para adquirir muestras de señales en cada sub-banda a una tasa de muestreo menor.
Una variación de ejemplo del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400 y/o 600) de acuerdo con otra realización de ejemplo del presente documento se describirá a continuación haciendo referencia a la figura 13. Esta realización de ejemplo comprende un sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 900 que tiene componentes como los representados en la figura 8 (incluyendo el fotodetector 50, el módulo de filtro de paso de banda 420 y el módulo de adquisición de muestras 440), y comprende asimismo un módulo de control 430', un módulo de filtro 910 (también denominado en el presente documento "segundo módulo de filtro 910"), un módulo de adquisición de muestras 920 (también denominado en el presente documento "segundo módulo de adquisición de muestras 920"), un módulo de generación de datos de escaneo A 610' y un módulo de generación de datos tomográficos 620', cuya funcionalidad se describe a continuación. Por comodidad, la fuente de luz de barrido 10, el interferómetro 410 y el elemento de escaneo 40 (de la figura 5) no se muestran en la figura 13.
El segundo módulo de filtro 910 está dispuesto para generar una segunda señal eléctrica filtrada Sf2 filtrando la señal eléctrica S recibida del fotodetector 50. Además, el sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 900 de la presente realización de ejemplo comprende también el segundo módulo de adquisición de muestras 920 que está dispuesto para adquirir un segundo conjunto de muestras k(t) de la segunda señal eléctrica filtrada (recibida del módulo 910) para ser utilizada para generar datos de imagen OCT (es decir, en virtud del módulo de generación de datos tomográficos 620' en la figura 13). El módulo de control 430' está dispuesto además para establecer la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 de modo que el módulo de filtro de paso de banda 420 extrae componentes de frecuencia de la señal eléctrica S (recibida del fotodetector 50) en una primera sub-banda de la banda de frecuencia y atenúa sustancialmente las señales fuera de la primera sub-banda. Además, en la presente realización de ejemplo, el módulo de control 430' está dispuesto también para establecer la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 440 de modo que el módulo de adquisición de muestras 440 adquiere el conjunto de muestras h(t) (por ejemplo, un primer conjunto de muestras) mediante muestreo de paso de banda de los componentes de frecuencia de la señal eléctrica filtrada Sf (recibida del módulo de filtro de paso de banda 420) en la primera sub-banda de la banda de frecuencia. La primera sub-banda corresponde a una primera subregión de la región 90 del ojo 70, y los componentes de frecuencia que abarcan la primera sub-banda son
causados por la interferencia de la luz de la fuente de luz de barrido 10 que ha sido dispersada por una primera subregión de la región 90 del ojo 70, con la luz de la fuente de luz de barrido 10 que se propaga a lo largo del brazo de referencia 412.
Además, en estas variaciones, el módulo de control 430' está también dispuesto para establecer una banda de paso del segundo módulo de filtro 910 de modo que el segundo módulo de filtro 910 extrae componentes de frecuencia de la señal eléctrica S en una segunda sub-banda de la banda de frecuencia que se superpone parcialmente a la primera sub-banda, la segunda sub-banda corresponde a una segunda subregión de la región 90. Además, la superposición parcial entre la primera sub-banda y la segunda sub-banda corresponde a una región superpuesta entre la primera subregión y la segunda subregión. Los componentes de frecuencia que abarcan la segunda sub banda son causados por interferencia de la luz de la fuente de luz de barrido 10, que ha sido dispersada por una segunda subregión de la región 90 del ojo 70, con la luz de la fuente de luz de barrido 10 que se propaga a lo largo del brazo de referencia 412.
Además, el módulo de control 430' está también dispuesto para establecer una segunda tasa de muestreo del segundo módulo de adquisición de muestras 920 de manera que el segundo módulo de adquisición de muestras 920 adquiere el segundo conjunto de muestras fe(f) muestreando los componentes de frecuencia de la señal eléctrica en la segunda sub-banda usando la segunda tasa de muestreo que es diferente de la primera tasa de muestreo.
La figura 14 ilustra un ejemplo de cómo una señal que abarca la banda de frecuencia 1000 y que tiene un ancho de banda que excede la mitad de la tasa de muestreo máxima del módulo de adquisición de muestras 440, puede adquirirse como dos señales separadas que abarcan dos sub-bandas respectivas de la banda de frecuencia 1000 utilizando los componentes de la figura 13. Haciendo referencia al gráfico de amplitud-frecuencia 1110 de la figura 14, el módulo de control 430' establece la banda de paso del segundo módulo de filtro 910 para pasar componentes de frecuencia de la señal eléctrica en una sub-banda 1120 de la banda de frecuencia 1000. La señal en la sub banda 1120 se muestrea críticamente a continuación a una tasa de muestreo de fs1 es decir, el doble del ancho de banda de la sub-banda 1120. En el gráfico de amplitud-frecuencia 1130 de la figura 14, el módulo de control 430' también establece la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 para pasar componentes de frecuencia de la señal eléctrica S en una sub-banda 1140 de la banda de frecuencia 1000, donde la sub-banda 1140 se superpone en parte con la sub-banda 1120 y comprende la porción restante de la banda de frecuencia 1000 no incluida en la sub-banda 1120. Los componentes de frecuencia de la señal en la sub-banda 1140 pueden, como en la presente realización de ejemplo, ser muestreados por paso de banda utilizando una tasa de muestreo de fs2 que es inferior a la tasa de muestreo fs1. Además, en el presente ejemplo, existe una superposición espectral 1150 entre la sub-banda 1120 y la sub-banda 1140, de modo que un límite de Nyquist para la tasa de muestreo fs1 está comprendido en la sub-banda 1140, y que un límite de Nyquist para la tasa de muestreo fs2 está comprendido en la sub-banda 1120. Esta superposición espectral asegura que la información de reflectividad correspondiente a la frecuencia crítica 0,5fs1 puede ser proporcionada por muestras de los componentes de frecuencia en la sub-banda 1140. De manera similar, la información de reflectividad correspondiente a la frecuencia crítica 0,5fs2 puede ser proporcionada por muestras de componentes de frecuencia en la sub-banda 1120. De esta manera, cualquier solapamiento causado por el muestreo crítico de una señal en una sub-banda puede corregirse con muestras adquiridas para la señal en la otra sub-banda. Cabe señalar que el término "frecuencia crítica" utilizado en el presente documento es un término de la técnica y no pretende limitar el alcance de la invención de ninguna manera.
También se debe tener en cuenta que, aunque la figura 14 ilustra la señal en la banda de frecuencia 1000 como una señal de paso bajo y el segundo módulo de filtro 910 como un filtro de paso bajo, la banda de frecuencia puede ser una señal de paso de banda y como resultado, el segundo módulo de filtro 910 puede ser un filtro de paso de banda. Además, aunque las realizaciones de ejemplo descritas haciendo referencia a las figuras 13 y 14 dividen la banda de frecuencia en dos sub-bandas (usando dos módulos de filtro y dos módulos de adquisición de muestras), la banda de frecuencia puede dividirse de manera similar en un número N de sub-bandas usando un número N de módulos de filtro (siendo N un número entero mayor que 2), teniendo cada módulo de filtro una banda de paso que corresponde a una sub-banda particular y donde se dispone una superposición espectral entre sub-bandas adyacentes para permitir que se corrija cualquier solapamiento debido a un muestreo crítico.
Haciendo referencia a la realización de ejemplo descrita anteriormente haciendo referencia a la figura 13, el módulo de generación de datos de escaneo A 610' puede estar dispuesto para generar datos de escaneo A de un escaneo A calculando una transformada inversa de Fourier del primer conjunto de muestras h(f) (adquirido por componentes de frecuencia de muestreo en la primera sub-banda) para generar un primer subconjunto de datos de escaneo A (d, C2, ... cm), calculando una transformada inversa de Fourier del segundo conjunto de muestras (adquirido mediante muestreo de componentes de frecuencia en la segunda sub-banda) para generar un segundo subconjunto de datos de escaneo A (d1, d2, ... dn). Además, el módulo de generación de datos tomográficos 620' puede estar dispuesto para generar un escaneo A mapeando datos del primer subconjunto de datos de escaneo A a un primer conjunto de elementos de escaneo A del escaneo A en función de una ubicación de la primera subregión a lo largo de una dirección de propagación del haz 80 de luz incidente sobre el ojo 70 durante el uso del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido para adquirir el primer conjunto de muestras y el segundo conjunto de muestras. El módulo de generación de datos tomográficos 620' puede estar dispuesto además para generar el escaneo A mapeando datos del segundo subconjunto de datos de escaneo A a un segundo conjunto de elementos de escaneo A del escaneo A en función de una ubicación de la segunda subregión a lo largo de la dirección de
propagación del haz 80 de luz. Como ejemplo, cada elemento de escaneo A del escaneo A representa un píxel del escaneo A, y la amplitud de los datos de escaneo A asignados a un elemento de escaneo A representa una intensidad del píxel. Como los datos de escaneo A representan valores de intensidad medidos a lo largo de una dirección axial del ojo 70 que está en la dirección de propagación del haz de luz 80, cada punto de datos de los datos de escaneo A corresponde a una frecuencia particular, o una profundidad particular en la dirección axial del ojo 70. Por lo tanto, cada punto de datos de los datos de escaneo A se puede mapear a un elemento de escaneo A correspondiente en función de la región del ojo 70 a la que corresponde el punto de datos.
La figura 15 ilustra un ejemplo no limitativo de mapeo de datos del primer subconjunto de datos de escaneo A (a, C2, ... cm) a un primer conjunto de elementos de escaneo A 962 de un escaneo A 960, y datos del segundo subconjunto de datos de escaneo A ( d efe, ... dn) a un segundo conjunto de elementos de escaneo A 964 del escaneo A 960. En la figura 15, cada elemento de escaneo A 966 del escaneo A 960 corresponde a un píxel del escaneo A y por lo tanto corresponde a una diferente posición de profundidad en el ojo 70 en la dirección de propagación del haz de luz 80. Como el primer subconjunto (C1, C2, ... cm) y el segundo subconjunto (d1, d2, ... dn) de datos de escaneo A proporcionan la información de reflectividad en la dirección de profundidad del ojo 70, puntos de datos del primer subconjunto (C1, C2, ... cm) y el segundo subconjunto (d1, d2, ... dn) de datos se mapean para que correspondan a elementos de escaneo A en base a la región (en particular la profundidad de la región) del ojo 70 a la que corresponden los puntos de datos.
Volviendo a la figura 14, para garantizar que se obtenga la información de profundidad correcta en la frecuencia de Nyquist, al elemento de escaneo A en un escaneo A que corresponde a la frecuencia de Nyquist 0,5fs1 se puede asignar un punto de datos del segundo subconjunto de datos de escaneo A correspondiente a una frecuencia a la que 0,5fs1 se mapea después del muestreo de paso de banda utilizando una tasa de muestreo de fs2. De manera similar, al elemento de escaneo A en el escaneo A que corresponde a la frecuencia de Nyquist 0,5fe se puede asignar un punto de datos del primer subconjunto de datos de escaneo A correspondiente a la frecuencia a la que 0,5fs2 se mapea después del muestreo de paso de banda utilizando una tasa de muestreo de fs1. Para la región de superposición espectral entre la primera sub-banda y la segunda sub-banda, los puntos de datos correspondientes a la región de superposición espectral del primer subconjunto de datos de escaneo A o del segundo subconjunto de datos de escaneo A pueden ser mapeados a los elementos de escaneo A correspondientes en el escaneo A.
Haciendo referencia a la figura 13, en algunas realizaciones de ejemplo del presente documento, el módulo de control 430' se puede configurar además para establecer la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda 420 y la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras 440 en función de una ubicación de la primera subregión a lo largo de una dirección de propagación del haz 80 de luz incidente sobre el ojo 70 durante el uso del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 900 para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región del ojo 70. Además, el módulo de control 430' está también dispuesto para establecer la banda de paso del segundo módulo de filtro 910 y la segunda tasa de muestreo del segundo módulo de adquisición de muestras 920 en función del indicador de ubicación IL que es indicativo de una ubicación de la segunda subregión a lo largo de la dirección de propagación del haz 80 de luz. El indicador de ubicación IL puede proporcionarse al módulo de control 430', o alternativamente puede ser determinado por el módulo de control 430'. Por ejemplo, el módulo de control 430' puede obtener el indicador de ubicación IL en base a una región del ojo seleccionada por el usuario para formación de imágenes, o identificada a través de un algoritmo de detección de características. El módulo de control 430' puede, como en la presente realización de ejemplo, establecer la banda de paso del segundo módulo de filtro 910 utilizando un mapeo entre la ubicación de la segunda subregión (en la dirección de propagación del haz 80 de la luz incidente) y la banda de paso del segundo módulo de filtro 910. En algunas realizaciones de ejemplo, el módulo de control 430' puede estar dispuesto además para establecer la banda de paso usando un mapeo entre el tamaño de la segunda subregión a lo largo de la dirección de propagación del haz 80 de luz y la banda de paso del segundo módulo de filtro 910. La segunda tasa de muestreo puede determinarse a partir de la banda de paso del segundo módulo de filtro 910 usando un algoritmo de conversión o mapeo de banda de paso a tasa de muestreo que se basa en el teorema de muestreo de paso de banda.
En la figura 13, el módulo de filtro de paso de banda 420 puede implementarse de cualquier manera descrita en realizaciones de ejemplo anteriores, tal como, por ejemplo, como un filtro sintonizable, o alternativamente como una matriz de filtros no sintonizables de los que un filtro puede ser seleccionado. Además, el segundo módulo de filtro 910 puede comprender un filtro sintonizable que tenga una banda de paso con una frecuencia central sintonizable, y en el que el módulo de control 430' esté también dispuesto para ajustar la frecuencia central de la banda de paso del filtro sintonizable en función de la ubicación de la segunda subregión a lo largo de una dirección de propagación del haz 80 de luz incidente sobre el ojo 70 durante el uso del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 900 para adquirir el segundo conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada. El módulo de control 430' puede estar dispuesto para ajustar la frecuencia central de la banda de paso basándose en un mapeo entre la ubicación de la segunda subregión y la frecuencia central de la banda de paso del filtro sintonizable. En algunas realizaciones de ejemplo, el filtro de paso de banda sintonizable puede, alternativamente o además, tener un ancho de banda sintonizable, y el módulo de control 430 puede además estar dispuesto para ajustar el ancho de banda del filtro sintonizable en función de un indicador de rango indicativo del tamaño de la segunda subregión a lo largo de la dirección de propagación del haz 80 de luz. El módulo de control 430' puede, en algunas realizaciones de
ejemplo, estar dispuesto para ajustar el ancho de banda de la banda de paso basándose en un mapeo entre el tamaño de la segunda subregión y el ancho de banda del segundo filtro sintonizable.
En algunas realizaciones de ejemplo, en lugar de un filtro sintonizable, el segundo módulo de filtro 910 puede comprender una pluralidad de filtros no sintonizables que tienen bandas de paso con diferentes frecuencias centrales, y donde el módulo de control 430' está dispuesto para establecer la banda de paso del segundo módulo de filtro 910 seleccionando un filtro no sintonizable de entre la pluralidad de filtros no sintonizables. En una realización de ejemplo en este documento, cada filtro no sintonizable puede ser un filtro de paso de banda o un filtro de paso bajo, y la selección se puede realizar en función de un indicador de ubicación que es indicativo de una ubicación de la segunda subregión a lo largo de una dirección de propagación del haz de luz incidente sobre el ojo 70 durante el uso del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido para adquirir el segundo conjunto de muestras. Por ejemplo, el módulo de control 430' puede seleccionar el filtro no sintonizable utilizando un mapeo predeterminado entre la ubicación de la segunda subregión y el filtro no sintonizable a seleccionar.
En las realizaciones de ejemplo anteriores, se supone que el componente de frecuencia máxima de interés en la señal de luz de interferencia generada por el interferómetro cae dentro del ancho de banda de detección del fotodetector de manera que se genera una señal eléctrica que tiene los componentes de frecuencia correspondientes. Sin embargo, en los casos en que el retardo de la ruta entre el brazo de referencia y el brazo de muestra es lo suficientemente grande como para que la señal de interferencia resultante tenga componentes de frecuencia cuyas frecuencias exceden la frecuencia de corte del fotodetector, el retardo de la ruta se puede reducir para que los componentes de frecuencia de la señal de luz de interferencia estén por debajo de la frecuencia de corte del fotodetector. Como se explicó anteriormente, el ajuste de retardo del brazo de referencia ha requerido tradicionalmente el movimiento físico del espejo de referencia 30 (figura 1) utilizando un motor paso a paso o similar y, por lo tanto, su implementación ha sido lenta.
Otra realización de ejemplo en este documento, relacionada con un mecanismo de ajuste de retardo de brazo de referencia, se describirá a continuación haciendo referencia a la figura 14. En la figura 14, se muestra un sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 1300 según la presente realización de ejemplo, donde el sistema 1300 comprende fotodetector 50, elemento de escaneo 40 para escanear el ojo 70 y fuente de luz de barrido 10, que son similares a los componentes correspondientes descritos anteriormente, y donde el sistema 1300 también comprende un interferómetro construido de acuerdo con la presente realización de ejemplo. Aunque no se muestra en la figura 14 por comodidad, el sistema 1300 también puede comprender un módulo de filtro de paso de banda, un módulo de adquisición de muestras y un módulo de control, y preferiblemente también un módulo de generación de datos de escaneo A y un módulo de generación de datos tomográficos, como se describe en una o más de las realizaciones de ejemplo descritas anteriormente. En la presente realización de ejemplo, el interferómetro comprende un divisor de haz 20 y un espejo de referencia 30 como se describió anteriormente, así como un mecanismo de ajuste de retardo de brazo de referencia 412' que permite un ajuste relativamente rápido del retardo de camino (en comparación con los brazos de referencia sin mecanismo 412'), que puede ser útil para reducir la frecuencia de la señal de luz de interferencia detectada por el fotodetector 50. Más específicamente, el mecanismo de ajuste de retardo del brazo de referencia 412' mostrado en la figura 14, que forma un brazo de referencia del interferómetro, comprende una pluralidad de líneas de retardo óptico 1220-1 a 1220-4, cada una de las cuales tiene una longitud de camino óptico diferente. El mecanismo de ajuste de retardo del brazo de referencia 412' comprende además un conmutador microelectromecánico (MEM) 1210, que está dispuesto para seleccionar una línea de retardo óptico de la pluralidad de líneas de retardo óptico 1220-1 a 1220-4 girando uno o más micro-espejos en el mismo. En realizaciones de ejemplo del presente documento que incluyen el mecanismo de ajuste de retardo del brazo de referencia 412', el módulo de control 430' puede estar dispuesto para generar una señal de ajuste del brazo de referencia basada en un indicador de ubicación que indica una ubicación de la región 90 a lo largo de una dirección de propagación del haz 80 de luz incidente en el ojo 70 durante el uso del sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido 1300 para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada Sf para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región 90 del ojo 70. Además, el módulo de control 430 de la presente realización de ejemplo puede estar dispuesto para controlar el conmutador MEM 1210 para seleccionar, en función de la señal de ajuste del brazo de referencia, una línea de retardo óptico de la pluralidad de líneas de retardo óptico 1220-1 a 1220-4 para permitir que la luz se propague en el mecanismo de ajuste de retardo del brazo de referencia 412', utilizando la línea de retardo óptico seleccionada y, por tanto, establecer un retardo óptico entre la luz que se propaga a lo largo del mecanismo de ajuste de retardo del brazo de referencia 412' y la luz que se propaga a lo largo del brazo de muestra 414. El indicador de ubicación puede proporcionarse al módulo de control 430', o alternativamente puede ser determinado por el módulo de control 430' en función de una región del ojo a fotografiar, seleccionada por el usuario o identificada por un algoritmo de detección de características. Además, en algunas realizaciones de ejemplo, el módulo de control 430' puede estar dispuesto para controlar el conmutador MEM 1210 para seleccionar la línea de retardo óptico en función de un mapeo predeterminado entre la ubicación de la región y la línea de retardo óptico a seleccionar.
Además, el módulo de control 430 puede estar dispuesto para controlar el conmutador MEM 1210 para seleccionar, como línea de retardo óptico, una línea de retardo óptico de la pluralidad de líneas de retardo óptico 1220-1 a 1220 4, de modo que una frecuencia de la señal de luz de interferencia (causada por la interferencia de la luz que se propaga en la línea de retardo óptico seleccionada en el mecanismo de ajuste de retardo del brazo de referencia
412' y la luz en el brazo de muestra 414) está por debajo de una frecuencia de corte del fotodetector 50. Las líneas de retardo óptico pueden estar basadas en fibra o en el espacio libre.
El uso del conmutador MEM 1210 para cambiar la longitud del camino óptico del mecanismo 412' seleccionando una línea de retardo óptico de un conjunto de líneas de retardo óptico 1220-1 a 1220-4 que tienen diferentes longitudes de camino óptico permite un ajuste casi instantáneo del retardo del camino. En una realización de ejemplo de este documento, solo se dispone para la selección un número limitado de líneas de retardo óptico. No obstante, el ajuste grueso de la longitud del camino logrado usando la conmutación MEM se puede combinar con el ajuste fino de la profundidad de formación de imágenes que se puede conseguir a través del muestreo de paso de banda como se describe en las realizaciones de ejemplo anteriores.
Cabe señalar que, en otras realizaciones de ejemplo de este documento, se puede usar otro tipo de conmutador óptico rápido (en otras palabras, otro tipo de enrutador óptico rápido) en lugar de un conmutador MEM 1210 para seleccionar una línea de retardo óptico de la pluralidad de líneas de retardo óptico 1220-1 a 1220-4 como se ha descrito anteriormente. Por ejemplo, el conmutador óptico (no mostrado) puede adoptar la forma alternativa de un conmutador fotónico, que está dispuesto para dirigir el haz de luz a una seleccionada de las líneas de retardo óptico 1220-1 a 1220-4 aprovechando una propiedad no lineal de un material (por ejemplo, un material basado en semiconductores) en el conmutador fotónico. En otras realizaciones de ejemplo, el conmutador óptico puede dirigir el haz de luz a una seleccionada de las líneas de retardo óptico 1220-1 a 1220-4 usando un efecto piezoeléctrico mostrado por un material en el conmutador óptico, por ejemplo. Como alternativa adicional, se puede usar un conmutador óptico que se base en un efecto magneto-óptico en lugar del conmutador MEM 1210.
Aunque las realizaciones de ejemplo descritas anteriormente se refieren a un sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido para la formación de imágenes de una región de un ojo, debe apreciarse que la aplicabilidad de los métodos descritos en el mismo no se limita al campo de la formación de imágenes oculares. Estos métodos son más generalmente aplicables a sistemas de formación de imágenes OCT de fuente de barrido para la formación de imágenes de objetos distintos del ojo. Por ejemplo, un sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido según una realización de ejemplo puede usarse alternativamente en cardiología y aplicaciones intravasculares (OCT intravascular), oncología (OCT laparoscópica, OCT endoscópica y OCT broncoscópica), dermatología (para la formación de imágenes de tejido de la piel) u odontología (para adquirir escaneos OCT dentales). Además, no es necesario que el objeto del que se va a obtener la imagen sea biológico. Los sistemas de formación de imágenes OCT de fuente de barrido según otras realizaciones de ejemplo pueden usarse en aplicaciones industriales tales como mediciones de espesor de materiales (por ejemplo, medición de espesor de obleas de semiconductores), caracterización de rugosidad superficial, formación de imágenes de superficie y sección transversal y mediciones de pérdida de volumen en diversos materiales.
Los aspectos de ejemplo descritos en este documento evitan limitaciones, al menos algunas de las cuales están específicamente arraigadas en la tecnología informática, en relación con los sistemas de formación de imágenes OCT de fuente de barrido convencionales, como aquellos en los que el rendimiento de los mismos está limitado por limitaciones de la tasa de muestreo de adquisición y/o por la incapacidad de ajustar las diferencias de ruta óptica lo suficientemente rápido para evitar/reducir las limitaciones de rendimiento. En virtud de los aspectos de ejemplo descritos en este documento, por ejemplo, se seleccionan diferentes componentes de frecuencia en una señal eléctrica detectada (correspondientes a diferentes regiones en una dirección de profundidad de un objeto) (por ejemplo, utilizando un módulo de filtro antisolapamiento sintonizable), y se adquieren muestras de la señal eléctrica filtrada utilizando una tasa de muestreo basada en una banda de frecuencia de interés (usando un módulo de adquisición de muestras que tiene una tasa de muestreo ajustable), de acuerdo con el criterio de muestreo de paso de banda. De esta manera, durante un escaneo de la retina, por ejemplo, los componentes de alta frecuencia en la señal eléctrica resultantes de las capas de la retina a mayor profundidad pueden "envolverse" en la primera zona de Nyquist, relajando así significativamente los requisitos de tasa de muestreo. Como resultado, al menos algunos ejemplos de sistemas de formación de imágenes descritos en este documento pueden adquirir un perfil de reflectividad para las profundidades de la retina que de otro modo no sería medible debido a las limitaciones convencionales impuestas (al menos en parte) por una tasa de muestreo máxima de un módulo de adquisición de muestras. Además, al menos algunas realizaciones de ejemplo descritas en el presente documento pueden realizar un ajuste de retardo de ruta más rápido (es decir, con respecto a los sistemas convencionales), por ejemplo, empleando la selección conmutable entre líneas de retardo óptico. Además, al menos algunas realizaciones de ejemplo en este documento permiten la adquisición de escaneos de imágenes OCT en las que se suprimen o eliminan al menos algunos artefactos causados por una curvatura de la retina de un ojo dentro de una región de la imagen. En virtud de las capacidades de los aspectos de ejemplo descritos en este documento, al menos algunos de los cuales tienen sus raíces en la tecnología informática, los aspectos de ejemplo descritos en este documento mejoran el procesamiento informático (.por ejemplo, permitiendo relajar los requisitos de la tasa de muestreo, permitiendo la adquisición de perfiles de reflectividad a más profundidades retinianas que las conocidas convencionalmente, permitiendo ajustes de retardo de la ruta más rápidos, suprimiendo/eliminando artefactos no deseados y, como resultado, reduciendo los requisitos de procesamiento informático y almacenamiento de memoria), y también mejoran el o los campos de formación de imágenes médicas y de dispositivos médicos, además de los sistemas de formación de imágenes OCT.
En la descripción anterior, se describen aspectos de ejemplo haciendo referencia a varias realizaciones de ejemplo. Por consiguiente, la memoria debe considerarse ilustrativa y no restrictiva. De manera similar, las figuras ilustradas en los dibujos, que destacan la funcionalidad y las ventajas de las realizaciones de ejemplo, se presentan solo con fines de ejemplo. La arquitectura de las realizaciones de ejemplo es suficientemente flexible y configurable, de modo que puede utilizarse de formas distintas a las mostradas en las figuras adjuntas.
Las realizaciones de software de los ejemplos presentados en este documento pueden proporcionarse como un programa informático o software, como uno o más programas que tienen instrucciones o secuencias de instrucciones, incluidas o almacenadas en un artículo de fabricación, tal como un medio accesible o legible a máquina, un almacenamiento de instrucciones o un dispositivo de almacenamiento legible por ordenador, cada uno de los cuales puede ser no transitorio, en una realización de ejemplo. El programa o las instrucciones en el medio no transitorio accesible a máquina, el medio legible a máquina, el almacenamiento de instrucciones o el dispositivo de almacenamiento legible por ordenador pueden usarse para programar un sistema informático u otro dispositivo electrónico. El medio legible a máquina o por ordenador, el almacenamiento de instrucciones y el dispositivo de almacenamiento pueden incluir, entre otros, disquetes flexibles, discos ópticos y discos magneto-ópticos u otros tipos de medios/medios legibles a máquina/almacenamiento de instrucciones/dispositivo de almacenamiento adecuados para almacenar o transmitir instrucciones electrónicas. Las técnicas descritas en este documento no se limitan a ninguna configuración de software en particular. Estas pueden encontrar aplicabilidad en cualquier entorno informático o de procesamiento. Los términos "legible por ordenador", "medio accesible por máquina", "medio legible por máquina", "almacenamiento de instrucciones" y "dispositivo de almacenamiento legible por ordenador" utilizados en el presente documento incluirán cualquier medio que sea capaz de almacenar, codificar o transmitir instrucciones o una secuencia de instrucciones para su ejecución por la máquina, ordenador o procesador informático y que hace que la máquina/ordenador/procesador informático realice cualquiera de los métodos descritos en este documento. Además, es común en la técnica hablar de software, en una forma u otra (por ejemplo, programa, procedimiento, proceso, aplicación, módulo, unidad, lógica, etc.), como si realizara una acción o causara un resultado. Tales expresiones son simplemente una forma abreviada de afirmar que la ejecución del software por parte de un sistema de procesamiento hace que el procesador realice una acción para producir un resultado.
Algunas realizaciones también pueden implementarse mediante la preparación de circuitos integrados específicos de aplicación, conjuntos de puertas programables en campo o mediante la interconexión de una red apropiada de circuitos de componentes convencionales.
Algunas realizaciones incluyen un producto de programa informático. El producto de programa informático puede ser un medio o medios de almacenamiento, uno o varios almacenamientos de instrucciones o uno o varios dispositivos de almacenamiento, con instrucciones almacenadas en los mismos que pueden usarse para controlar, o hacer que un ordenador o procesador informático realice cualquiera de los procedimientos de las realizaciones de ejemplo descritas en este documento. El medio de almacenamiento/almacenamiento de instrucciones/dispositivo de almacenamiento puede incluir, por ejemplo y sin limitación, un disco óptico, una ROM, una RAM, una EPROM, una EEPROM, una DRAM, una VRAM, una memoria flash, una tarjeta flash, una tarjeta magnética, una tarjeta óptica, nanosistemas, un circuito integrado de memoria molecular, un RAID, almacenamiento/archivo/depósito remoto de datos y/o cualquier otro tipo de dispositivo adecuado para almacenar instrucciones y/o datos.
Almacenadas en cualquiera del medio o de los medios legibles por ordenador, del o de los almacenamientos de instrucciones o del o de los dispositivos de almacenamiento, algunas implementaciones incluyen software para controlar tanto el hardware del sistema como para permitir que el sistema o el microprocesador interactúen con un usuario humano u otro mecanismo que utilice los resultados de las realizaciones de ejemplo descritas en este documento. Dicho software puede incluir, entre otros, controladores de dispositivos, sistemas operativos y aplicaciones de usuario. En última instancia, dichos medios o dichos uno o varios dispositivos de almacenamiento legibles por ordenador incluyen además software para realizar aspectos de ejemplo de la invención, como se ha descrito anteriormente.
En la programación y/o el software del sistema se incluyen módulos de software para implementar los procedimientos descritos en este documento. En algunas realizaciones de ejemplo de este documento, un módulo incluye software, aunque en otras realizaciones de ejemplo de este documento, un módulo incluye hardware o una combinación de hardware y software.
Si bien anteriormente se han descrito varias realizaciones de ejemplo de la presente invención, debe entenderse que estas se han presentado a modo de ejemplo y no de limitación. Será evidente para los expertos en la o las técnicas relevantes que se pueden realizar diversos cambios en forma y detalle de los mismos. Por lo tanto, la presente invención no debe estar limitada por ninguna de las realizaciones de ejemplo descritas anteriormente, sino que debe definirse solo de acuerdo con las siguientes reivindicaciones y sus equivalentes.
Además, el propósito del Resumen es permitir que la Oficina de Patentes y el público en general, y especialmente los científicos, ingenieros y profesionales en la materia que no estén familiarizados con términos legales o de patentes o fraseología, determinen rápidamente a partir de una inspección superficial la naturaleza y esencia de la divulgación técnica de la solicitud. El Resumen no pretende en modo alguno ser limitativo en cuanto al alcance de
las realizaciones de ejemplo presentadas en este documento. También debe entenderse que cualesquiera procedimientos mencionados en las reivindicaciones no necesita realizarse en el orden presentado.
Si bien esta memoria contiene muchos detalles de realización específicos, estos no deben interpretarse como limitaciones en el alcance de cualesquiera invenciones o de lo que se puede reivindicar, sino más bien como descripciones de características específicas de realizaciones particulares descritas en este documento. Ciertas características que se describen en esta memoria en el contexto de realizaciones independientes también pueden implementarse en combinación en una sola realización. A la inversa, varias características que se describen en el contexto de una sola realización también pueden implementarse en múltiples realizaciones por separado o en cualquier subcombinación adecuada. Además, aunque anteriormente se pueden haber descrito características como actuando en ciertas combinaciones e incluso reivindicarse inicialmente así, una o más características de una combinación reivindicada pueden, en algunos casos, eliminarse de la combinación, y la combinación reivindicada puede dirigirse a una subcombinación o variación de una subcombinación.
En determinadas circunstancias, la multitarea y el procesamiento en paralelo pueden resultar ventajosos. Además, no debe entenderse que la separación de varios componentes en las realizaciones descritas anteriormente requiere tal separación en todas las realizaciones, y debe entenderse que los sistemas y componentes de programa descritos generalmente pueden integrarse juntos en un solo producto de software o empaquetarse en múltiples productos de software.
Habiéndose descrito ya algunas realizaciones ilustrativas y realizaciones, es evidente que lo anterior es ilustrativo y no limitativo, habiéndose presentado a modo de ejemplo. En particular, aunque muchos de los ejemplos presentados en el presente documento involucran combinaciones específicas de aparatos o elementos de software, esos elementos pueden combinarse de otras maneras para conseguir los mismos objetivos. Las acciones, elementos y características discutidos solo en relación con una realización no pretenden ser excluidos de un rol similar en otra u otras realizaciones.
Los aparatos descritos en este documento se pueden realizar en otras formas específicas sin apartarse de las características de los mismos. Las realizaciones anteriores son ilustrativas en lugar de limitativas de los sistemas y métodos descritos. El alcance de los aparatos descritos en el presente documento se indica por lo tanto en las reivindicaciones adjuntas, y no en la descripción anterior, y los cambios que entran dentro del significado y rango de equivalencia de las reivindicaciones están incluidos en las mismas.
Claims (16)
1. Un sistema de formación de imágenes (400, 600) de tomografía de coherencia óptica, OCT, de fuente de barrido, para la formación de imágenes de una región (90) de un objeto (70), que comprende:
una fuente de luz de barrido (10) dispuesta para generar un haz (80) de luz de una longitud de onda que varía con el tiempo;
un elemento de escaneo (40) dispuesto para escanear el haz (80) de luz a través del objeto (70);
un interferómetro (410) que tiene un brazo de muestra (414) y un brazo de referencia (412), y está dispuesto para generar una señal de luz de interferencia durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) combinando luz dispersada por la región (90) del objeto (70) y que se propaga a lo largo del brazo de muestra (414), como resultado del escaneo del haz (80) a través del objeto (70), con luz del haz (80) que se propaga a lo largo del brazo de referencia (412);
un fotodetector (50) dispuesto para recibir la señal de luz de interferencia y generar una señal eléctrica (S) que es indicativa de la señal de luz de interferencia, comprendiendo la señal eléctrica (S) componentes de frecuencia que abarcan una banda de frecuencia (1000), estando los componentes de frecuencia provocados por la interferencia de la luz dispersada por la región (90) del objeto (70) y que se propaga a lo largo del brazo de muestra (414), con la luz del haz (80) que se propaga a lo largo del brazo de referencia (412);
un módulo de filtro de paso de banda (420) dispuesto para generar una señal eléctrica filtrada (Sf) por filtrado de paso de banda de la señal eléctrica (S);
un módulo de adquisición de muestras (440) dispuesto para adquirir muestras de la señal eléctrica filtrada (Sf); caracterizado por
un módulo de control (430) dispuesto para establecer una banda de paso del módulo de filtro de paso de banda (420) de modo que el módulo de filtro de paso de banda (420) extraiga al menos algunos de los componentes de frecuencia que abarcan la banda de frecuencia (1000) de la señal eléctrica (S), estando el módulo de control (430) dispuesto además para establecer una tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras (440) de tal manera que el módulo de adquisición de muestras (440) muestree con paso de banda la señal eléctrica filtrada (Sf) para adquirir un conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada (Sf) para generar datos de imagen OCT que representan una imagen de la región (90) del objeto (70).
2. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según la reivindicación 1, en el que el módulo de filtro de paso de banda (420) comprende un filtro de paso de banda sintonizable que tiene una banda de paso con una frecuencia central sintonizable, y en el que el módulo de control ( 430) está dispuesto para establecer la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda (420) ajustando la frecuencia central de la banda de paso en función de un indicador de ubicación que es indicativo de una ubicación de la región (90) a lo largo de una dirección de propagación del haz (80) de luz incidente sobre el objeto (70) durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada (Sf) para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región (90) del objeto (70).
3. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según la reivindicación 1, en el que el módulo de filtro de paso de banda (420) comprende un filtro de paso de banda sintonizable que tiene una banda de paso con un ancho de banda sintonizable, y en el que el módulo de control (430 ) está dispuesto para establecer la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda (420) ajustando el ancho de banda de la banda de paso en función de un indicador de rango indicativo del tamaño de la región (90) a lo largo de una dirección de propagación del haz (80) de luz.
4. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según la reivindicación 1, en el que el módulo de filtro de paso de banda (420) comprende una pluralidad de filtros de paso de banda no sintonizables, cada uno de los cuales tiene una banda de paso diferente, y en el que el módulo de control (430) está dispuesto para configurar la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda (420) seleccionando un filtro de paso de banda no sintonizable de entre la pluralidad de filtros de paso de banda no sintonizables para el filtrado de paso de banda de la señal eléctrica (S) para generar la señal eléctrica filtrada (SF), en el que la selección se realiza en base a un indicador de ubicación que es indicativo de una ubicación de la región (90) a lo largo de una dirección de propagación del haz (80) de luz incidente sobre el objeto (70) durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada (Sf).
5. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (600) según cualquiera de las reivindicaciones anteriores,
donde
el elemento de escaneo (40) está dispuesto para escanear el haz de luz generado por la fuente de luz de barrido (10) variando un ángulo de escaneo del elemento de escaneo (40), y
el sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (600) comprende además:
un módulo de generación de datos de escaneo A (610) dispuesto para generar datos de escaneo A de una pluralidad de escaneos A (820, 830) calculando una transformada inversa de Fourier de las muestras de la señal eléctrica filtrada (Sf) que han sido adquiridas por el módulo de adquisición de muestras (440) para valores variables del ángulo de escaneo, en el que cada escaneo A (815) de la pluralidad de escaneos A (820, 830) se basa en muestras de la señal eléctrica filtrada (SF) adquirida por el módulo de adquisición de muestras (440) de una región respectiva (90) de una pluralidad de regiones en el objeto (70) que han sido representadas en imagen en el escaneo;
un módulo de generación de datos tomográficos (620) dispuesto para generar datos tomográficos organizando los escaneos A (820, 830) para formar una matriz (850) de escaneos A, en el que los elementos de escaneo A (810) de cada escaneo A (815) en la matriz (850) están dispuestos a lo largo de una primera dirección (Y) de la matriz (850), y los escaneos A (820, 830) están dispuestos en una segunda dirección (X) de la matriz (850) , y
en el que el módulo de generación de datos tomográficos (620) está dispuesto, cuando genera los datos tomográficos, para desplazar en una cantidad de desplazamiento cada escaneo A (815) de la matriz (850) a lo largo de la primera dirección (Y) en relación con otros escaneos A (820, 830) en la matriz (850), donde la cantidad de desplazamiento se basa en un indicador de ubicación que indica una ubicación de la región (90) a lo largo de una dirección de propagación del haz (80) de luz incidente sobre el objeto (70) durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada (Sf) para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región (90) del objeto (70).
6. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, que comprende además:
un módulo de filtro (910) dispuesto para generar una segunda señal eléctrica filtrada (Sf2) filtrando la señal eléctrica (S); y
un segundo módulo de adquisición de muestras (920) dispuesto para adquirir un segundo conjunto de muestras de la segunda señal eléctrica filtrada (Sf2),
en el que el módulo de control (430) está dispuesto además para:
configurar la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda (420) de manera que el módulo de filtro de paso de banda (420) extraiga componentes de frecuencia de la señal eléctrica (S) en una primera sub-banda (1120) de la banda de frecuencia (1000) y atenúe sustancialmente los componentes de frecuencia de la señal eléctrica (S) fuera de la primera subbanda (1120);
establecer la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras (440) de manera que el módulo de adquisición de muestras (440) adquiera el conjunto de muestras mediante un muestreo de paso de banda de los componentes de frecuencia de la señal eléctrica (S) en la primera subbanda (1120) de la banda de frecuencia (1000), correspondiendo la primera sub-banda (1120) a una primera sub-región de la región (90) del objeto (70); establecer una banda de paso del módulo de filtro (910) de modo que el módulo de filtro (910) extraiga los componentes de frecuencia de la señal eléctrica en una segunda subbanda (1140) de la banda de frecuencia (1000) que se superpone parcialmente a la primera subbanda (1120), donde la segunda sub-banda (1140) corresponde a una segunda sub-región de la región (90), donde la superposición parcial (1150) entre la primera sub-banda (1120) y la segunda sub-banda (1140 ) corresponde a una región superpuesta entre la primera subregión y la segunda subregión; y
establecer una segunda tasa de muestreo del segundo módulo de adquisición de muestras (920) de modo que el segundo módulo de adquisición de muestras (920) adquiera el segundo conjunto de muestras muestreando los componentes de frecuencia de la señal eléctrica en la segunda subbanda (1140) utilizando la segunda tasa de muestreo, siendo la segunda tasa de muestreo diferente de la primera tasa de muestreo.
7. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (600) según la reivindicación 6, que comprende además un módulo de generación de datos de escaneo A (610) dispuesto para generar datos de escaneo A de un escaneo A (815) mediante:
calcular una transformada inversa de Fourier del primer conjunto de muestras para generar un primer subconjunto de datos de escaneo A; y
calcular una transformada inversa de Fourier del segundo conjunto de muestras para generar un segundo subconjunto de los datos de escaneo A.
8. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (600) según la reivindicación 7, en el que el sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (600) comprende además un módulo de generación de datos tomográficos (620) dispuesto para generar un escaneo A (815) mediante:
datos de mapeo del primer subconjunto de datos de escaneo A a un primer conjunto de elementos de escaneo A (810) del escaneo A (815) en función de una ubicación de la primera subregión a lo largo de una dirección de propagación del haz (80 ) de luz incidente sobre el objeto (70) durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (600) para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada (SF) para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región (90) del objeto (70); y
datos de mapeo del segundo subconjunto de datos de escaneo A a un segundo conjunto de elementos de escaneo A (810) del escaneo A (815) en función de una ubicación de la segunda subregión a lo largo de la dirección de propagación del haz (80) de luz.
9. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según cualquiera de las reivindicaciones 6 a 8, en el que el módulo de control (430) está dispuesto además para:
establecer la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda (420) y la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras (440) en función de una ubicación de la primera subregión a lo largo de una dirección de propagación del haz (80) de luz incidente en el objeto (70) durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada (Sf) para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región (90) del objeto (70); y
establecer la banda de paso del módulo de filtro (910) y la segunda tasa de muestreo del segundo módulo de adquisición de muestras (920) en función de una ubicación de la segunda subregión a lo largo de la dirección de propagación del haz (80) de luz.
10. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según cualquiera de las reivindicaciones 6 a 9, en el que el módulo de filtro (910) comprende un segundo filtro sintonizable que tiene una banda de paso con una frecuencia central sintonizable, y en el que el módulo de control (430 ) está dispuesto además para ajustar la frecuencia central de la banda de paso del segundo filtro sintonizable en función de una ubicación de la segunda subregión a lo largo de una dirección de propagación del haz (80) de luz incidente sobre el objeto (70) durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) para adquirir el segundo conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada.
11. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según la reivindicación 10, en el que el segundo filtro sintonizable tiene un ancho de banda sintonizable, y el módulo de control (430) está dispuesto además para ajustar el ancho de banda del segundo filtro sintonizable en función de un rango indicador indicativo de un tamaño de la segunda subregión a lo largo de la dirección de propagación del haz (80) de luz.
12. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según cualquiera de las reivindicaciones 6 a 9, en el que el módulo de filtro (910) comprende una segunda pluralidad de filtros de paso de banda no sintonizables que tienen bandas de paso con diferentes frecuencias centrales, y en el que el módulo de control (430) está dispuesto para establecer la banda de paso del módulo de filtro (910) seleccionando un filtro de paso de banda no sintonizable de entre la segunda pluralidad de filtros de paso de banda no sintonizables, donde la selección se realiza en base a un indicador de ubicación que es indicativo de una ubicación de la segunda subregión a lo largo de una dirección de propagación del haz (80) de luz incidente sobre el objeto (70) durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) para adquirir el segundo conjunto de muestras.
13. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el brazo de referencia (412) comprende una pluralidad de líneas de retardo óptico (1220-1 a 1220-4), teniendo cada línea de retardo óptico un valor óptico diferente longitud de ruta, y en el que el sistema OCT de fuente de barrido (400, 600) comprende además un conmutador óptico (1210),
en el que el módulo de control (430) está dispuesto además para:
generar una señal de ajuste del brazo de referencia basada en un indicador de ubicación indicativo de una ubicación de la región (90) a lo largo de una dirección de propagación del haz de luz incidente sobre el objeto durante el uso del sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) para adquirir el conjunto de muestras de la señal eléctrica filtrada (SF) para generar los datos de imagen OCT que representan la imagen de la región (90) del objeto (70); y
controlar el conmutador óptico (1210), en base a la señal de ajuste del brazo de referencia, para seleccionar una línea de retardo óptico de la pluralidad de líneas de retardo óptico (1220-1 a 1220-4) para permitir que la luz se propague en el brazo de referencia (412) utilizando la línea de retardo óptico seleccionada y, por tanto, establecer un retardo óptico entre la luz que se propaga a lo largo del brazo de referencia (412) y la luz que se propaga a lo largo del brazo de muestra (414).
14. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según la reivindicación 13, en el que el módulo de control (430) está dispuesto para controlar el conmutador óptico (1210) para seleccionar, como línea de retardo óptico, una línea de retardo óptico de la pluralidad de líneas de retardo óptico (1220-1 a 1220-4) de manera que una frecuencia de la señal de luz de interferencia está por debajo de una frecuencia de corte del fotodetector (50).
15. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el objeto es un ojo, y el sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido es un sistema oftálmico de formación de imágenes OCT de fuente de barrido.
16. El sistema de formación de imágenes OCT de fuente de barrido (400, 600) según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en el que el objeto es un ojo, y en el que
el elemento de escaneo (40) está dispuesto para escanear el haz de luz (80) generado por la fuente de luz de barrido (10) variando un ángulo de escaneo del elemento de escaneo (40); y
el módulo de control (430) está dispuesto para ajustar la banda de paso del módulo de filtro de paso de banda (420) y la tasa de muestreo del módulo de adquisición de muestras (440) usando una variación predeterminada de la banda de paso y la tasa de muestreo con el ángulo de escaneo, de manera que el módulo de adquisición de muestras (440) adquiere muestras de múltiples regiones (90) del ojo (70) a lo largo de una dirección de escaneo del escaneo para formar una imagen de una sección transversal de una retina (85) que es de espesor sustancialmente constante desde una superficie de la retina (85).
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