WO2017174743A1 - Procédé et dispositif de microscopie interférentielle plein champ en lumière incohérente - Google Patents

Procédé et dispositif de microscopie interférentielle plein champ en lumière incohérente Download PDF

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WO2017174743A1
WO2017174743A1 PCT/EP2017/058288 EP2017058288W WO2017174743A1 WO 2017174743 A1 WO2017174743 A1 WO 2017174743A1 EP 2017058288 W EP2017058288 W EP 2017058288W WO 2017174743 A1 WO2017174743 A1 WO 2017174743A1
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interferometric
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PCT/EP2017/058288
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Albert Claude Boccara
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    • G06T2207/10101—Optical tomography; Optical coherence tomography [OCT]

Definitions

  • the present description relates to a method and a full field interference microscopy device in incoherent light. It is applicable in particular to the imaging of biological media, for example "living" biological media or "in vivo" imaging.
  • OCT optical Coherence Tomogi'aphy
  • the full-field OCT imaging technique is for example described in the article "Full-field optical coherence tomography” by A. Dubois and C. Boccara, from “Optical Coherence Tomography - Technology and Applications” - Wolfgang Drexler - James G. Fuji motorcycle - Editors - Springcr 2009.
  • the full-field OCT imaging technique is also described in the French patent application FR2817030.
  • the so-called "opposite" full-field OCT imaging of a sample is based on the exploitation of the backscattered light by a sample when it is illuminated by a light source having a short coherence length, and particularly the exploitation of light backscattered by cellular and tissue microscopic structures in the case of a biological sample.
  • This technique exploits the low coherence of the light source to isolate the light backscattered by a virtual slice deep in the sample.
  • the use of an interferometer makes it possible to generate, by an interference phenomenon, an interference signal representative of the light selectively coming from a given slice of the sample, called a coherence slice or a coherence volume, and eliminate light from the rest of the sample.
  • the full-field OCT technique makes it possible to obtain, without mechanical scanning for image acquisition, interferometric images oriented in a plane perpendicular to the the axis of light incident on the sample at a selected depth.
  • the full-field OCT imaging technique makes it possible to obtain three-dimensional images with a typical resolution of the order of 1 ⁇ , which is greater than the resolutions of the order of ⁇ likely to be obtained with other conventional OCT techniques such as OCT in the spectral domain (known by the acronym "Fourier-Domain OCT” or “spectral domain OCT”).
  • Figure 1A is more specifically an example of full field OCT device according to the prior art.
  • the interferometer 100 is a Linnik-type interferometer, with a lens 103 of a microscope on the object arm of the interferometer 100 and a microscope objective 104 on the reference arm of the interferometer 100.
  • the interferometer is illuminated by means of a broadband light source 101, spatially incoherent.
  • the two objectives 103, 104 of the microscope make it possible to conjugate the wave reflected by a reference mirror 105 arranged on the reference arm and the wave backscattered by the coherence edge of the sample 106 on a two-dimensional sensor 108, of type camera, so as to generate, by an optical interference phenomenon, a two-dimensional interferometric signal representative of the light backscattered by the coherence portion of the sample.
  • a raw interferometric image l (ij), acquired by the camera, representing the illumination intensity acquired at each pixel (i, j) can be expressed as:
  • I 0 (i, j) is a coefficient dependent on the illumination intensity of the pixel (ij), a function of the intensity of a light wave incident at the input of the interferometer; is assumed to be a function of the pixel (ij) due to the spatial non-uniformity of the illumination created by the light source 101 and the response heterogeneity of the pixels of the camera;
  • R r is the reflection coefficient of the reference mirror, assumed to be constant over the entire reflection surface of the reference mirror;
  • i? 0 (, _) is the reflection coefficient corresponding to the fraction of the illumination intensity, acquired for the pixel (i, j), which comes from a corresponding elementary volume (voxel) of the coherence slice;
  • R mc (/, j) is the reflection coefficient corresponding to the fraction of the illumination intensity, acquired for the pixel (ij), which comes from outside the coherence volume or parasitic reflections;
  • ⁇ ( ⁇ , j) is the phase of the interference signal, proportional to the difference between the two arms of the interferometer.
  • a commonly used method is to modulate the difference in operation by modulating, for example using a 1 1 1 piezoelectric shim, the position of the reference mirror in the direction of the depth of field of the microscope objective. This displacement can be carried out continuously or discretely.
  • the modulation of the difference in operation is synchronized with the image acquisition frequency of the camera and is performed so as to successively acquire 4 raw interferometric images II. , I 2 , Ij and 3 ⁇ 4 with a respective phase shift of 0, ⁇ / 2, 2 ⁇ / 2 and 3 ⁇ / 2 on the phase ⁇ ( ⁇ , j):
  • each pixel has a value proportional to the amplitude of the wave backscattered by the corresponding voxel of the coherence volume, that is to say
  • the present description proposes a method of full-field alternating interference microscopy, adapted in particular to the imaging of living biological tissues.
  • the present disclosure has the object, according to a first aspect, a full-field interference microscopy imaging method of a volumic and scattering sample placed on an object arm of an interference device. This process comprises:
  • a production, by means of the interference device of a two-dimensional interferometric signal resulting from an interference between, on the one hand, a reference wave obtained by reflection of a light wave incident on a reflection surface of a reference arm of the interference device, and, on the other hand, an object wave obtained by backscattering of the incident light wave by a coherence slice of the sample placed in the object arm of the interference device;
  • the imaging method described herein takes advantage of the random properties of the "speckle" signal contained in the backscattered wave to suppress the background signal from outside the coherency slice.
  • the heterogeneities of the coherence fringe occupy random spatial positions which give rise to the "speckle" in the raw interferometric image.
  • the speckle is therefore both a source of information and a source of information on the characteristics of the biological tissue.
  • the intensity in the raw interferometric image varies rapidly from one pixel to its neighbor and comprises a signal at high spatial frequencies.
  • the applicant has also found, in particular by observation of the autocorrelation function of the gross interferometric image, the presence of a central peak, whose width is that of the diffraction task of the device. optical and who. comprises the information on the characteristics of the biological tissue, and on the other hand, a signal of much smaller amplitude, corresponding to the background signal to be eliminated.
  • This peak width is between 2 and 3 pixels: this value is comparable to, or even greater than, the grain size of the "speckle" in the image and less than the period with which the background signal varies.
  • the background signal mainly exhibits low spatial frequencies, it can be removed from the raw interferometric image by preserving the information on the characteristics of the biological tissue provided that the width (or lateral dimension) of the biological tissue is taken into account. central peak of the autocorrelation function for the selection of spatial frequencies to be preserved.
  • phase jumps of ⁇ / 2 which correspond to very fine displacements, of the order of a hundred nanometers.
  • the. Full field OCT imaging technique is. Applicable, without constraint of immobility for the patient, to the in-vivo imaging, for example for the ophthalmological examination of the cornea of a patient.
  • the computation of the full-field OCT image comprises a pixel-to-pixel difference calculation between the normalized image and the translated normalized image. a module vector greater than the width of said central peak of the autocorrelation function of the interferometric image, a pixel of the full-field OCT image being calculated according to a said pixel-to-pixel difference calculated for the pixel concerned .
  • a pixel of the full - field OCT image is obtained by multiplying the corresponding pixel of the normalized image with the pixel - to - pixel difference calculated for the corresponding pixel and by scaling the value obtained by said multiplication.
  • the calculation of the full-field OCT image comprises a filtering of the normalized image by means of a high-pass filter of cutoff according to said peak width.
  • an imaging system for microscopy interf 'erential field of a volume scattering sample comprising:
  • an interference device comprising an object arm for receiving the sample and a reference arm on which a reflection surface is arranged, the interference device being adapted to produce a two-dimensional imerferometric signal resulting from an interference between, on the one hand, a reference wave obtained by reflection of a light wave incident on a reflecting surface of a reference arm of the interference device, and, on the other hand, an object wave obtained by backscattering the light wave incident by a coherence slice of a sample placed in the interference object arm; and in the absence of an object wave, producing a two-dimensional reference signal by reflection of the light wave incident on the reflection surface; an acquisition device adapted to acquire, in contrast to a fixed step between the object arm and the reference arm, a raw interferometric image from the two-dimensional interferometric signal; and acquiring, in contrast to a fixed path between the object arm and the reference arm, a reference image acquired from the two-dimensional reference signal;
  • a processing unit configured to calculate a normalized image from the raw interferometric image and the acquired reference image; and calculating a full field OCT image of the coherence slice of the sample by removing, in the normalized image, low frequency spatial fluctuations defined as a function of the central peak width of an image autocorrelation function gross interferometry.
  • the processing unit is configured to calculate said full-field OCT image by calculating pixel-to-pixel differences between the normalized image and the image. translational normalized of a modulus vector greater than the width of said central peak of the autocorrelation function of the interferometric image, a pixel of the full-field OCT image being calculated according to a said pixel-to-pixel difference calculated for the pixel concerned.
  • the processing unit is configured to calculate said full-field OCT image by multiplying the corresponding pixel of the normalized image with the pixel difference. calculated pixel for the corresponding pixel and by scaling the value obtained by said multiplication.
  • the processing unit is configured to calculate said full-field OCT image by filtering the normalized image by means of a high-pass filter. cutoff frequency according to said peak width.
  • the processing unit is configured to calculate a pixel of the normalized image by dividing a corresponding pixel of the gross interferometric image with a corresponding pixel of the reference image.
  • FIG. 1A (already described) is an example of a full field interference microscopy imaging device of the FFOCT type according to the prior art
  • FIG. 1B is an example of a FFOCT type full field interference microscopy imaging device according to the present description
  • Figure 2A illustrates the backscattering properties of a coherent slice of a voxel of the sample
  • Fig. 2B is an example image of a dimensional signal of "speckle"
  • Fig. 2C is an exemplary image of an autocorrelation function
  • FIG. 3 illustrates an exemplary embodiment of a full-field interference microscopy imaging method according to the present description
  • FIG. 4 illustrates a first embodiment of a full field interference microscopy imaging method according to the present description
  • FIG. 5 illustrates a second embodiment of a full field interference microscopy imaging method according to the present description
  • FIGS. 6A-6C show one-dimensional signals obtained with an imaging method according to the prior art and according to the present description
  • FIG. 7 represents a full-field OCT image obtained by an imaging method according to the prior art
  • FIG. 8 represents a full-field OCT image obtained by an imaging method according to the present description
  • FIG. 1B An embodiment of an imaging system 20 adapted to implement imaging methods of a volume sample according to the present description is shown schematically in FIG. 1B.
  • the imaging system 20 comprises an interference device 200, an acquisition device 208, at least one processing unit 220 and a display screen 230 connected to the processing unit 220.
  • the interference device 200 comprises a beam splitter element 202, for example a non-polarizing splitter cube, making it possible to form two arms.
  • one of the arms which will be called later "reference arm” is a plane reflection surface 205, supposed to be of uniform reflexivity, for example a mirror.
  • the other arm which will be called “object arm”, is intended to receive, in operation, a sample 206 and in which case it is desired to produce a tomographic image at least one depth according to one of the methods of the present description.
  • the sample is placed on a plateau. 210 or a sample holder.
  • the sample may be a sample in vivo does not require support.
  • the interference device 200 is of the Linnik interferometer type and comprises two identical microscope objectives 203, 204 respectively arranged in the object arm and in the reference arm.
  • the reflection surface 205 is placed at the focus of the lens 204 of the reference arm and a sample 206 may be placed at the focus of the lens 203 of the object arm.
  • Other types of interferometers may be envisaged for the implementation of the methods according to the present description, and in particular interferometers of the Michels on, Mirau, Fizeau, etc. type.
  • Glass slides 209, 210 are, if necessary, provided on each of the arms to compensate for the dispersion.
  • the interference device comprises a light source 2 1 for the emission of an incident light wave.
  • the light source 201 is a spatially incoherent source or of short coherence length (in practice, in a range of 1 to 20 micrometers), for example a halogen lamp or an LED.
  • the light source 201 may be part of the imaging system 20, as in the example of FIG. 1B, or may be an element external to the imaging system, the imaging system being adapted to work with incident light waves from different types of light sources.
  • the interference device 200 comprises or is used in combination with an acquisition device 208 configured for acquiring at least one two-dimensional interferometric signal produced by the interference device 200.
  • the acquisition device 208 is for example an image sensor, CCD camera type (Charge-Coupled Device) or CMOS (Complementarity metal-oxide-semiconductor). This acquisition device 208 is capable of acquiring images at a high rate, for example at a frequency of 100 to 1000 images per second, some cameras being able to acquire up to several thousand images per second.
  • an optics 207 is placed, for example an achromatic doublet, the focal length of which is adapted to allow adequate sampling of the sample 206 by the device. 208 acquisition, and which allows to combine the plans located at the homes of the two microscope objectives 203, 204 in the same plane at the output of the interference device.
  • the acquisition device 208 is placed in the latter plane at the output of the interference device 200 in order to acquire the interference signals produced by the interference device 200.
  • the choice of the focal length of the optics 207 is made in line with the Shannon criterion.
  • the focal length of the optics 207 is, for example, a few hundred millimeters, typically 300 mm.
  • the interference device 200 is configured to produce a two-dimensional interferometric signal, resulting from an optical interference between, on the one hand, a reference wave, obtained by reflection of the light wave incident by the reflection surface. 205 of the reference arm of the interference device 200 and, on the other hand, an object wave, obtained by backscattering the incident light wave by a sample 206 placed in the object arm of the interference device 200, (0044). refractive index of the biological tissue and the coherence length of the light source 201, interference between the light wave reflected by the reflection surface 205 (reference wavelength) and the light wave scattered by the sample 206 n 'take place when the optical paths in the two arms of the device of interference are equal to / J2N closely.
  • this coherence slice is located in a plane perpendicular to the optical axis of the object arm, at a given depth of ⁇ 'sample' .
  • the thickness of this coherence slice is equal to e to the coherence length / ⁇ of the light source 201 divided by 2 times the index "of refraction of the biological tissue.
  • the resulting two-dimensional interferometric signal is acquired at a time t by the acquisition device 208.
  • the intensity I (ij) of the two-dimensional interferometric signal or the interferometric image pixel (Lj) represents the intensity of an elementary output wave, resulting in particular from an optical interference between an elementary wave, which constitutes the waveform.
  • reference plane reflected by an elementary surface of the reflection surface 205 and an elementary wave, constituting the object wave, backscattered by an elemental volume or voxel of the coherence portion of the sample.
  • a voxel is thus an elementary volume defined in the coherence range.
  • Each voxel of the coherence slice of the sample thus corresponds to an elementary surface of the reflection surface 205 and the corresponding elementary waves interfere to form an elementary wave of output composing the two-dimensional interferometric signal at the output of the interference device 200.
  • the intensity of an elementary output wave further comprises a component I 0 (i, j) R jnc (i, j) which does not result from interference optical, but corresponds to an elementary light wave coming from the outside of the voxel or parasitic reflections,
  • These different elementary output waves are acquired in parallel, at a time t, by the acquisition device 208 to obtain a raw interferometric image.
  • FIG. 1 illustrates what happens at the level of a vox! a sample of biological tissue.
  • An incident plane wave A is focused in the coherence slice of the scattering sample.
  • Diffusers or heterogeneities D 1 to D 10 which occupy random positions spatially in the sample, produce a backscattered wave B whose amplitude and phase are random spatially producing in the raw interferometric image the noise called "speckle",
  • FIG. 2B is an exemplary image of a two-dimensional signal of "speckle". This image is observed at high spatial frequencies, giving the image a sandy appearance, the size of the "speckle” grains being about 2 pixels (between 2 and 3 pixels in the case of this example). In this example image, a zoom factor of 2 has been applied so that the grains of "speckle" have a size of about 4 pixels.
  • This "speckle” is often considered a defect in that it adds a "noise” to the image of the sample.
  • This noise can be corrected, for example by adding several decorrelated images taken at different depths in the sample, but this is done to the detriment of the axial resolution and the possibility of acquiring images at high rate.
  • the applicant has shown that it is possible to take advantage of the frequency properties of this noise. Indeed, the light waves backscattered by the sample are affected by the "speckle", this noise being a multiplicative noise, at high spatial frequencies, which combines with the relevant information [/?./? "(Ij)] 1 2 wanted. This relevant information can therefore be restored by removing the lower frequency components from the gross interferometric image.
  • the interference device 200 can also be used by blocking the optical transmission in the object arm, that is to say, in the absence of an object wave, and producing at the output of the interference device 200 a two-dimensional reference signal obtained by reflection of the light wave incident on the reflection surface 205.
  • the raw image, hereinafter called the reference image, which is acquired from this two-dimensional reference signal comprises irregularities and / or or non-uniformities representative of the irregularities and / or non-uniformities specific to the interference device 200 and / or the acquisition device 208 and / or the light source 201, and which are therefore independent of any sample.
  • the irregularities in the realization of the image acquisition matrix of the acquisition device 2008 induce a noise signal, of low amplitude, at high spatial frequencies, on the pixels of each image, produced at the output of the device. 200, which is acquired by this acquisition device 208.
  • the non-uniformity of the light source also induces spatial variations on the pixels of each image, produced at the output of the interference device 200, which is acquired by this acquisition device 208.
  • the coefficients R () (i, j) and R i / lc (i, j) which correspond to the object wave, are assumed to be equal to zero in the absence of object wave.
  • the reference image has an illumination intensity for each pixel (ij) which can thus be expressed as:
  • the processing unit 220 is configured to perform at least one processing step of at least one two-dimensional interferometric signal acquired by the acquisition device 208 and / or at least one image generation step in accordance with at least one one of the imaging methods according to the present description, to generate at least one full-field OCT image of the sample slice.
  • the processing unit 220 is a computing device comprising a first memory CM (not shown) for storing digital images, a second memory CM 2 (not shown) for storing data.
  • program instructions as well as a data processor, able to execute program instructions stored in this second memory C 2, in particular for controlling the execution of at least one processing step of at least one acquired two-dimensional interferometric signal by the acquisition device 208 and / or at least one image calculation step according to at least one of the imaging methods according to the present description.
  • the processing unit 220 can also be implemented as an integrated circuit, comprising electronic components adapted to put in. implement the functions described in this document for the processing unit.
  • the processing unit 220 may also be implemented by one or more physically distinct devices.
  • the processing unit 220 is configured to calculate at least one full-field OCT image of the sample 206 from at least one two-dimensional interferometric signal obtained by the acquisition device 208.
  • SP-FFOCT imaging for "Single Phase fuil Field October"
  • FIG. 3 a full-field OCT image obtained by such an SP-FFOCT imaging method will also be called SP-FFOCT image.
  • the SP-FFOCT imaging method is implemented by the processing unit 220.
  • step 300 a two-dimensional interferometric signal is produced by the interferometer 200, in the absence of an object wave and at a fixed operating difference between the object arm and the reference arm, and a reference raw image or reference image is acquired by the acquisition device 208,
  • a fixed path difference it is meant that the optical path difference (in English "optical path difference") between the reference arm and the object arm is constant.
  • the operating difference is kept fixed while maintaining the reflection surface in the reference arm at a fixed position.
  • No optical device inducing a temporal variation of the phase ⁇ ( ⁇ , j) (see equation (eql)) during the acquisition of a gross interferometric image, is notably used on the optical paths of the incident wave, of the object wave or the reference wave.
  • a sample 206 is placed in the object arm of the interference device 200 at a position to analyze a first sample slice.
  • This first slice is the current slice for the first execution of steps 320 to 340 described below.
  • a two-dimensional interferometric signal of the current slice of the sample 206 is produced by the fixed-difference interferometer 200 between the object arm and the reference arm and a gross interferometric image is acquired by the acquisition device 208 with a fixed operating difference between the object arm and the reference arm.
  • This interferometric image is recorded in a memory of the acquisition device 208.
  • no technical means, inducing a variation of the operating difference between the object arm and the reference arm is used for the production or during the acquisition of the two-dimensional interferometric signal which is acquired by the acquisition device 208.
  • the difference in operation is kept fixed by maintaining at a fixed position at the same time the reflection surface in the arm reference and the sample 206 in the object arm of the interference device 200.
  • step 330 a calculation of a normalized image N is performed by normalizing the raw interferometric image acquired in step 320. This normalization is performed using the reference image acquired in step 300 .
  • the normalized image is calculated as the pixel-to-pixel division between the raw interferometric image I (i, j) and the reference image IR (ij).
  • the normalized image N is calculated as the pixel-to-pixel division between the raw interferometric image I (i, j) and the reference image IR (ij).
  • N ⁇ ij (I * i (i, j)) / IR (ij) (eql 1 a)
  • Kl is a multiplicative factor of scaling.
  • the ratio l (i, j) / IR (ij) being close to 1
  • the multiplicative factor K1 can be chosen as a function of the desired coding dynamics, that is, for example, the number of coding bits chosen for the values N (ij). For example K 128 for 8-bit coding. .
  • the normalized image N is independent of the irregularities and / or nonuniformities specific to the interference device 200 and / or the acquisition device 208. and / or light source 201.
  • the normalized image N has a better signal-to-noise ratio.
  • step 340 a full-field OCT image, or SP-FFOCT image, is calculated by correcting the normalized image obtained in step 330. This correction is made taking into account the width of the central peak an autocorrelation function of the normalized image N or of the gross interferometric image I.
  • FIG. 2C is an exemplary image of an autocorrelation function of a normalized image N.
  • This image shows a central white circle corresponding to the central peak of the autocorrelation function.
  • the peak width of the central peak of the autocorrelation function is approximately equal to the diameter of this central white circle, or the radius of the first black circle around the central white circle.
  • the image of Figure 2C has been zoomed so that the peak width is about 12 pixels, but using a scale corresponding to that used for Figure 2B. this peak width would be about 4 pixels.
  • the correction comprises an elimination of low frequency spatial fluctuations, defined as a function of the width of the central peak of an autocorrelation function of the normalized image N or of the raw interferometric image. l.
  • the generation of an image SP-FFOCT by processing a raw interferometric image can be performed either in real time, if the resources and the processing capabilities of the processing unit 220 allow, or in deferred time ,
  • the main steps of a first variant embodiment of an image correction method are described with reference to FIG. 4. Although presented in a sequential manner, at least some of the steps of this method are susceptible of be performed in parallel with other steps or in another order.
  • the image correction method is implemented by the processing unit 220.
  • step 400 the width of the central peak! an autocorrelation function of the normalized image N is obtained.
  • the autocorrelation function In the absence of periodic or repetitive structures in the sample, and taking into account the random spatial distribution of heterogeneities in the sample, the autocorrelation function has a central peak, with a much higher amplitude compared to the rest of the sample. the autocorrelation function, corresponding to spatial fluctuations at low spatial frequencies in the normalized image N.
  • the width of the central peak of an autocorrelation function of the normalized image N is fixed and corresponds to the width of the diffraction task of the interference device 200.
  • This peak width is therefore as a function of the interference device 200.
  • this peak width can be expressed in number of image pixels.
  • This peak width is measured, for example, halfway up the central peak of the autocorrelation function.
  • the width of the central peak of the autocorrelation function corresponds to the width of the diffraction spot, which is equal to 1, 22 ⁇ / 20 ⁇ where ON is the numerical aperture of the microscope (ON varies for example between 0.1 and 1) and ⁇ the wavelength of the light source 20.
  • This width calculated in number of pixels, depends on the spatial sampling frequency of the acquisition device 208.
  • the width of the central peak of a function of For example, the autocorrelation of the normalized image N is between 1 and 4 pixels.
  • step 410 a calculation of an intermediate image D is performed from the normalized image N obtained in step 330. In one embodiment, this calculation is performed by calculating pixel-to-pixel differences between the normalized image N and the translated normalized image N of a vector V (x, y) with coordinates (x, y). For each pixel (i, j) of the intermediate image D:
  • the intermediate image D is representative of spatial fluctuations at high spatial frequencies in the normalized image N, the frequency F of these fluctuations being such that F> i / [(x1 ⁇ 4 2)] 1 ⁇ 2
  • step 420 a calculation of an image SP-FFOCT C1 is performed from the intermediate image D obtained in step 410.
  • this calculation is performed by pixel multiplication at pixel of the normalized image N with the intermediate image D followed by a scaling operation.
  • This scaling can be performed by a linear or nonlinear function.
  • the scaling operation uses the square root function, and for each pixel (ij) of the SP-FFOCT C1 image:
  • the scaling operation uses a division by a scale factor N, and for each pixel (i j) of the image SP-FFOCT C1;
  • K2 is a scale factor, for example equal to 256 if the pixels of the image are encoded on 8 bits with values ranging from 1 to 255.
  • the image SP-FFOCT C1 is thus calculated by correcting each pixel N (ij) of the normalized image N with a pixel-to-pixel difference D (i, j) calculated for the pixel. ⁇ ij) concerned.
  • step 430 the image SP-FFOCT C l calculated in step 420 is displayed on a display screen, for example on the display screen 230 connected to the unit treatment 220,
  • the main steps of a second variant embodiment of an image correction method are described with reference to FIG. 5. Although presented in a sequential manner, at least some of the steps of this method are susceptible of be performed in parallel with other steps or in another order.
  • the image correction method is implemented by the processing unit .220.
  • step 500 the width L of the central peak of an autocorrelation function of the normalized image is obtained. This step is performed in the same manner as described above for step 400.
  • step 510 a high-pass filter is obtained and applied in the spatial frequency domain to the normalized image N obtained in step 330.
  • An image SP-FFOCT C2 is thus obtained by pass filtering. -high of the normalized image N, This high-pass filtering operation makes it possible to eliminate the low-frequency spatial fluctuations from the normalized image and to keep only the term? 0 (?, J) 1 R, cos (/, / ' )) of the normalized image N.
  • the cut-off frequency F c of the high-pass filter is determined as a function of the width L of the peak of the autocorrelation function. Using the preceding notations, and using a first-order high-pass filter, the cut-off frequency Fc is of the order of ON / (1, 22 ⁇ ). The relationship between the cutoff frequency is in this case: then:
  • Fc 1 / 2L
  • a cutoff frequency F c set between 5% and 10% of the width of the frequency spectrum of the normalized image N can be used.
  • the synthesis of the high-pass filter and / or sound can be achieved by means of different digital tools for filter synthesis and / or digital filtering. Different types of filter are usable. For example, a high-pass filter of the first order, of the second order.
  • step 520 the image SP-FFOCT C2 calculated in step 510 is displayed on a display screen, for example on the display screen 230 connected to the processing unit 220.
  • Figures 6A-6C illustrate the frequency components contained in the raw meterferometric images.
  • 6A shows a monodimensionnci signal corresponding to a representation in one dimension (one or more corres lines ondant 1000 successive pixels according to the example of Figure 6A) of a crude interferometric image according to the equation ⁇ eq l) (or the corresponding two-dimensional interferometric signal) acquired at a fixed operating difference as described in step 320.
  • this magnetic signal comprises a DC component of amplitude A - approximately equal to 100 ° according to the scale of FIG. 6A - much higher than the amplitude B - less than 10. according to the scale of FIG. 6A - high frequency components of this same one - dimensional signal.
  • This FIG. 6A illustrates that the signal / noise ratio is bad for this one-dimensional signal and therefore does not make it possible to obtain a full-field OCT image of sufficient visual quality, the useful signal corresponding to the component Io ⁇ ij) [R, Re (i, j) f 1 of the equation (eql) being embedded in the low frequency components and not having sufficient amplitude or contrast to be exploited effectively.
  • FIG. 6B is the result of the processing of the one-dimensional signal of FIG. 6A by the "two-phase method” according to the prior art, on the basis of the equation (cq9).
  • FIG. 6B shows a modulation - which is represented by the sinusoid drawn in dotted line in FIG. 6B - at low frequency on the amplitude of the one-dimensional signal (or respectively of the two-dimensional interferometric signal) corresponding to a sinusoidal variation of the term 4Io (ij) [abs (cos ( ⁇ p (i, j)))] [R r RoOj)] > of the full field OCT image.
  • FIG. 6C is the result of the processing of the one-dimensional signal of FIG. 6A by the embodiment described with reference to FIGS. 3 and 4. It is observed, by comparison of FIG. 6B with FIG. 6C, that the signals, after treatment by the two-phase method according to the prior art described in the introduction and by an SP-FFOCT imaging method according to the present description, are very close, in both cases, in the full-field OCT image, each pixel has a value proportional to the amplitude of the backscattered wave by the corresponding voxel of the coherence volume, the quality of the images obtained by these methods is thus equivalent, and it is observed that the signal-to-noise ratio of the signals of FIGS. is significantly better than that of the signal of Figure 6A. Fig.
  • FIG 7 is a full-field OCT image of a slice of a biological tissue sample resulting from a "4-phase method" while Fig. 8 is a full-field OCT image of the same sample slice obtained.
  • SP-FFOCT imaging method of the present description It is observed, by comparison of FIG 7 with FIG 8, that the two images are very close, of equivalent quality, and that they both allow to put highlight the same structures of the biological tissue,
  • the imaging technique of the present description makes it possible to obtain tomogram images at a high rate, this rate being currently limited only by the image acquisition frequencies of the cameras that can be used for OCT imaging. Field, frequencies which are of the order of 100 to 700 images per second, This imaging technique thus finds many applications in all situations in which it is desirable to obtain a tomographic image as sharp as possible of a tissue at a given moment, for example in cases where the biological tissue exhibits movements or in vivo acquisition of tomographic images of biological tissues,
  • Line first application concerns ophthalmological examinations. It is known that the axial displacement speed of the eye is of the order of 0.1 mm / s (Heartbeat-Induccd Axial Motion Artifacts in Optical Coherence Tomography Measuiements of Retina Retriever; Roy de Kinkelder et al., Investigative Ophthalmo gy & Visita Science, May 2011, Vol 52, No. 63908 Copyright 2011), this speed of movement disregarding the movements induced by the heartbeat. To acquire a clear image independently of these natural displacements of the eye, it is possible to work at an image acquisition rate of about 500 to 1000 images per second.
  • the imaging technique of the present description is also applicable in the field of dermatology, for example for the in vivo detection of skin tumors.
  • the imaging technique of the present description allows more generally to obtain images, at high rate and high resolution, of any samples, whether these samples are biological or not.

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Abstract

Procédé d'imagerie par microscopie interfércntielle plein champ d'un échantillon volumique et diffusant placé sur un bras objet d'un dispositif d'interférence. Le procédé comprend une production, au moyen du dispositif d' interférence (200), d'un signal interférométrique bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d' une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion (205) d'un bras de référence du dispositif d'interférence (200), et, d'autre part, une onde objet obtenue par rétrodiffusion de l 'onde lumineuse incidente par une tranche de cohérence de l'échantillon (206) placé dans le bras objet du dispositif d' interférence (200); une acquisition (320), à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel; un calcul (330) d'une image normalisée à partir de l'image interférométrique brute et d'une image de référence; un calcul (340) d'une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l' image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en. fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l 'image interférométrique.

Description

PROCÉDÉ ET DISPOSITIF DE MICROSCOPIE IN TERFÉRENTIELLE
PLEIN CHAMP EN LUMIÈRE INCOHÉRENTE
DOMAINE TECHNIQUE
[0001 j La présente description concerne un procédé et un dispositif de microscopie interférentielle plein champ en lumière incohérente. Elle est applicable notamment à l'imagerie de milieux biologiques, par exemple de milieux biologiques « vivants » ou à l'imagerie « in vivo ».
ETAT DE L'ART
(0002] La technique d'acquisition d'image par microscopie interférentielle plein champ en lumière incohérente, connue sous le nom d'OCT plein champ (OCT étant l'abréviation de l'acronyme « Optical Cohérence Tomogi'aphy »), est une méthode non invasive et non destructive qui est très performante pour l'acquisition d'images de tissus biologiques.
100 3J La technique d'imagerie OCT plein champ est par exemple décrite dans l'article « Full- field optical cohérence tomography » de A. Dubois et C. Boccara, extrait de l'ouvrage « Optical Cohérence Tomography - Technology and Applications » - Wolfgang Drexler - James G. Fuji moto - Editors - Springcr 2009. La technique d'imagerie OCT plein champ est également décrite dans la demande de brevet français FR2817030.
{0004] L'imagerie OCT plein champ, dite « en face », d'un échantillon est basée sur l'exploitation de la lumière rétrodiffiisée par un échantillon lorsqu'il est éclairé par une source lumineuse à faible longueur de cohérence, et en particulier l'exploitation de la lumière rétrodiffiisée par les structures microscopiques cellulaires et tissulaires dans le cas d'un échantillon biologique. Cette technique exploite la faible cohérence de la source lumineuse pour isoler la lumière rétrodiffiisée par une tranche virtuelle en profondeur dans l'échantillon. L'emploi d'un interféromètre permet de générer, par un phénomène d'interférence, un signal d'interférence représentatif de la lumière provenant sélectivement d'une tranche donnée de l'échantillon, appelée tranche de cohérence ou volume de cohérence, et d'éliminer la lumière provenant du reste de l'échantillon. Par acquisition au moyen d'un capteur, de type caméra, de signaux interférométriques bidimensionnels, la technique d'OCT plein champ permet d'obtenir, sans balayage mécanique pour l'acquisition d'image, des images interférométriques orientées en plan perpendiculaire à l'axe de la lumière incidente sur l 'échantillon, à une profondeur sélectionnée.
[0005] Par un déplacement de l' interféromètre ou de l'échantillon, la technique d'imagerie OCT plein champ permet d'obtenir des images en trois dimensions avec une résolution typique de l'ordre de 1 μηι, ce qui est supérieur aux résolutions de Tordre de ΙΟμιη susceptibles d'être obtenues avec d'autres techniques OCT conventionnelles telles que l'OCT dans le domaine spectral (connue sous l'acronyme « Fourier-Domain OCT » ou « spectral domain OCT »). [0006] La figure 1A représente plus précisément un exemple de dispositif d'OCT plein champ selon l'art antérieur. Dans cet exemple l'interféromètre 100 est un interféromctre de type Linnik, avec un objectif 103 de microscope sur le bras objet de l'interféromètre 100 et un objectif 104 de microscope sur le bras de référence de l'interféromètre 100, L'interféromètre est illuminé au moyen d'une source lumineuse 101 large bande, spatialement incohérente. Les deux objectifs 103, 104 de microscope permettent de conjuguer l'onde réfléchie par un miroir 105 de référence agencé sur le bras de référence et l'onde rétrodiffusée par la tranche de cohérence de l'échantillon 106 sur un capteur bidimensionnel 108, de type caméra, de telle sorte à générer, par un phénomène d'interférence optique, un signal interférométrique bidimensionnel représentatif de la lumière rétrodiffusée par la tranche de cohérence de l'échantillon.
|0007] Une image interférométrique brute l(ij), acquise par la caméra, représentant l'intensité d'illumination acquise à chaque pixel (i,j) peut s'exprimer sous la forme :
WJ) = (U)( + *o(U) + c 0,/) + 2^RrR0(i )∞^(i )) (eql ) où :
- I0(i, j) est un coefficient dépendant de l'intensité d'illumination du pixel (ij), fonction de l'intensité d'une onde lumineuse incidente à l'entrée de l'interféromètre; est supposée fonction du pixel (ij) en raison de la non-uniformité spatiale de l'éclairage crée par la source lumineuse 101 et de l'hétérogénéité de réponse des pixels de la caméra;
Rr est le coefficient de réflexion du miroir de référence, supposé constant sur toute la surface de réflexion du miroir de référence ;
i?0 ( ,_ ) est le coefficient de réflexion correspondant à la fraction de l'intensité d'illumination, acquise pour le pixel (i,j), qui provient d'un volume élémentaire (voxel) correspondant de la tranche de cohérence;
Rmc (/, j) est le coefficient de réflexion correspondant à la fraction de l'intensité d'illumination, acquise pour le pixel (ij), qui provient de l'extérieur du volume de cohérence ou de réflexions parasites ;
φ(ϊ, j) est la phase du signal d'interférence, proportionnelle à la différence de marche entre les deux bras de l'interféromètre.
(0008] Afin d'extraire un signal utile, défini comme coefficient de réflexion du volume de cohérence R0(i,j) , i! est connu de moduler la différence de marche - et donc la phase <ft(i, j) qui est proportionnelle à cette différence de marche - entre le bras objet et le bras de référence de l'interféromètre afin d'obtenir au moins deux images interférométriques brutes, acquises à différentes valeurs de l différence de marche.
[0009] Une méthode couramment utilisée consiste à moduler la différence de marche en modulant, à l'aide par exemple d'une cale piézoélectrique 1 1 1 , la position du miroir de référence dans le sens de la profondeur de champ de l'objectif de microscope. Ce déplacement peut être réalisé de manière continue ou discrète.
{0010] Par exemple, dans une méthode dite « méthode 4 phases », la modulation de la différence de marche est synchronisée sur la fréquence d'acquisition d'image de la caméra et est effectuée de sorte à acquérir successivement 4 images interférométriques brutes Ii, I2, Ij et ¾ avec un déphasage respectif de 0, π/2, 2π/2 et 3π/2 sur la phase φ(ϊ, j) :
1, (1, /) = Ia(i,j)(Rr + R, (i, j) + R„K (i, j) + 2 RA '. J) cos((*(i, j ))) (eq2)
L(i, j) = I()(i,j)(Rr + W ) + Rmc(i,J) + 2JRMU) cos (i, j) + πΙ2)) (eq3) I, ( ,,/) = I0(i,j)(Rr + J) + RM) + 2^,¾ ( , ./) cos( , i) + 2/Γ/2)) feq4) l4(i ) = I0(iJ)(Rr + R0(i, j) + RilK + 2^R,,R0 ( ,/) cos{ j) + 3 r / 2» (eq5)
(0011J On acquiert ainsi 4 images interférométriques brutes I|, ¾, I3 et avec un déphasage relatif de π/2 de sorte que la différence de marche δ7. induite est telle que 2πησβ0, = π/2 (avec n l'indice de réfraction, an le nombre d'onde central du spectre de la source lumineuse).
[0012] Ces 4 images interférométriques brutes h, h, h et I peuvent ensuite être combinées, pixel à pixel, de manière non-linéaire, pour générer une image OCT plein champ, notée FF<(ij), telle que, pour chaque pixel (ij):
FF4(i,j)=f - i3{i,j))2+ j) - I4(ij))2] ½ (eq6)
En supposant que les coefficients Rim: et Ro sont constants lors de la modulation de phase, on. peut montrer que, pour chaque pixel (ij):
FF4(i,j) = 4I«(i,j)[Rr 0(ij)] 1 ;2 (eq7)
(0013] Dans l'image OCT plein champ ainsi obtenue chaque pixel a une valeur proportionnelle à l'amplitude de l'onde rétrodiffusée par le voxel correspondant du volume de cohérence, c'est-à-dire
(IijuRijo)
(0014] Alternativement, dans une méthode dite « méthode 2 phases ». on acquiert successivement 2 images interférométriques brutes Ii, et I3 avec un déphasage respectif de 0 et π sur la phase φ(ί, j) , li, et Ij étant définies selon les équations (eq2) et (eq4) ci-dessus.
[0015] Ces 2 images interférométriques brutes I( et I3 peuvent ensuite être combinées, pixel à pixel, de manière non-linéaire, pour générer une image OCT plein champ, notée FF¾ii,j), telle que, pour chaque pixel (ij):
FPiiy) = [(MM) - «y))2] ½ (cq8)
En supposant également que les coefficients Ri,K(ij) et Ro(ij) sont constants lors de la modulation de phase, on peut montrer que, pour chaque pixel (ij):
FF2(i j) = 4Io(i j)[abs(««( φ(ΐ, j) ))W<>(iJ)] 1/2 (eq9) où abs(ccw( (ί, j) )) est la valeur absolue du cosinus de la phase φ(ϊ, j) .
f 0016J La présente description propose un procédé de microscopie interférentielle plein champ alternatif, adapté notamment à l'imagerie de tissus biologiques vivants.
RESUME
[0017] La présente description a pour objet, selon un premier aspect, un procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ d'un échantillon volumiquc et diffusant placé sur un bras objet d'un dispositif d'interférence. Ce procédé comprend :
- une production, au moyen du dispositif d' interférence, d'un signal interférométrique bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d'une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion d'un bras de référence du dispositif d'interférence, et, d'autre part, une onde objet obtenue par rctrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par une tranche de cohérence de l'échantillon placé dans le bras objet du dispositif d'interférence;
- une production, au moyen du dispositif d'interférence, d'un signal bidimensionnel de référence, obtenu en l'absence d'onde objet par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion ;
- une acquisition, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel;
- une acquisition, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une image de référence à partir du signal bidimensionnel de référence ;
- un calcul d'une image normalisée à partir de l'image interférométrique brute et de l'image de référence;
- un calcul d'une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l'image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute,
[0018] La déposante a démontré que, grâce au procédé selon le premier aspect, une image interférométrique brute unique acquise par la caméra à différence de marche fixe est suffisante pour calculer une image OCT plein champ de la tranche de cohérence dans l'échantillon.
|0019] Le procédé d'imagerie décrit ici tire parti des propriétés aléatoires du signal de « speckle » contenu dans Fonde rétrodif&sée afin de supprimer le signal de fond venant de l'extérieur de la tranche de cohérence. Les hétérogénéités de la franche de cohérence occupent des positions spatiales aléatoires qui donnent lieu au « speckle » dans l'image interférométrique brute. Le « speckle » est donc à la fois une source de brait et porteur d'information sur les caractéristiques du tissu biologique. A cause du « speckle », l'intensité dans l'image interférométrique brute varie rapidement d'un pixel à son voisin et comprend un signal à hautes fréquences spatiales. [0020] La déposante a en outre constaté, notamment par observation de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute, la présence d'une part d'un pic central, dont la largeur est celle de la tâche de diffraction du dispositif optique et qui. comprend les informations sur les caractéristiques du tissu biologique, et d'autre part, d'un signal d'amplitude beaucoup plus faible, correspondant au signal de fond à éliminer.
10021 ] Cette largeur de pic est comprise entre 2 et 3 pixels: cette valeur est comparable, voire supérieure, à la taille des grains du « speckle » dans l'image et inférieure à la période avec laquelle varie le signal de fond.
(0022] Ainsi le signal de fond présentant principalement, des basses fréquences spatiales, il peut être supprimé de l 'image interférométrique brute en préservant les informations sur les caractéristiques du tissu biologique sous réserve de prendre en compte la largeur (ou dimension latérale) du pic central de la fonction d'autocorrélation pour la sélection des fréquences spatiales à conserver.
(0023 ) En outre, en travaillant à différence de marche fixe, on évite les problèmes d'ajustement. des sauts de phase de π/2 qui correspondent à des déplacements très fins, de l'ordre de la centaine de nanomètres.
[0024] Par rapport à la « méthode 4 phases » ou la « méthode 2 phases », il n'est plus nécessaire de s'assurer que l'échantillon ne se déplace pas de plus de quelques dizaines de nanomètres pendant l'acquisition des images interférometriqucs brutes, et une qualité d'image OCT plein champ équivalente est obtenue.
|0025) En conséquence, la. technique d'imagerie par OCT plein champ selon la présente description est. applicable, sans contrainte d'immobilité pour le patient, à l'imagerie in-vivo, par exemple pour l'examen ophtalmologique de la cornée d'un patient.
[0026] Dans au moins un mode de réalisation du procédé d'imagerie selon le premier aspect, le calcul de l'image OCT plein champ comprend un calcul de différences pixel, à pixel entre l'image normalisée et l'image normalisée translatée d'un vecteur de module supérieur à la largeur dudit pic central de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique, un pixel de l'image OCT plein champ étant calculé en fonction d'une dite différence pixel à pixel calculée pour le pixel concerné.
[0027] Dans au moins un mode de réalisation du procédé d' imagerie selon le premier aspect, un pixel de l' image OCT plein champ est obtenu par multiplication du pixel correspondant de l'image normalisée avec la différence pixel à pixel calculée pour le pixel correspondant et par mise à l'échelle de la valeur obtenue par ladite multiplication.
[0028] Dans au moins un .mode de réalisation du procédé d'imagerie selon le premier aspect, le calcul de l'image OCT plein champ comprend un filtrage de l 'image normalisée au moyen d'un filtre passe-haut de fréquence de coupure fonction de ladite largeur de pic.
[0029] Dans au moins un mode de réalisation du procédé d'imagerie selon le premier aspect, dans lequel un pixel de l 'image normalisée est obtenu en divisant un pixel correspondant de l'image interférométrique brute avec un pixel correspondant de l'image de référence. |003iJ La présente description a pour objet, selon un deuxième aspect, un système d'imagerie par microscopie interf'érentielle plein champ d'un échantillon volumique diffusant comprenant :
un dispositif d'interférence comprenant un bras objet destiné à recevoir l'échantillon et un bras de référence sur lequel est agencée une surface de réflexion, le dispositif d'interférence étant adapté pour produire un signal i m erfërométri qu e bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d'une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion d'un bras de référence du dispositif d'interférence, et, d'autre part, une onde objet obtenue par rétrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par une tranche de cohérence d'un échantillon placé dans le bras objet do dispositif d'interférence; et produire, en l'absence d'onde objet, un signal bidimensionnel de référence par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion ; un dispositif d'acquisition adapté pour acquérir, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel ; et acquérir, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, une image de référence acquise à partir du signal bidimensionnel de référence;
- une unité de traitement configurée pour calculer une image normalisée à partir de l'image interférométrique brute et de l'image de référence acquise; et calculer une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l'image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute.
[0031 ] Dans au moins un mode de réalisation du système d'imagerie selon le deuxième aspect, l'unité de traitement est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ en calculant des différences pixel à pixel entre l'image normalisée et l'image normalisée translatée d'un vecteur de module supérieur à la largeur dudit pic central de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique, un pixel de l'image OCT plein champ étant calculé en fonction d'une dite différence pixel à pixel calculée pour le pixel concerné.
[0032] Dans au moins un mode de réalisation du système d'imagerie selon le deuxième aspect, dans lequel l'unité de traitement est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ par multiplication du pixel correspondant de l'image normalisée avec la différence pixel à pixel calculée pour le pixel correspondant et par mise à l'échelle de la valeur obtenue par ladite multiplication.
[0033] Dans au moins un mode de réalisation du système d'imagerie selon le deuxième aspect, l'unité de traitement est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ par filtrage de l'image normalisée au moyen d'un filtre passe-haut de fréquence de coupure fonction de ladite largeur de pic.
[0034] Dans au moins un mode de réalisation du système d'imagerie selon le deuxième aspect, dans lequel l'unité de traitement est configurée pour calculer un pixel de l'image normalisée en divisant un pixel correspondant de l'image interférométrique brute avec un pixel correspondant de l'image de référence. BREVE DESCRIPTION DES FIGURES
(0035J D'autres avantages et caractéristiques de la technique d'imagerie présentée ci-dessus apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-dessous, faite par référence aux figures dans lesquelles :
la figure 1A (déjà décrite) est un exemple d'un dispositif d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ de type FFOCT selon l'art antérieur;
la figure Î B est un exemple d'un dispositif d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ de type FFOCT selon la présente description;
la figure 2A illustre les propriétés de rétrodiffusion d'une tranche de cohérence d'un voxel de l'échantillon;
la figure 2B est une image d'exemple d'un signal idimensionnel de « speckle » ;
la figure 2C est une image d'exemple d'une fonction d'autocorrélation;
la figure 3 illustre un exemple de réalisation d'un procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ selon la présente description ;
la figure 4 illustre un premier mode de réalisation d'un procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ selon la présente description ;
la figure 5 illustre un deuxième mode de réalisation d'un procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ selon la présente description ;
les figures 6À-6C représente des signaux monodimensionnels obtenus avec d'un procédé d'imagerie selon l'art antérieur et selon la présente description;
la figure 7 représente une image OCT plein champ obtenue par un procédé d'imagerie selon fart antérieur;
la figure 8 représente une image OCT plein champ obtenue par un procédé d' imagerie selon la présente description,
DESCRIPTION DETAILLEE
10036] Un mode de réalisation d'un système d'imagerie 20 adapté à la mise en œuvre de procédés d'imagerie d'un échantillon volumique selon la présente description est représenté schématiquement sur la figure 1 B.
[0037| Le système d'imagerie 20 comprend un dispositif d'interférence 200, un dispositif d'acquisition 208, au moins une unité de traitement 220 et un écran d'affichage 230 relié à l'unité de traitement 220,
|0038| Selon un mode de réalisation, le dispositif d'interférence 200 comprend un élément séparateur de faisceau 202, par exemple un cube séparateur non polarisant, permettant de former deux bras. Dans l'un des bras, qui sera par la suite nommé « bras de référence », se trouve une surface de réflexion 205, plane, supposée être de réflexivité uniforme, par exemple un miroir. L'autre bras, qui sera par la suite nommé « bras objet », est destiné à recevoir, en fonctionnement, un échantillon 206 volumique et diffusant, pour une tranche duquel on souhaite produire une image tomographique à au moins une profondeur selon l'un des procédés de la présente description, Dans le mode de réalisation illustré à la figure 1 B, l'échantillon est placé sur un plateau 210 ou un porte-échantillon. Alternativement l'échantillon peut être un échantillon in-vivo ne nécessitant pas de support.
[0039] Dans l'exemple de la figure 1B, le dispositif d'interférence 200 est de type interféromètre de Linnik et comprend deux objectifs de microscope identiques 203, 204 agencés respectivement dans le bras objet et dans le bras de référence. La surface de réflexion 205 est placée au foyer de l'objectif 204 du bras de référence et un échantillon 206 peut être placé au foyer de l'objectif 203 du bras objet. D'autres types d'interféromètres peuvent être envisagés pour la mise en œuvre des procédés selon la présente description, et notamment des interféromètres de type Michels on, Mirau, Fizeau etc. Des lames de verre 209, 210 sont, si nécessaire, prévues sur chacun des bras pour compenser la dispersion.
|0040] Le dispositif d'interférence comprend une source lumineuse 2 1 pour l'émission d'une onde lumineuse incidente. La source lumineuse 201 est une source spatialement incohérente ou de faible longueur de cohérence (en pratique, dans une gamme de 1 à 20 micromètres), par exemple une lampe halogène ou une LED. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, la source lumineuse 201 peut faire partie du système d'imagerie 20, comme dans l'exemple de la figure 1 B, ou peut être un élément extérieur au système d'imagerie, le système d'imagerie étant adapté à travailler avec des ondes lumineuses incidentes provenant de différents types de sources lumineuses.
[0041 ] Le dispositif d' interférence 200 comprend ou est utilisé en combinaison avec un dispositif d'acquisition 208 configuré pour l'acquisition d'au moins un signal interférométrique bidimensionnel produit par le dispositif d'interférence 200. Le dispositif d'acquisition 208 est par exemple un capteur d'image, de type caméra CCD (Charge-Coupled Device) ou CMOS (Complementarity metal-oxide- semiconductor). Ce dispositif d'acquisition 208 est capable d'acquérir des images à cadence élevée, par exemple à une fréquence de 100 à 1000 images par seconde, certaines caméras pouvant acquérir jusqu'à plusieurs milliers d'images par seconde.
{0042] Dans un mode de réalisation, en sortie du dispositif d'interférence 200, est placée une optique 207, par exemple un doublet achromatique, dont la focale est adaptée pour permettre un échantillonnage adéquat de l'échantillon 206 par le dispositif d'acquisition 208, et qui permet de conjuguer les plans situés aux foyers des deux objectifs de microscope 203, 204 dans un même plan en sortie du dispositif d'interférence. Le dispositif d'acquisition 208 est placé dans ce dernier plan en sortie du dispositif d' interférence 200 afin d'acquérir les signaux d'interférence produits par le dispositif d' interférence 200. Afin de ne pas limiter la résolution spatiale permise par les objectifs de microscope 203, 204, le choix de la focale de l'optique 207 est fait en adéquation avec le critère de Shannon. La focale de l'optique 207 est par exemple de quelques centaines de millimètres, typiquement 300 mm.
[0043] Le dispositif d'interférence 200 est configuré pour produire un signal interférométrique bidimensionnel, résultant d'une interférence optique entre, d'une part, une onde de référence, obtenue par réflexion de l'onde lumineuse incidente par la surface de réflexion 205 du bras de référence du dispositif d' interférence 200 et, d'autre part, une onde objet, obtenue par rétrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par un échantillon 206 placé dans le bras objet du dispositif d'interférence 200, (0044] En notant /·? l' indice de réfraction du tissu biologique et la longueur de cohérence de la source de lumière 201 , des interférences entre l 'onde lumineuse réfléchie par la surface de réflexion 205 (onde de référence) et l 'onde lumineuse rétrodiffusée par l 'échantillon 206 n'ont lieu que lorsque les chemins optiques dans les deux bras du dispositif d' interférence sont égaux, à /J2n près. Ainsi, des interférences ont lieu entre l'onde de référence et l'onde lumineuse rétrodiffusée par une tranche de l 'échantillon, appelée tranche de cohérence, cette tranche de cohérence étant située dans un plan perpendiculaire à l'axe optique du bras objet, à une profondeur donnée de {'échantillon. L'épaisseur de cette tranche de cohérence est égale à la longueur de cohérence /<■ de la source lumineuse 201 divisée par 2 fois l 'indice « de réfraction du tissu biologique.
(0045) Le signal interférométrique bidimensionnel résultant est acquis à un instant t par le dispositif d'acquisition 208. Il en résulte une image interférométrique brute correspondant à l'état d'interférence à un instant t donné de la tranche de cohérence. Lin élément d'image ou pixel d'image interférométrique situé à une position donnée (i,j), définie relativement à un repère bidimensionnel associé au dispositif d'acquisition 208, présente une valeur I(ij), définie par l'équation (eq l ) ci-dessus et qui correspond à l'intensité du signal interférométrique bidimensionnel, acquis à l' instant t, à la position
[0046] L'intensité I(ij) du signal interférométrique bidimensionnel ou pixel (Lj) d'image interférométrique représente Γ intensité d'une onde élémentaire de sortie, résultant notamment d'une interférence optique entre une onde élémentaire, composant l 'onde de référence, réfléchie par une surface élémentaire de la surface de réflexion 205 et une onde élémentaire, composant l'onde objet, rétrodiffusée par un volume élémentaire ou voxel de la tranche de cohérence de l'échantillon. Un voxel est ainsi un volume élémentaire défini dans la tanche de cohérence. Chaque voxel de ia tranche de cohérence de l'échantillon correspond ainsi à une surface élémentaire de la surface de réflexion 205 et les ondes élémentaires correspondantes interfèrent pour former une onde élémentaire de sortie composant le signal interférométrique bidimensionnel en sortie du dispositif d' interférence 200.
(0047| Con ormément à l'équation (eql ), l'intensité d'une onde élémentaire de sortie comprend en outre une composante l0(î,j)Rjnc(i, j) qui ne résulte pas d'une interférence optique, mais correspond à une onde lumineuse élémentaire provenant de l 'extérieur du voxel ou de réflexions parasites,
[0048] Ces différentes ondes élémentaires de sortie sont acquises en parallèle, à un instant t, par le dispositif d'acquisition 208 pour obtenir une image interférométrique brute.
[0049] L'onde lumineuse élémentaire rétrodiffusée pa un voxel est représentative de l 'amplitude de la somme cohérente des ondes rétrodiffusées par l 'ensemble des structures diffusantes présentes dans ce voxel. [0050J La figure 2 A illustre ce qui se passe au niveau d'un voxe! d'un échantillon de tissu biologique. Une onde plane incidente A est focalisée dans la tranche de cohérence de l'échantillon diffusant. Des diffuseurs ou hétérogénéités D 1 à D10, qui occupent des positions aléatoires spatialement dans l'échantillon, produisent une onde rétrodiffusée B dont l'amplitude et la phase sont aléatoires spatialement produisant dans l'image interférométrique brute le bruit appelé « speckle »,
[0051] La figure 2B est une image d'exemple d'un signal bidimensionnel de « speckle ». On observe sur cette image un bruit à hautes fréquences spatiales, donnant à l'image un aspect sableux, la taille des grains de « speckle » étant d'environ 2 pixels {comprise entre 2 et 3 pixels dans le cas de cet exemple). Dans cette image d'exemple, un zoom d'un facteur 2 a été appliqué de sorte que les grains de « speckle » ont une taille de 4 pixels environ.
[0052 J Ce « speckle » est souvent considéré comme un défaut, en ce sens qu'il ajoute un «bruit » à l'image de l'échantillon. Ce bruit peut être corrigé, par exemple en additionnant plusieurs images décorrélées prises à des profondeurs différentes dans l'échantillon, mais ceci se fait au détriment de la résolution axiale et de la possibilité d'acquérir des images à cadence élevée.
[0053] Pour surmonter de telles limitations, la déposante a montré qu'il est possible de tirer parti des propriétés fréquentielles de ce bruit. En effet, les ondes lumineuses rétrodiffusées par l'échantillon sont affectées par le « speckle », ce bruit étant un bruit multiplicatif, à hautes fréquences spatiales, qui se combine à l'information pertinente [/?./?«( ij )] 1 2 recherchée. On peut donc restituer cette information pertinente en éliminant de l'image interférométrique brute les composantes à plus basses fréquences.
[0054] Le terme d'interférence aléatoire 4Io(ij)[abs(cos(ç(ij)))][RMo(i,j)]'/2 possède ainsi des propriétés fréquentielles distinctes de la composante Ia(i,j)[Rr + i¾(i,j) + j)] qui n'est pas affectée le « speckle ». On considère à cet endroit que le terme Ro(ij), bien qu'étant en pratique affecté par le « speckle », est négligeable devant [RrR (ij)] . On peut ainsi extraire l'information pertinente par une des méthodes décrites ici.
[0055] Le dispositif d'interférence 200 peut également être utilisé en bloquant la transmission optique dans le bras objet, c'est-à-dire, en l'absence d'onde objet, et produire en sortie du dispositif d'interférence 200 un signal bidimensionnel de référence obtenu par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion 205. L'image brute, dénommée ci-après image de référence, qui est acquise à partir de ce signal bidimensionnel de référence comprend des irrégularités et/ou non- uniformités représentatives des irrégularités et/ou non-uniformités propres au dispositif d'interférence 200 et/ou au dispositif d'acquisition 208 et/ou à la source lumineuse 201 , et qui sont donc indépendantes de tout échantillon. Par exemple, les irrégularités de réalisation de la matrice d'acquisition d'image du dispositif d'acquisition 2008 induisent un signal de bruit, de faible amplitude, à hautes fréquences spatiales, sur les pixels de chaque image, produite en sortie du dispositif d'interférence 200, qui est acquise par ce dispositif d'acquisition 208. Selon un autre exemple, la non-uniformité de la source lumineuse induit également des variations spatiales sur les pixels de chaque image, produite en sortie du dispositif d'interférence 200, qui est acquise par ce dispositif d'acquisition 208. [0056] Dans l'équation (eql ), les coefficients R()(i, j) et Ri/lc(i,j) , qui correspondent à l'onde objet sont supposés être égaux à zéro en l'absence d'onde objet. L'image de référence présente une intensité d'illumination pour chaque pixel (ij) qui peut ainsi s'exprimer sous la forme :
IR(i,j) = I^iJ)(Rf ) (eql O)
10057] L'unité de traitement 220 est configurée pour exécuter au moins une étape de traitement d'au moins un signal interférométrique bidimensionnel acquis par le dispositif d'acquisition 208 et/ou au moins une étape de génération d'image conformément à au moins un des procédés d'imagerie selon la présente description, afin de générer au moins une image OCT plein champ de la tranche d'échantillon.
(0058] Dans un mode de réalisation, l'unité de traitement 220 est un dispositif informatique comprenant une première mémoire CM! (non représentée) pour le stockage d'images numériques, une deuxième mémoire CM 2 (non représentée) pour le stockage d'instructions de programme ainsi qu'un processeur de données, apte à exécuter des instructions de programme stockées dans cette deuxième mémoire C 2, notamment pour commander l'exécution d'au moins une étape de traitement d'au moins un signal interférométrique bidimensionnel acquis par le dispositif d'acquisition 208 et/ou d'au moins une étape de calcul d'image conformément à au moins un des procédés d'imagerie selon la présente description.
[0059] L'unité de traitement 220 peut également être réalisée sous forme de circuit intégré, comprenant des composants électroniques adaptés pour mettre en. œuvre la ou les fonctions décrites dans ce document pour l'unité de traitement. L'unité de traitement 220 peut également être mise en œuvre par un ou plusieurs dispositifs physiquement distincts.
(0060J L'unité de traitement 220 est configurée pour calculer au moins une image OCT plein champ de l'échantillon 206 à partir d'au moins un signai interférométrique bidimensionnel obtenu par le dispositif d'acquisition 208.
{0061] Différentes méthodes d'utilisation de ce système d'imagerie et de génération d'images à partir de signaux interférométrique s bidimensionnels produit par ce système d'imagerie sont décrites plus en détail ci-dessous.
[0062] Les principales étapes d'un mode de réalisation d'un procédé d' imagerie selon la présente description, nommé ci-après procédé d'imagerie SP-FFOCT (pour « Single phase Fuil Field OCT »), sont décrites par référence à la figure 3. De même, une image OCT plein champ obtenue par un tel procédé d'imagerie SP-FFOCT sera nommée image SP-FFOCT. Bien que présentées de manière séquentielle, certaines au moins des étapes de ce procédé sont susceptibles d'être réalisées en parallèle d'autres étapes ou dans un autre ordre. Dans au moins un mode de réalisation, le procédé d'imagerie SP-FFOCT est mis en œuvre par l'unité de traitement 220.
[0063] Lors de l'étape 300, un signal inte f érométri que bidimensionnel est produit par l'interféromètre 200, en l'absence d'onde objet et à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, et une image brute de référence ou image de référence est acquise en sortie par le dispositif d'acquisition 208,
[0064] Pour l'acquisition à différence de marche fixe, aucun moyen technique {Le. optique, électrique et/ou mécanique tel que lames biréfringentes, modulateur à effet Pockels, cale piézo- électrique, etc), induisant une variation de la différence de marche entre le bras objet et le bras de référence, n'est utilisé dans le dispositif d'interférence 200 pour produire le signal interférométrique bidimensionnel qui est acquis par le dispositif d'acquisition 208. Par différence de marche fixe, on entend que la différence de chemin optique (en anglais « optical path différence ») entre le bras de référence et le bras objet est constante. Selon un mode de réalisation, la différence de marche est maintenue fixe en maintenant à une position fixe la surface de réflexion dans le bras de référence. Aucun dispositif optique, induisant une variation temporelle de la phase φ(ί, j) (cf. équation (eql )) au cours de l'acquisition d'une image interférométrique brute, n'est notamment utilisé sur les chemins optiques de l'onde incidente, de l'onde objet ou de l'onde de référence.
[0065] Lors de l'étape 310, un échantillon 206 est placé dans le bras objet du dispositif d'interférence 200 à une position permettant d'analyser une première tranche d'échantillon. Cette première tranche est la tranche courante pour la première exécution des étapes 320 à 340 décrites ci- dessous.
[0066] Lors de l'étape 320, un signal interférométrique bidimensionnel de la tranche courante de l'échantillon 206 est produit par l'interféromètre 200 à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence et une image interférométrique brute est acquise par le dispositif d'acquisition 208 à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence. Cette image interférométrique est enregistrée dans une mémoire du dispositif d'acquisition 208. Comme pour l'étape 300, aucun moyen technique, induisant une variation de la différence de marche entre le bras objet et le bras de référence, n'est utilisé pour la production ou pendant l'acquisition du signal interférométrique bidimensionnel qui est acquis par le dispositif d'acquisition 208. Selon un mode de réalisation, la différence de marche est maintenue fixe en maintenant à une position fixe à la fois la surface de réflexion dans le bras de référence et l'échantillon 206 dans le bras objet du dispositif d'interférence 200.
10067 j A l'étape 330, un calcul d'une image normalisée N est effectuée par normalisation de l'image interférométrique brute acquise à l'étape 320. Cette normalisation est effectuée en utilisant l'image de référence acquise à l'étape 300.
[0068] Selon un mode de réalisation, l'image normalisée est calculée comme la division pixel à pixel entre l'image interférométrique brute I(i,j) et l'image de référence IR(ij). Ainsi, pour chaque pixel (ij) de l'image normalisée N :
N{ij)= ( l * I(i,j) ) / IR(ij) (eql l a)
où Kl est un facteur multiplicatif de mise à l'échelle. En pratique, le rapport l(i,j) / IR(ij) étant proche de 1, te facteur multiplicatif Kl peut être choisi en fonction de la dynamique de codage souhaitée, c'est- à-dire par exemple du nombre de bits de codage choisi pour les valeurs N(i j). Par exemple K 128 pour un codage sur 8 bits. .
|0069j En effectuant une normalisation selon l'un quelconque de ces modes de réalisation, l' image normalisée N est indépendante des irrégularités et/ou non-uni for mités propres au dispositif d'interférence 200 et/ou au dispositif d'acquisition 208 et/ou à la source lumineuse 201 , En outre, par rapport à l'image interférométrique brute 1, l 'image normalisée N présente un meilleur rapport signal / bruit.
(0070) A l'étape 340, une image OCT plein champ, ou image SP-FFOCT, est calculée par correction de l 'image normalisée obtenue à l'étape 330. Cette correction est effectuée en prenant en compte la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N ou de l'image interférométrique brute I.
[0071 ] La figure 2C est une image d'exemple d'une fonction d'autocorrélation d'une image normalisée N. On observe sur cette image un cercle blanc central correspondant au pic central de la fonction d'autocorrélation. La largeur de pic du pic central de la fonction d'autocorrélation est approximativement égale au diamètre de ce cercle blanc central, ou au rayon du premier cercle noir autour du cercle blanc centrai. Pour les besoins de la présente description, l' image de la Figure 2C a été zoomée de sorte que la largeur de pic est d'environ 12 pixels, mais en utilisant une échelle correspondant à celle utilisée pour la figure 2B. cette largeur de pic serait d'environ 4 pixels.
[§072] Il est possible également d'utiliser la largeur du pic de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute I acquise à différence de marche fixe. Dans ce cas, par rapport à la figure 2C, s'ajoute un pic de section triangulaire, correspondant à la composante fréquentielle de fréquence égale à zéro ou proche de zéro, c'est-à-dire correspondant à la valeur moyenne des pixels de l'image interférométrique brute I. Cette composante fréquentielle / valeur moyenne ne comporte pas d'information pertinente, et peut donc être éliminée. Ainsi le fait de travailler sur l'image normalisée N permet d'éliminer cette composante fréquentielle / valeur moyenne de l' image interférométrique brute et donc le pic de section triangulaire dans la fonction d'autocorrélation.
|0073j Selon au moins un mode de réalisation, la correction comprend une élimination de fluctuations spatiales basses fréquences, définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N ou de l' image interférométrique brute l.
J0074] Aucune combinaison d'images interférométriques brutes de l'échantillon n'est effectuée. A partir d'une seule et unique image interférométrique brute de Γ échantillon, acquise par le dispositif d'acquisition 208, une image OCT plein champ de l'échantillon, ou image SP-FFOCT, est calculée.
[0075] La génération d'une image SP-FFOCT par traitement d'une image interférométrique brute peut être effectuée soit en temps réel, si les ressources et les capacités de traitement de l'unité de traitement 220 le permettent, soit en temps différé,
[§076] Ainsi, en répétant les étapes 320 à 340 un nombre P quelconque de fois, on peut obtenir une succession de P images SP-FFOCT de l'échantillon à une cadence identique à la cadence d'acquisition des images interférométriques brutes de départ dans le cas d'un traitement en temps réel, ou tout au moins, pour des instants temporels qui correspondent aux instants d'acquisition des images interférométriques brutes, en cas de traitement en temps différé. Cette succession d'images SP-FFOCT peut être utilisée pour une analyse des mouvements dans une tranche de cohérence donnée de l'échantillon, pour effectuer une moyenne ou une combinaison entre ces images SP-FFOCT, ou encore, pour générer une représentation en trois dimensions de l'échantillon en produisant une image SP- FFOCT par tranche de cohérence pour des tranches de cohérence situées à différentes profondeurs dans l'échantillon.
[0077] En l'absence de modulation de la différence de marche, on peut obtenir par unité de temps, pour un échantillon donné, autant d'images OCT plein champ successives distinctes, que le nombre d'images ioterférométriques brutes que le dispositif d'acquisition 208 est capable d'acquérir par unité de temps.
[0078] Les principales étapes d'une première variante de réalisation d'un procédé de correction d'image, sont décrites par référence à la figure 4, Bien que présentées de manière séquentielle, certaines au moins des étapes de ce procédé sont susceptibles d'être réalisées en parallèle d'autres étapes ou dans un autre ordre. Dans au moins un mode de réalisation, le procédé de correction d'image est mis en œuvre par l'unité de traitement 220.
[0079] A l'étape 400, la largeur du pic centra! d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N est obtenue. En l'absence de structures périodiques ou répétitives dans l'échantillon, et compte-tenu de la distribution spatiale aléatoire des hétérogénéités dans l'échantillon, la fonction d'autocorrélation présente un pic central, d'amplitude très nettement supérieure comparativement au reste de la fonction d'autocorrélation, correspondant à des fluctuations spatiales à basses fréquences spatiales dans l'image normalisée N.
[0080] On peut montrer que la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N est fixe et correspond à la largeur de la tâche de diffraction du dispositif d'interférence 200. Cette largeur de pic est donc fonction du dispositif d'interférence 200. Pour un dispositif d'acquisition 208 d'image donné, cette largeur de pic peut être exprimée en nombre de pixels d'image.
Cette largeur de pic est mesurée par exemple à mi-hauteur du pic central de la fonction d'autocorrélation.
[0081] La largeur du pic central de la fonction d'autocorrélation correspond à la largeur de la tâche de diffraction, qui est égale à 1 ,22λ/20Ν où ON est l'ouverture numérique du microscope (ON varie par exemple entre 0.1 et 1) et λ la longueur d'onde de la source lumineuse 20. Cette largeur, calculée en nombre de pixels, dépend de la fréquence d'échantillonnage spatial du dispositif d'acquisition 208. La largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée N est par exemple comprise entre 1 et 4 pixels.
[0082] À l'étape 410, un calcul d'une image intermédiaire D est effectué à partir de l'image normalisée N obtenue à l'étape 330. Dans un mode de réalisation, ce calcul est effectué en calculant des différences pixel à pixel entre l'image normalisée N et l'image normalisée N translatée d'un vecteur V(x,y) de coordonnées (x,y). Pour chaque pixel (i,j) de l'image intermédiaire D :
D(y)= | N(ij) - N(i-x, j-y) | (eql2)
1008 1 L'image intermédiaire D est représentative de fluctuations spatiales à hautes fréquences spatiales dans l'image normalisée N, la fréquence F de ces fluctuations étant telle que F > i/[(x¼ 2)]½
[0084] En pratique, le vecteur V est choisi de sorte que sa norme [{x2+y2)]½ soit supérieure à la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l 'image normalisée N obtenue à l'étape 400, Par exemple, V(x,y)=(2,2) ou V(x,y)=(-2,2) ou V(x,y)=(-2,-2) ou V{x,y)=(2,~2), Selon un autre exemple» V(x,y)=(l ,2) ou V{x,y)=(-1,2) ou V(x.y)={~i ,~2) ou V(x,y)={l ,-2). Selon encore un autre exemple, V(x,y)=(2J ) ou V(x,y)=(-2, 1 ) ou V(x,y)=(-2,-l ) ou V(x,yH2,-ï ).
{0085] A l'étape 420, un calcul d'une image SP-FFOCT Cl est effectué à partir de l'image intermédiaire D obtenue à l'étape 410. Dans un mode de réalisation, ce calcul est effectué par multiplication pixel à pixel de l'image normalisée N avec l' image intermédiaire D suivi d'une opération de mise à l'échelle. Cette mise à l 'échelle peut être effectuée par une fonction linéaire ou non linéaire. |0§86] Selon un premier mode de réalisation, l'opération de mise à l 'échelle utilise la fonction racine carrée, et pour chaque pixel (ij) de l'image SP-FFOCT Cl :
C 1 (ij)= ( N(i j)*D(ij) )m= ( N(i j)*(| N(i j) - N(i-x, j-y) )) 1/2 {eql 3a) soit
C 1 (i jH I N(i j)*N(i j) - N(i j)*N(i-x, j-y) j ) 1/2 (eql 3b)
[0087) Selon un deuxième mode de réalisation, l'opération de mise à l'échelle utilise une division par un facteur d'échelle N, et pour chaque pixel (i j) de l'image SP-FFOCT Cl ;
C l (i j)= ( N(ij)*D(ij) ) / N = ( N(i,j)*(] N(ij) - Nfi-x, j-y) [)) / K2 (eql4a) soit
C 1 (i jH N(i j)* (i j) - N(i j)*N(i-x, j-y) | ) / 2 (e l 4b) où K2 est un facteur d'échelle, par exemple égale à 256 si les pixels de l'image sont codés sur 8 bits avec des valeurs allant de 1 à 255. Dans ce deuxième mode de réalisation, on peut par exemple prendre Kl= K2 = 1 et calculer, directement - c'est-à-dire sans mise à l'échelle - l' image SP-FFOCT C l (ij) à partir de l'image mterférométrique brute I{ij) et de l'image de référence afin d'éviter une perte de précision dans les o érations de di ision, soit :
C l(iJH I(iJ) ) IR0J) ))*(!( I(i j) IR(i j))™ (I(i-x, -y) / m-*, j-y)) (eql 4c)
[0088] Dans ces modes de réalisation, l'image SP-FFOCT Cl est ainsi calculée par correction de chaque pixel N(ij) de l'image normalisée N avec une différence pixel à pixel D(i,j) calculée pour le pixel {i j) concerné.
[0089] Dans l'équation (eql 3a) ou (e l 4a ), en multipliant l'image normalisée N par l'image intermédiaire D et en prenant un vecteur V de norme supérieure à la largeur du pic d'une fonction d'autocorrélation de l' image normalisée M, on obtient une image SP-FFOCT C l dans laquelle les fluctuations spatiales à basse fréquence sont éliminées de manière ciblée, c'est-à-dire dans laquelle les fluctuations spatiales à fréquence F telle que F > l
Figure imgf000018_0001
et les fluctuations spatiales à plus haute fréquence sont conservées.
|0090| A titre de comparaison, en raisonnant sur la base d'une fonction monodimcnsionnelle f(x), représentative d'une ligne de pixels suivant la direction x, la différence f(x)-f(x-Dx) est égale, en prenant une approximation de premier ordre, au produit de la dérivée spatiale df/dx par la différence Dx, Le fait de calculer une dérivée par rapport à une variable spatiale revient ainsi à introduire un filtre « passe haut » sur les fréquences spatiales, plus précisément dans le rapport Dx/p où p est la période spatiale (inverse de la fréquence spatiale) contenue dans le spectre de Fourier, Une différence f(x)-f(x-Dx) d'une ligne d'image de quelques milliers de pixels (par exemple, une ligne de 2000 pixels) permet ainsi de filtrer les basses fréquences spatiales selon la direction x dont la période est très supérieure à Dx, c'est- à-dire dont la fréquence spatiale est très inférieure à 1/Dx.
p091] Dans le cas particulier de l'image normalisée N(ij), les informations correspondant au terme - j R{) (/', j)Rr cos^( , / ) sont conservées. Les autres termes de l'équation (eql ), c'est-à-dire les composantes /o(iJ)[fl, + Ro(ij) + ft„c(ij)], sont éliminés ou négligeables par rapport au terme - //?0( , )/? cos^ ",/) extrait par les méthodes décrites.
[§§92] A l'étape 430, l'image SP-FFOCT C l calculée à l'étape 420 est affichée sur un écran, d'affichage, par exemple sur l'écran d'affichage 230 relié à l'unité de traitement 220,
[0093] Les principales étapes d'une deuxième variante de réalisation d'un procédé de correction d'image, sont décrites par référence à la figure 5. Bien que présentées de manière séquentielle, certaines au moins des étapes de ce procédé sont susceptibles d'être réalisées en parallèle d'autres étapes ou dans un autre ordre. Dans au moins un mode de réalisation, le procédé de correction d'image est mis en œuvre par l'unité de traitement .220.
[0094] À l'étape 500, la largeur L du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image normalisée est obtenue. Cette étape est réalisée de la même manière que ce qui a été décrit plus haut pour l'étape 400.
[0095] Lors de l'étape 510, un filtre passe-haut est obtenu et appliqué dans le domaine des fréquences spatiales à l'image normalisée N obtenue à l'étape 330. Une image SP-FFOCT C2 est ainsi obtenue par filtrage passe-haut de l'image normalisée N, Cette opération de filtrage passe-haut permet d'éliminer de l'image normalisée les fluctuations spatiales à basse fréquence et de ne conserver que le terme ?0(?, j)l R, cos (/,/')) de l'image normalisée N.
[0096] La fréquence Fc de coupure du filtre-passe haut est déterminée en fonction de la largeur L du pic de la fonction d'autocorrélation. En utilisant les notations précédentes, et en utilisant un filtre passe-haut du premier ordre, la fréquence de coupure Fc est de l'ordre de ON/( 1 ,22 λ). La relation entre la fréquence de coupure est dans ce cas : alors :
Fc = 1 / 2L En pratique, une fréquence de coupure Fc fixée entre 5% et 10% de la largeur du spectre en fréquence de l 'image normalisée N peut être utilisée.
[0097] La synthèse du filtre passe-haut et/ou son. application à l'image normalisée peut être réalisée au moyen de différents outils numérique de synthèse de filtre et/ou de filtrage numérique. Différents types de filtre sont utilisables. Par exemple, un filtre passe-haut du premier ordre, du deuxième ordre.
(0098| A l'étape 520, l'image SP-FFOCT C2 calculée à l'étape 510 est affichée sur un écran d'affichage, par exemple sur l'écran d'affichage 230 relié à l'unité de traitement 220.
[0099J Les figures 6À-6C illustrent les composantes fréquentielles contenues dans les images mterférornétriques brutes. La figure 6A représente un signal monodimensionnci correspondant à une représentation selon une dimension (une ou plusieurs lignes corres ondant à 1000 pixels successifs selon l 'exemple de la figure 6A) d'une image interférométrique brute selon l 'équation {eq l ) (ou du signa! interférométrique bidimensionnel correspondant) acquise à différence de marche fixe selon ce qui a été décrit à l'étape 320.
{00100] On observe sur cette figure 6A que ce signal mon odi mens ionnel comprend une composante continue d'amplitude A - environ égale à 10O0 selon l'échelle de la figure 6A - nettement plus élevée que l'amplitude B - inférieure à 10 selon l 'échelle de la figure 6A - des composantes hautes fréquences de ce même signa l monodimensionnel. Cette figure 6A illustre que le rapport signal / bruit est mauvais pour ce signal monodimensionnel et ne permet donc pas d'aboutir à une image OCT plein champ de qualité visuelle suffisante, le signal utile correspondant à la composante Io{ij)[R,Re(i,j)f 1 de l'équation (eql ) étant noyé dans les composantes basses fréquences et n'ayant pas une amplitude ou un contraste suffisant pour pouvoir être exploité efficacement.
[00101 ] La figure 6B est le résultat du traitement du signal monodimensionnel de la figure 6 A par la « méthode des 2 phases » selon l'art antérieur, sur la base de l'équation (cq9).
|00102] On observe sur cette figure 6B une modulation - qui est représentée par la sinusoïde dessinée en pointillé sur la figure 6B - à basse fréquence sur l'amplitude du signal monodimensionnel (ou respectivement du signal interférométrique bidimensionnel) correspondant à une variation sinusoïdale du terme 4Io(ij)[abs(cos(<p(i,j))))][RrRoOj)] > de l' image OCT plein champ.
(00103] La figure 6C est le résultat du traitement du signal monodimensionnel de la figure 6A par le mode de réalisation décrit par référence aux figures 3 et 4. On observe, par comparaison de la figure 6B avec la figure 6C, que les signaux, après traitement par la méthode des 2 phases selon l 'art antérieur décrit en introduction et par un procédé d'imagerie SP-FFOCT selon la. présente description, sont très proches. Dans les deux cas, dans l'image OCT plein champ, chaque pixel a une valeur proportionnelle à l'amplitude de Fonde retrodiffusée par le voxel correspondant du volume de cohérence. La qualité des images obtenues par ces méthodes est ainsi équivalente. On observer en outre que le rapport signal / bruit des signaux des figures 6B et 6C est significativenieni meilleur que celui du signal de la figure 6A. (001041 La figure 7 est une image OCT plein champ d'une tranche d'un échantillon de tissu biologique résultant d'une « méthode 4 phases » tandis que la figure 8 est une image OCT plein champ de la même tranche d'échantillon obtenue par un procédé d'imagerie SP-FFOCT de la présente description. On observe, par comparaison de la figure 7 avec la figure 8, que les deux images sont très proches, de qualité équivalente, et qu'elles permettent toutes les deux de mettre en évidence les mêmes structures du tissu biologique,
[00105] La technique d'imagerie de la présente description permet l'obtention d'images tomograpMques à cadence élevée, cette cadence n'étant actuellement limitée que par les fréquences d'acquisition d'image des caméras utilisables pour l'imagerie OCT Plein Champ, fréquences qui sont de l'ordre de 100 à 700 images par seconde, Cette technique d'imagerie trouve ainsi de nombreuses applications dans toutes les situations dans lesquelles il est souhaitable d'obtenir une image tomographique aussi nette que possible d'un tissu biologique à un instant donné, par exemple dans les cas où le tissu biologique présente des mouvements ou dans l'acquisition in- vivo d'images tomograpMques de tissus biologiques,
[00106] Line première application concerne les examens ophtalmologiques. 11 est connu que la vitesse de déplacement axial de l'œil est de l'ordre de 0.1 mm/s (Heartbeat-Induccd Axial Motion Artifacts in Optical Cohérence Tomography Measuiements of fhe Retina ; Roy de Kinkelder et al. Investigative Ophthalmo gy & Visita! Science, May 2011, Vol. 52, No. 63908 Copyright 2011), cette vitesse de déplacement faisant abstraction des mouvements induits par les battements cardiaques. Pour acquérir une image nette indépendamment de ces déplacements naturels de l'œil, il est possible de travailler à une fréquence d'acquisition d'image d'environ 500 à 1000 images par seconde. A cette fréquence, on peut avoir une différence de marche liée aux mouvements de l'échantillon qui soit inférieure à 80 nra (soit le dixième de la longueur d'onde généralement utilisée). Ainsi, même des mouvements rapides allant jusqu'à 0.04 mm/s n'altéreraient pas de manière significative la qualité des images obtenues. On peut ainsi acquérir in vivo des images de la cornée ou de la rétine.
[00107] Une autre application nécessitant une prise rapide d'images tomographiques est l'endoscopie de contact. Lors d'un tel examen, le médecin met son endoscope en contact avec la surface d'un tissu biologique à examiner, par exemple un épithélium, et fait glisser l'endoscope le long de la surface. Là encore, compte-tenu du déplacement de l'endoscope, il faut pouvoir acquérir des images tomograpMques à cadence suffisamment élevée pour conserver aussi intacte que possible l'information qui est contenue dans l'onde lumineuse rctrodiffusée à chaque instant par l'échantillon. Si la fréquence d'acquisition d'image de la caméra s'avère encore trop basse, il est possible en outre d'utiliser une source lumineuse par impulsion ou par « flash » afin que l'onde lumineuse rétrodiffusée à chaque instant par l'échantillon corresponde à un intervalle de temps encore plus bref que l'intervalle entre 2 images,
[00108] La technique d'imagerie de la présente description est applicable également dans le domaine de la dermatologie, par exemple pour la détection in vivo de tumeurs de la peau. [00109] La technique d' imagerie de la présente description permet plus généralement l'obtention d'images, à cadence élevée et haute résolution, d'échantillons quelconques, que ces échantillons soient biologiques ou non.

Claims

REVENDICATIONS
1 . Procédé d'imagerie par microscopie interférentielle plein champ d'un échantillon volumique et diffusant placé sur un bras objet d'un dispositif d'interférence comprenant :
- une production, au moyen du dispositif d'interférence (200), d'un signal, interférométrique bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d'une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion (205) d'un bras de référence du dispositif d 'interférence (200), et, d'autre part, une onde objet obtenue par rétrodiffusion de l'onde lumineuse incidente par une tranche de cohérence de l'échantillon (206) placé dans le bras objet du dispositif d'interférence (200);
- une production, au moyen du dispositif d'interférence (200), d'un signal bidimensionnel de référence, obtenu en l 'absence d'onde objet, par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion (205) ;
- une acquisition (320), à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel;
- une acquisition. (300), à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, d'une image de référence à partir du signal bidimensionnel de référence ;
- un calcul (330) d'une image normalisée à partir de l' image interférométrique brute et de l'image de référence;
- un calcul (340) d'une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l'image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute.
2. Procédé d'imagerie selon, la revendication 1 , dans lequel le calcul de l'image OCT plein champ comprend, un calcul de différences pixel à pixel entre l'image normalisée et l'image normalisée translatée d'un vecteur de module supérieur à la. largeur dudit pic central de la fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique, un pixel de l'image OCT plein champ étant calculé en fonction d'une dite différence pixel à pixel calculée pour le pixel concerné.
3. Procédé d'imagerie selon la revendication 2, dans lequel un pixel de l'image OCT plein champ est obtenu par multiplication du pixel correspondant de l'image normalisée avec la différence pixel à pixel calculée pour le pixel correspondant et par mise à. l'échelle de la valeur obtenue par ladite multiplication.
4, Procédé d'imagerie selon la revendication 1 , dans lequel le calcul de l'image OCT plein champ comprend un filtrage de l' image normalisée au moyen d'un filtre passe-haut de fréquence de coupure fonction de ladite largeur de pic.
5, Procédé d'imagerie selon l'une quelconque des revendications indépendantes 1 à 4, dans lequel un pixel de l'image normalisée est obtenu en divisant un pixel correspondant de l'image interférométrique brute avec un pixel correspondant de l'image de référence.
6. Système d'imagerie (20) par microscopie intcrfcrenticlle plein champ d'un échantillon volumique diffusant (206) comprenant :
un dispositif d'interférence (200) comprenant un bras objet destiné à recevoir l'échantillon et un bras de référence sur lequel est agencée une surface de réflexion (205), le dispositif d'interférence étant adapté pour
- produire un signal interférométrique bidimensionnel résultant d'une interférence entre, d'une part, une onde de référence obtenue par réflexion d'une onde lumineuse incidente sur une surface de réflexion (205) d'un bras de référence du dispositif d'interférence (200), et, d'autre part, une onde objet obtenue par rétrodiffusion de fonde lumineuse incidente par une tranche de cohérence d'un échantillon (206) placé dans le bras objet du dispositif d'interférence (200);
- produire, en l'absence d'onde objet, un signal bidimensionnel de référence par réflexion de l'onde lumineuse incidente sur la surface de réflexion (205) ;
un dispositif d'acquisition (208) adapté pour
- acquérir, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, une image interférométrique brute à partir du signal interférométrique bidimensionnel ;
- acquérir, à différence de marche fixe entre le bras objet et le bras de référence, une image de référence acquise à partir du signal bidimensionnel de référence;
une unité de traitement (220) configurée pour :
- calculer une image normalisée à partir de l'image interférométrique brute et de l'image de référence acquise;
- calculer une image OCT plein champ de la tranche de cohérence de l'échantillon par élimination, dans l'image normalisée, de fluctuations spatiales basses fréquences définies en fonction de la largeur du pic central d'une fonction d'autocorrélation de l'image interférométrique brute.
7. Système d'imagerie selon la revendication 6, dans lequel l'unité de traitement (220) est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ en calculant des différences pixel à pixel entre l' image normalisée et l'image normalisée translatée d'un vecteur de module supérieur à la largeur dudit pic central de la fonction d'autocorrélation de l 'image interférométrique, un pixel de l'image OCT plein champ étant calculé en fonction d'une dite différence pixel à pixel calculée pour le pixel concerné,
8, Système d'imagerie selon la revendication 7, dans lequel l'unité de traitement (220) est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ par multiplication du pixel correspondant de l 'image normalisée avec la différence pixel à pixel calculée pour le pixel correspondant et par mise à l 'échelle de la valeur obtenue par ladite multiplication.
9. Système d'imagerie selon la revendication 6, dans lequel l'unité de traitement (220) est configurée pour calculer ladite image OCT plein champ par filtrage de l'image normalisée au moyen d'un filtre passe-haut de fréquence de coupure fonction de ladite largeur de pic, ' 10. Système d'imagerie selon l'une quelconque des revendications indépendantes 6 à 9, dans lequel l'uoité de traitement (220) est configurée pour calculer un pixel, de l'image normalisée en divisant un pixel, correspondant de l'image interférométrique brute avec un pixel correspondant de l' image de référence.
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