Способ и устройство для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии

Способ и устройство для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к способу и устройству для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии.

Уровень техники

Оптическая когерентная томография (далее в настоящем документе называемая томографией OCT), в которой используется многоволновая оптическая интерференция, может обеспечивать томографическое изображение высокого разрешения образца (в частности, глазного дна). В последние годы были изучены устройства томографии OCT для целей офтальмологических исследований, в частности, для получения чувствительного к поляризации изображения томографии OCT для визуализации параметра поляризации, который представляет собой одно из оптических свойств, свойственных тканям глазного дна, в дополнение к обычному изображению томографии OCT для визуализации формы тканей глазного дна.

Посредством использования параметров поляризации, чувствительное к поляризации устройство томография OCT может выполнять снимок чувствительного к поляризации изображения томографии OCT и выполнять измерение характеристик или сегментацию тканей глазного дна. Чувствительное к поляризации устройство томографии OCT использует луч, который модулируется лучом с круговой поляризацией в качестве измерительного луча для наблюдения образца, и расщепляет луч, подвергаемый интерференции, на два линейно-поляризованных луча, находящихся в состоянии ортогональной поляризации, и обнаруживает полученные в результате два луча таким образом, чтобы формировать чувствительные к поляризации изображения томографии OCT (см. “E. Goetzinger et al. “Speckle noise reduction in high speed polarization sensitive spectral domain optical coherence tomography”, Optics Express, 19 (15), 14568-14584" (NPL 1)). Кроме того, чувствительная к поляризации томография OCT имеет функцию отставания по фазе визуализации в качестве одного из параметров поляризации, который определяется как разность фаз между двумя компонентами поляризованного луча. Отставание по фазе является полезным для обнаружения изменений на слое нервных волокон сетчатки для выполнения диагностики глаукомы.

В литературе также описан способ уменьшения зернистости, характерной для когерентного света, используемого для томографии OCT, посредством использования многочисленных чувствительных к поляризации изображений томографии OCT. Согласно способу зернистость уменьшается посредством усреднения отставаний по фазе, которые получаются при помощи чувствительной к поляризации томографии OCT. В результате зернистая структура полученного в результате изображения с отставанием по фазе значительно улучшается.

Отставание по фазе определяется как разность фаз между осью наибольшей скорости распространения света и осью наименьшей скорости распространения света, которая наблюдается, при прохождении света через среду. Следовательно, является целесообразным выполнение усреднения с учетом углов, которые образуют ось наибольшей скорости распространения света и ось наименьшей скорости распространения света, используемых в устройстве томографии OCT (далее в настоящем документе называемых ориентацией оси). Однако согласно способу, раскрытому в NPL 1, отставание по фазе получают на основании вычисления арктангенса отношения между двумя поляризованными компонентами (отставание по фазе = arctan(I1/I2)), и отставание по фазе получается без учета ориентации оси. Следовательно, значение отставания по фазе обязательно находится в пределах диапазона от 0 до 90°. В этом способе используется исключительно интенсивность двух поляризованных компонентов, и паразитная зернистость изображения имеет небольшой уровень интенсивности, который принимает нулевое или положительное значение. Поэтому усреднение паразитной зернистости изображения не сходится к нулю и вносит остаток или смещение. Это смещение, в случае низкого значения отставания по фазе, вызывает нежелательное искажение на изображении. Таким образом, даже в случае, когда наблюдается слабый сигнал, если отставание по фазе должно приближаться к 0, то паразитная зернистость изображения производит отличное от нуля значение отставания по фазе, иногда называемое смещение вследствие отставания по фазе. Другими словами, посредством измерения отставания по фазе с использованием интенсивностей поляризованных компонентов (как выполняется и в обычном способе), паразитная зернистость изображения в этих интенсивностях вызывает искажения значения отставания по фазе.

Раскрытие изобретения

Один вариант осуществления настоящего изобретения был получен для обеспечения способа и устройства для обработки данных, способа и устройства, сокращающих возникновение искажения значений отставания по фазе посредством использования многочисленных чувствительных к поляризации изображений томографии OCT.

Согласно одному аспекту настоящего изобретения предусмотрен способ обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии, содержащий: этап получения для получения множества наборов элементов данных о поляризации, полученных из света, отраженного от измеряемого образца; этап преобразования для преобразования элементов данных о поляризации в представление, включающее в себя параметры амплитуды и фазы; и этап вычисления средних значений для вычисления средних значений элементов данных о поляризации, которые представлены в представлении, и формирования набора усредненных элементов данных.

Согласно другому аспекту настоящего изобретения предусмотрено устройство для обработки данных о поляризации чувствительной к поляризации оптической когерентной томографии, содержащее: блок получения, выполненный с возможностью получения множества наборов элементов данных о поляризации, полученных из измеряемого образца; блок преобразования, выполненный с возможностью преобразования элементов данных о поляризации в представление, включающее в себя параметры амплитуды и фазы; и блок вычисления средних значений, выполненный с возможностью вычисления средних значений элементов данных о поляризации, которые представлены в представлении, и формирования набора усредненных элементов данных.

Другие отличительные признаки настоящего изобретения станут очевидны из следующего описания иллюстративных вариантов осуществления со ссылкой на сопровождающие чертежи.

Краткое описание чертежей

Фиг. 1 изображает схему последовательности операций, иллюстрирующую способ обработки данных, выполняемый согласно вариантам осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 2 иллюстрирует конфигурацию устройства визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT согласно вариантам осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 3 иллюстрирует томографическое изображение.

Фиг. 4A и 4B иллюстрируют томографическое изображение и положение получения данных.

Фиг. 5 иллюстрирует изображение SLO (сканирующего лазерного офтальмоскопа).

Фиг. 6 изображает часть схемы последовательности операций, иллюстрирующей обработку данных.

Фиг. 7 иллюстрирует иллюстративные изображения, обработанные посредством использования данных.

Фиг. 8 иллюстрирует обработку данных согласно вариантам осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 9A-9D изображают схемы, иллюстрирующие обработку, выраженную на комплексной плоскости согласно вариантам осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 10A и 10B иллюстрируют иллюстративные результаты обработки вычисления средних значений согласно первому варианту осуществления.

Фиг. 11A-11C иллюстрируют другие примеры получения данных.

Фиг. 12 иллюстрирует схему последовательности операций обработки данных в четвертом варианте осуществления, который включает в себя выравнивание.

Фиг. 13A и 13B иллюстрируют выравнивание для яркостного сканирования.

Фиг. 14 иллюстрирует схему последовательности операций этапа преобразования данных согласно настоящему варианту осуществления.

Фиг. 15 иллюстрирует схему последовательности операций для вычисления вектора Стокса.

Осуществление изобретения

Способ обработки данных согласно настоящему изобретению может быть применен и к другим образцам, не ограничивая объект органами или тканями, включающими в себя человеческие глаза, и относящееся к нему устройство визуализации включает в себя, помимо прочего, офтальмологическое устройство и эндоскоп. Далее в настоящем документе офтальмологическое устройство будет подробно описано со ссылкой на чертежи в качестве иллюстративного устройства, предназначенного для применения настоящего изобретения.

Первый вариант осуществления

Фиг. 1 иллюстрирует схему последовательности операций способа обработки данных о поляризации согласно настоящему варианту осуществления, Фиг. 2 иллюстрирует схематическое представление устройства 200 визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT, включающего в себя устройство 213 обработки данных согласно настоящему варианту осуществления. Сначала, со ссылкой на Фиг. 2, будет описана конфигурация устройства 200 чувствительной к поляризации томографии OCT, а затем, со ссылкой на схему последовательности операций из Фиг. 1, будет описана работа устройства 213 обработки данных согласно настоящему варианту осуществления.

Устройство 200 чувствительной к поляризации томографии OCT согласно варианту осуществления включает в себя систему чувствительной к поляризации томографии OCT (оптической когерентной томографии) и устройство обработки данных, и создает чувствительное к поляризации томографическое изображение посредством обработки данных о поляризации, полученных из системы чувствительной к поляризации томографии OCT. На Фиг. 2 измерительный свет, испускаемый из источника 201 света, преобразуется в линейно поляризованный свет при помощи поляризатора 202, и вводится в волоконный соединитель 203. Источник 201 света является источником света на сверхлюминесцентных диодах (SLD), который является источником света с малой степенью когерентности, и испускает свет, например, с центральной длиной волны в 850 нанометров и шириной полосы в 50 нанометров. Несмотря на то что диод SLD используется в качестве источника 201 света, может быть использован любой источник света, способный к испусканию света с низкой когерентностью, такой как источник света с усилением спонтанного испускания (ASE).

Волоконный соединитель 203 обеспечивает коэффициент связи потока, например, 90:10, вызывает расщепление измерительного света с таким коэффициентом, и направляет расщепленный измерительный свет на опорное плечо (с коэффициентом деления потока равным 90), включающее в себя коллиматор 204, пластинку 205 в четверть волны и зеркало 206 опорного луча, и плечо с образцом (коэффициент деления равный 10), включающее в себя коллиматор 207, пластинку 208 в четверть волны и сканирующее зеркало 209.

Измерительный свет, направляемый на опорное плечо, проходит через пластинку 205 в четверть волны, установленную в положении, повернутом на 22,5 градуса. После его отражения посредством зеркала 206 опорного луча, свет становится линейно поляризованным светом после его прохождения через пластинку 205 в четверть волны, и снова направляется в волоконный соединитель 203. С другой стороны, измерительный свет, направляемый на плечо с образцом, становится светом с круговой поляризацией после его прохождения через пластинку 208 в четверть волны, установленную в положении, повернутом на 45 градусов. Свет с круговой поляризацией отражается посредством сканирующего зеркала 209 и обеспечивается его падение на глаз объекта Eb, который является опытным образцом, предназначенным для измерения.

Кроме того, измерительный свет отражается посредством сетчатки Er и снова направляется на волоконный соединитель 203 через сканирующее зеркало 209 и пластинку 208 в четверть волны, и интерферирует с измерительным светом, который прошел через опорное плечо. Сканирующее зеркало 209 управляется посредством неиллюстрированного устройства управления таким образом, чтобы отклонять измерительный свет в направлениях X и Y, а результат измерения может быть получен в виде отсканированного двумерного изображения сетчатки. Кроме того, в последующем описании, данные, полученные в направлении одиночной линии в направлении луча, называется A-сканированием, а данные, включающие в себя по меньшей мере две длины A-сканирования, расположенные в направлении оси X или направлении оси Y, называется B-сканированием, как иллюстрировано на Фиг. 3.

Интерферирующий свет, сформированный в волоконном соединителе 203, расщепляется на компонент света с горизонтальной поляризацией и компонент света с вертикальной поляризацией в волоконном соединителе 210, включающем в себя расщепитель поляризованного луча, и компоненты по отдельности направляются на спектрометры 211 и 212, включающие в себя дифракционную решетку, камеру линейного сканирования и т.д. Каждый из направляемых интерферирующих лучей света разделяется на его спектральные компоненты, и компоненты преобразуются в электрические сигналы при помощи камеры линейного сканирования и выводятся на устройство 213 обработки данных в виде данных о спектре горизонтальной поляризации и вертикальной поляризации.

Устройство 213 обработки данных функционирует в качестве устройства обработки данных о поляризации согласно настоящему варианту осуществления, и может быть реализовано с использованием персонального компьютера (PC) или цифровой схемы, включающей в себя специализированную интегральную микросхему (микросхему ASIC), и т.д. Кроме того, 214 и 215 обозначают устройство отображения, включающее в себя, например, монитор на жидких кристаллах, обеспеченный для отображения результата обработки данных, и устройство ввода, обеспеченное для ввода команды от пользователя, которое включает в себя клавиатуру, мышь и т.д.

Исходя из вышеуказанного, устройство 200 визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT, описанное в настоящем варианте осуществления, формирует томографию OCT в соответствии со способом с разложением полученного сигнала по спектрам (SD). Однако настоящее изобретение не ограничено способом SD. Таким образом, сущность настоящего изобретения также может быть применена, без ее изменения, к устройству визуализации, достигнутому в соответствии по меньшей мере со способом с использованием генератора качающейся частоты (SS) или способа с разложением полученного сигнала по времени (TD).

В настоящем варианте осуществления, устройство 213 обработки данных реализовано посредством выполнения программы обработки данных, сохраненной в запоминающем устройстве, соединенном с неиллюстрированным PC (персональным компьютером) посредством центрального процессора (CPU), установленного в компьютере PC. Кроме того, управление функционированием всех устройств 200 визуализации чувствительной к поляризации томографии OCT также выполняется посредством CPU, выполняющего программу управления устройством, и, в последующем описании, будет называться устройством управления визуализацией.

С другой стороны, второй измерительный свет, длина центральной волны которого отличается от длины волны из источника 201 света, испускается из полупроводникового лазера 216, и обеспечивается его падение на глаз объекта Eb через перфорированное зеркало 217, сканирующее зеркало 218, способное к отклонению второго измерительного света в направлении глазного дна по двум осям, включающим в себя направление X и направление Y, и дихроическое зеркало 219.

Второй измерительный свет также отражается посредством сетчатки Er, отражается посредством дихроического зеркала 219 и, снова, посредством сканирующего зеркала 218, и отражается посредством перфорированного зеркала 217, и обеспечивается его падение на датчик 220 обнаружения. Второй измерительный свет, который обеспечен для получения плоского изображения глазного дна при помощи двумерного сканирования измерительного света, вводится в устройство управления визуализацией таким образом, чтобы было сформировано плоское изображение. Фиг. 5, для примера, иллюстрирует плоское изображение, называемое SLO (сканирующей лазерной офтальмоскопией) изображение в следующем описании.

При получении данных чувствительной к поляризации томографии OCT, устройство управления визуализацией получает параллельное ей изображение SLO. Кроме того, устройство управления визуализацией извлекает данные о структуре, включающие в себя кровеносные сосуды и т.д., из изображения SLO, обнаруживает перемещения глазного дна и управляет сканирующим зеркалом 209 таким образом, чтобы измерительный свет чувствительной к поляризации томографии OCT, как правило, мог сканировать одно и то же положение на сетчатке.

Ниже будет описано функционирование устройства 213 обработки данных со ссылкой на Фиг. 1 и 4.

Фиг. 4A и 4B схематично иллюстрируют данные, представляющие структуру образца, которые формируются посредством процесса, описываемого позже при помощи данных, полученных под управлением устройства управления визуализацией согласно настоящему варианту осуществления. В настоящем варианте осуществления B-сканирование, включающее в себя линии W A-сканирования (имеющего глубину H) многократно получается N раз, как иллюстрировано на Фиг. 4А. Однако, поскольку в направлении Y никакого сканирования не выполняется, получается N слоев B-сканирования, в разные моменты времени, на одном и том же положении, определенном на оси Y, как изображено на Фиг. 4B. Однако на Фиг. 4A и 4B одиночный лист B-сканирования включает в себя данные горизонтальной поляризации и данные вертикальной поляризации.

Сначала, на этапе S101, устройство 213 обработки данных устанавливает внутренний счетчик n на 1. Как описано позже, внутренний счетчик n, который дает приращение на 1 каждый раз, когда выполняется обработка B-сканирования, обеспечен таким образом, чтобы обработка выполнялась многократно, пока счетчик не будет установлен на значение, равное N.

Затем на этапе S102 вводятся данные изображения n-го B-сканирования. Что касается B-сканирования в этот момент времени, устройство управления визуализацией может получать и заранее сохранять данные изображения N слоев B-сканирования в запоминающем устройстве, или может многократно получать данные для каждого B-сканирования. В данном случае, N-й слой B-сканирования включает в себя данные S n 0 спектра горизонтальной поляризации и данные S n 1 спектра вертикальной поляризации.

Затем на этапе S103 выполняются операции преобразования для элементов входных данных спектра для достижения усреднения. Ниже со ссылкой на Фиг. 6 описана обработка, выполняемая на этапе S103.

На этапе S601 устройство 213 обработки данных, преобразовывает каждые из вышеописанных элементов данных спектра в томографические сигналы, включающие в себя параметры амплитуды и фазы, которые изображены как: A n 0 exp ( i Ф n 0 )

A n 1 exp ( i Ф n 1 )

(Выражения 1)

В данном случае A n 0 и A n 1 обозначают амплитуды томографических сигналов, которые достигаются посредством горизонтальной поляризации и вертикальной поляризации, возникающей для n-го B-сканирования, соответственно, а Ф n 0 и Ф n 1 обозначают фазы. Таким образом,

(Выражения 2)

В данном случае, W, H и N являются количеством A-сканирований в B-сканировании, длиной A-сканирования и количеством B-сканирований, соответственно, как иллюстрировано на Фиг. 4A и 4B. Вышеописанное преобразование достигается посредством применения обработки, выполняемой для преобразования данных спектра в томографические сигналы в процессе томографии OCT, выполняемой согласно способу SD, к данным S n 0 спектра горизонтальной поляризации и данным S n 1 спектра вертикальной поляризации. Поскольку преобразование может быть достигнуто согласно способу, раскрытому, например, в “E. Goetzinger et al., “Polarization maintaining fiber based ultra-high resolution spectral domain polarization sensitive optical coherence tomography”, Optics Express, 17 (25), 22704-22717 (2009)" (NPL 2), то более подробное описание пропущено.

Затем на этапе S602 устройство 213 обработки данных делит томографические сигналы, относящиеся к двум типам поляризации, изображенным в (Выражении 1), друг на друга для вычисления комплексных данных C_n, включающих в себя отставание по фазе и ориентацию оси, которые получаются для n-го B-сканирования в соответствии со следующим уравнением:

(Выражение 3)

С другой стороны, отставание δ_n по фазе и ориентация θ_n оси определяются посредством следующих уравнений:

(Выражение 4), и

(Выражения 5)

Соответственно, C_n становится данными, включающими в себя отставание δ_n по фазе и ориентацию θ_n оси, как показано посредством следующего уравнения:

(Выражение 6)

Как было описано выше, С_n получается посредством деления элементов данных о поляризации, относящихся по меньшей мере к двум различным направлениям, друг на друга, как показано в (Выражении 3). Из C_n могут быть выведены два параметра, как показано в (Выражении 4) и (Выражении 5). Этими параметрами являются:

1. «Отставание по фазе фазы» является разностью фаз между лучами, вектор электрического поля которых ориентирован вдоль оси наименьшей и наибольшей скорости распространения света. Этот параметр содержится в значении C_n Выражения 3 в форме функции arctan и называется δ в Выражении 6.

2. Два комплексных сигнала, как непосредственно измерено, содержат значения фазы Ф0 и Ф1, разность фаз которых ΔФ=Ф1-Ф0 кодирует ориентацию θ оптической оси. Следовательно, фактически существуют два параметра, которые содержатся в результате деления: отставание δ_n по фазе и ориентация θ_n оси.

Тогда C_n становится комплексными данными, которые, по существу, включают в себя отставание по фазе и ориентацию оси образца.

Таким образом, комплексные данные включают в себя информацию, относящуюся к ориентации оси и отставанию по фазе. Вычисленный таким образом C_n временно сохраняется в неиллюстрированном запоминающем устройстве, обеспеченном в устройстве 213 обработки данных.

Затем обработка снова возвращается к схеме последовательности операций из Фиг. 1 для того, чтобы на этапе S104 было дано приращение текущего количества B-сканирований на 1, и на этапе S105 определяется, больше ли обновленное n, чем общее количество N B-сканирований.

Если n не превышает общее количество N B-сканирований, то обработка снова возвращается на этап S102 для выполнения вышеупомянутой обработки. Если n превышает полное количество B-сканирований, то обработка переходит на этап S106.

На этапе S106, устройство 213 обработки данных вычисляет C ¯ , полученное посредством вычисления средних значений C(n=1, …, N), которое вычисляется на основе каждого B-сканирования.

(Выражение 7)

Затем устройство 213 обработки данных вычисляет средние значения отставаний δ ¯ по фазе и ориентации θ ¯ оси в соответствии со следующими уравнениями:

(Выражения 8)

В данном случае отставание δ ¯ по фазе и ориентация θ ¯ оси выражаются следующим образом,

(Выражения 9)

и могут быть отображены в виде изображения отставания по фазе и изображения ориентации оси на плоскости, составленной посредством оси X и оси Z, аналогично обычному томографическому изображению. Таким образом, значение пиксела, обеспеченного в положении (x, z), может быть равно δ ¯ (x, z) для изображения отставания по фазе, и может быть равно θ ¯ (х, z) для изображения ориентации оси.

Устройство 213 обработки данных формирует изображения на основе отставания δ ¯ по фазе и ориентации θ ¯ оси, которые вычисляются в соответствии с (Выражениями 9), соответственно, и выводит сформированные изображения на устройство 214 отображения.

Для примера, Фиг. 7 иллюстрирует режим отображения, используемый посредством устройства 214 отображения согласно настоящему варианту осуществления. Устройство 214 отображения обеспечивает подобласти 702-705 в области 701 отображения. В подобласти 702, курсор 706 накладывается и отображается на изображении SLO. Курсор 706 указывает положение, в котором получаются блоки N B-сканирования, и усредненная ориентация θ ¯ оси и отставание δ ¯ по фазе отображены в подобластях 705 и 704.

Кроме того, интенсивность томографического изображения в этом положении отображена в подобласти 703. Эта интенсивность томографического изображения может быть получена, например, посредством вычисления значения для каждого пиксела с использованием ( A 0 ( x , y , z ) 2 + A 1 ( x , y , z ) 2 ) из амплитуд A n 0 и A n 1 томографических сигналов, как показано в (Выражении 2).

Фиг. 8 изображает конфигурацию вышеописанного устройства 213 обработки данных и поток данных. На Фиг. 8, устройство 801 формирования томографического сигнала преобразовывает данные S n 0 спектра горизонтальной поляризации и данные S n 1 спектра Sn вертикальной поляризации в томографические сигналы A n 0 exp ( i Ф n 0 ) и A n 1 exp ( i Ф n 1 ) , соответственно, и выводит эти томографические сигналы (этап S601). Эти томографические сигналы разделяются посредством устройства 802 разделения сигналов, и комплексные данные C_n, изображенные в (Выражении 3), выводятся на устройство 803 вычисления средних значений (этап S602). Устройство 803 вычисления средних значений вычисляет и выводит отставание δ ¯ по фазе и ориентацию θ ¯ оси, вычисление средних значений которых выполняется на основе (Выражений 7) и (Выражений 8) (этап S106).

Согласно вышеописанному варианту осуществления, могут быть получены следующие преимущества.

Два томографического сигнала, изображенные в (Выражения 1), выражаются как представлено ниже:

(Выражения 10)

В данном случае I_n обозначает коэффициент отражения объекта, а Ф n C обозначает фазовую составляющую, распределенную между обоими поляризованными компонентами, которые получены при помощи интерференции с опорным светом. В данном случае, выполняется деление двух томографических сигналов друг на друга, как показано посредством (Выражения 3) для того, чтобы коэффициент отражения и фаза объекта, которые являются общими составляющими, были компенсированы таким образом, чтобы был достигнут сигнал, включающий в себя исключительно отставание по фазе и ориентацию оси, как показано посредством (Выражения 6).

Фиг. 9A представляет C_n, выраженное посредством (Выражения 6) на комплексной плоскости, и среднее значение C ¯ , вычисленное в настоящем варианте осуществления, представлено в виде черных точек, изображенных на Фиг. 9B - Фиг. 9D. Фиг. 9B представляет состояние, в котором уровень помех является низким. С другой стороны, Фиг. 9C представляет состояние, в котором уровень помех выше, чем на Фиг. 9B, а Фиг. 9D представляет состояние, в котором нет практически ничего, кроме помех. В этом состоянии, в результате вычисления средних значений, значение отставания по фазе становится приблизительно равным нулю.

Однако в соответствии с известной технологией, раскрытой в NPL 1, значение отставания по фазе вычисляется на основе амплитуды двух поляризованных компонентов, как показано посредством следующего выражения, таким образом, чтобы отставание по фазе имело постоянное отличное от ноля значение, при условии, представленном на Фиг. 9D, которое становится искажением и мешает представлению такой структуры, как волоконный слой Хенле, обеспечивающий небольшое отставание по фазе:

(Выражение 11)

С другой стороны, согласно настоящему варианту осуществления, вычисление средних значений выполняется при помощи обработки, достигаемой при помощи представления комплексного числа, включающего в себя амплитуды и фазы двух поляризованных компонентов. Следовательно, может быть точно вычислено значение небольшого отставания по фазе.

Кроме того, Фиг. 10A и 10B изображают пример, который представляет взаимосвязь между количеством усредненных кадров, которое представлено как N, и средним значением отставаний δ по фазе. В соответствии с чертежом, среднее значение отставаний по фазе постепенно уменьшается одновременно с увеличением количества усредненных кадров в соответствии с известной технологией, в то время как среднее значение становится, приблизительно, постоянным для количеств N больших 10, согласно способу из настоящего варианта осуществления, что указывает, что вычисление средних значений выполнено должным образом.

Кроме того, комплексные данные C_n могут быть вычислены в соответствии со следующим выражением, не ограниваясь им (Выражением 3):

(Выражение 12)

В этом случае C ¯ и усредненное отставание δ ¯ по фазе и ориентация θ ¯ оси представлены как:

(Выражения 13)

Второй вариант осуществления

В вышеописанном первом варианте осуществления, среднее значение вычисляется посредством деления двух томографических сигналов, но также возможно и усреднение каждого из сигналов.

Другими словами, вычисление средних значений выполняется для каждого из томографических сигналов, представленных посредством (Выражения 1), для вычисления отставания по фазе и ориентации оси. В этом случае, устройство 213 обработки данных вычисляет усредненные томографические сигналы в соответствии с уравнениями:

(Выражения 14)

Кроме того, если вычисление средних значений выполняют в соответствии с (Выражениями 14), и количество N является большим, то существует возможность того, что компонент сигнала компенсируется, и SNR (отношение сигнал/шум) уменьшено в связи с тем, что фазы Ф n 0 и Ф n 1 могут выполнять независимые колебания посредством флуктуаций фазы для каждого измерения. Соответственно, если время, затраченное для получения данных, превышает определенную величину, то предпочтительно, чтобы вычисление средних значений выполнялось согласно способу, описанному в первом варианте осуществления.

С другой стороны, деление должно выполняться для каждой части данных в соответствии с первым вариантом осуществления. Однако, поскольку деление не выполняется до вычисления средних значений в настоящем варианте осуществления, то вычислительная нагрузка становится относительно низкой, что является благоприятным. Следовательно, в зависимости от значения N, вычисление средних значений может выполняться с более высокой скоростью посредством выбора способа из настоящего варианта осуществления.

В качестве альтернативы, измененное (Выражение 14) может быть использовано для вычисления усредненных томографических сигналов. В этом случае, фаза одного томографического сигнала игнорируется, в то время как выполняется сохранение другой фазы. Например, значение фазовой составляющей exp ( i Ф n 0 ) установлено равным 1, а exp ( i Ф n 1 ) изменяется на exp ( i ( Ф n 1 − Ф n 0 ) )