Высокопроизводительное алгоритмическое и программно-техническое обеспечение приборов оптической когерентной томографии с интерактивным управлением и визуализацией тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 05.11.13, доктор наук Ксенофонтов Сергей Ювинальевич
- Специальность ВАК РФ05.11.13
- Количество страниц 312
Оглавление диссертации доктор наук Ксенофонтов Сергей Ювинальевич
ВВЕДЕНИЕ
ГЛАВА 1 МЕТОДЫ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
1.1 ОБЩИЕ ПРИНЦИПЫ И ФИЗИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
1.2 КОРРЕЛЯЦИОННАЯ ОПТИЧЕСКАЯ КОГЕРЕНТНАЯ ТОМОГРАФИЯ
1.3 СПЕКТРАЛЬНАЯ ОПТИЧЕСКАЯ КОГЕРЕНТНАЯ ТОМОГРАФИЯ
1.4 ОПТИЧЕСКАЯ КОГЕРЕНТНАЯ ТОМОГРАФИЯ С ПЕРЕСТРАИВАЕМЫМ ИСТОЧНИКОМ
1.5 ОПТИЧЕСКАЯ КОГЕРЕНТНАЯ ТОМОГРАФИЯ ПОЛНОГО ПОЛЯ
1.6 ПРАКТИЧЕСКОЕ ПРИМЕНЕНИЕ МЕТОДОВ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
ГЛАВА 2 МЕТОДЫ АСИНХРОННОЙ ПАРАЛЛЕЛЬНОЙ ОБРАБОТКИ ДАННЫХ В СИСТЕМАХ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
2.1 ОСОБЕННОСТИ ПРАКТИЧЕСКОГО ПРИМЕНЕНИЯ РАССМАТРИВАЕМЫХ ПРИБОРОВ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
2.2 ОСОБЕННОСТИ СТРУКТУРЫ И СХЕМНЫХ РЕШЕНИЙ, ПРИМЕНЯЕМЫХ В РАССМАТРИВАЕМЫХ ПРИБОРАХ
2.2.1 Структура корреляционных ОКТ-систем
2.2.2 Структура спектральных ОКТ-систем
2.3 АЛГОРИТМЫ АСИНХРОННОЙ ПАРАЛЛЕЛЬНОЙ ОБРАБОТКИ ДАННЫХ
2.3.1 Особые требования к программно-алгоритмическому обеспечению ОКТ-систем
2.3.2 Асинхронный сбор данных
2.3.3 Метод многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков
2.3.4 Применение метода многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков для корреляционных ОКТ-систем
2.3.5 Применение метода многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков для спектральных ОКТ-систем
2.3.6 Особенности организации параллельных вычислительных потоков при использовании центральных процессоров с технологией HyperТhreading
2.3.7 Применение параллельных вычислений на базе графических процессоров на примере использования технологии СЦОА в спектральных ОКТ-системах
2.4 РЕЗУЛЬТАТЫ ПРИМЕНЕНИЯ АСИНХРОННОЙ ПАРАЛЛЕЛЬНОЙ ОБРАБОТКИ ДАННЫХ В СИСТЕМАХ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
ГЛАВА 3 РЕАЛИЗАЦИЯ КОНЦЕПЦИИ МУЛЬТИМОДАЛЬНОЙ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
3.1 ПРИНЦИП МУЛЬТИМОДАЛЬНОЙ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
3.2 ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ МОДАЛЬНОСТИ СИСТЕМ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
3.2.1 Кроссполяризационные ОКТ-системы
3.2.2 Эластографические исследования на базе спектральных ОКТ-систем
3.2.3 Визуализация микрокапиллярного кровотока на базе спектральных ОКТ-систем
3.3 РЕЗУЛЬТАТЫ ПРАКТИЧЕСКОГО ПРИМЕНЕНИЯ МУЛЬТИМОДАЛЬНЫХ СИСТЕМ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
ГЛАВА 4 АППАРАТНЫЕ, АЛГОРИТМИЧЕСКИЕ И ПРОГРАММНО-ТЕХНИЧЕСКИЕ КОМПОНЕНТЫ СИСТЕМ ОКТ-ВИЗУАЛИЗАЦИИ ВНУТРИГЛАЗНЫХ СТРУКТУР
4.1 ОСОБЕННОСТИ СИСТЕМ ОКТ-ВИЗУАЛИЗАЦИИ ВНУТРИГЛАЗНЫХ СТРУКТУР
4.2 СПЕКТРОМЕТР И ОСНОВНАЯ СИСТЕМА СБОРА ДАННЫХ И УПРАВЛЕНИЯ СПЕКТРАЛЬНОЙ СИСТЕМЫ ОКТ-ВИЗУАЛИЗАЦИИ ВНУТРИГЛАЗНЫХ СТРУКТУР
4.3 МЕТОД КОМПЕНСАЦИИ ВЛИЯНИЯ ХАОТИЧЕСКИХ ПРОДОЛЬНЫХ ПЕРЕМЕЩЕНИЙ ГЛАЗА ВО ВРЕМЯ ОКТ-СКАНИРОВАНИЯ
ГЛАВА 5 ПРОГРАММНО-ТЕХНИЧЕСКИЕ ИНСТРУМЕНТЫ ДЛЯ РАЗРАБОТКИ И ТЕХНОЛОГИЧЕСКОГО ОБЕСПЕЧЕНИЯ ПРИБОРОВ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
5.1 ПРИМЕНЕНИЕ ДОПОЛНИТЕЛЬНЫХ ПРОГРАММНО-ТЕХНИЧЕСКИХ СРЕДСТВ В РАЗРАБОТКЕ И ПРОИЗВОДСТВЕ ОКТ-СИСТЕМ
5.2 ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ ПРОГРАММНО-ТЕХНИЧЕСКИЕ СРЕДСТВА И СРЕДСТВА ТЕХНОЛОГИЧЕСКОГО ОБЕСПЕЧЕНИЯ КОРРЕЛЯЦИОННЫХ ОКТ-СИСТЕМ
5.2.1 Реализация итерационного синтеза сигнала управления оптоволоконным пьезомодулятором
5.2.2 Компенсация температурного изменения задержки процесса модуляции в оптоволоконном интерферометре корреляционной ОКТ-системы
5.3 ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ ПРОГРАММНО-ТЕХНИЧЕСКИЕ СРЕДСТВА И СРЕДСТВА ТЕХНОЛОГИЧЕСКОГО ОБЕСПЕЧЕНИЯ СПЕКТРАЛЬНЫХ ОКТ-СИСТЕМ
5.3.1 Визуализация и анализ спектра интерференционного сигнала спектральной ОКТ-системы
5.3.2 Особенности применения модуляции длины пробега опорной волны для подавления автокорреляционных артефактов в спектральной ОКТ-системе
5.3.3 Компенсация искажений, возникающих при быстром перемещении зонда в спектральной ОКТ-системе
5.3.4 Коррекция влияния материальной дисперсии оптических элементов и неэквидистантности регистрируемых спектральных отсчётов в спектральной ОКТ-
системе
5.3.5 Особенности подавления артефактов флуктуации дистанции до объекта при бесконтактном зондировании в спектральных ОКТ-приборах
5.3.6 Подавление артефактов, вызванных неидентичностью параллельных каналов приема сигнала в спектральных ОКТ-системах
ГЛАВА 6 МЕТОДЫ ТРЁХМЕРНОЙ ВИЗУАЛИЗАЦИИ ДЛЯ СИСТЕМ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
6.1 МЕТОД ПРОЕКЦИИ МАКСИМАЛЬНОЙ ИНТЕНСИВНОСТИ
6.2 МОДИФИКАЦИЯ МЕТОДА ПРОЕКЦИИ МАКСИМАЛЬНОЙ ИНТЕНСИВНОСТИ ДЛЯ ИНТЕРАКТИВНОЙ ВИЗУАЛИЗАЦИИ РЕЗУЛЬТАТОВ ОКТ-ИССЛЕДОВАНИЙ
6.3 МЕТОД ТРЁХМЕРНОЙ ВИЗУАЛИЗАЦИИ ПРОЦЕДУРЫ РУЧНОГО СКАНИРОВАНИЯ В ЭНДОСКОПИЧЕСКОЙ ОКТ-СИСТЕМЕ
6.4 МЕТОД ТРЁХМЕРНОЙ ОКТ-ВИЗУАЛИЗАЦИИ В РЕАЛЬНОМ ВРЕМЕНИ
6.5 МЕТОД ТРЁХМЕРНОЙ ОКТ-ВИЗУАЛИЗАЦИИ МИКРОКАПИЛЛЯРНЫХ СОСУДОВ
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ ПРИЛОЖЕНИЕ
278
ОПРЕДЕЛЕНИЯ, ОБОЗНАЧЕНИЯ И СОКРАЩЕНИЯ
A-скан - в методах оптической когерентной томографии это профиль рассеяния
инфракрасного излучения в глубину исследуемого образца; в двумерном
представлении результатов сканирования чаще всего визуализируется в виде вертикального столбца (элемента изображения);
ADC - англ. Analog-to-Digital Converter, аналого-цифровой преобразователь; устройство, преобразующее входной аналоговый сигнал в дискретный код;
ANSI - англ. American National Standards Institute, Американский национальный институт стандартов; организация разрабатывающая торговые и коммуникационные стандарты, многие из которых получают статус международных стандартов;
ARM9 - группа 32-разрядных процессорных ядер семейства RISC ARM (англ. Reduced Instruction Set Computer (компьютер с набором коротких (простых, быстрых) команд) и англ. Advanced RISC Machine (усовершенствованная RISC-машина)); использование данной архитектуры лицензируется британской корпорацией ARM Limited;
B-скан - в методах оптической когерентной томографии это аналог аксиального или сагиттального томографического среза исследуемой ткани; является совокупностью последовательности A-сканов, визуализируется в виде двумерной яркостной диаграммы, для визуализации используются различные псевдоцветовые палитры или градации серого;
C-скан - в методах оптической когерентной томографии используется для визуализации элементов трёхмерных данных; является срезом трёхмерного распределения, параллельным поверхности исследуемой ткани на заданной глубине; визуализируется в виде двумерной яркостной диаграммы; для визуализации используются различные псевдоцветовые палитры или градации серого;
C/C++ - совокупность компилируемых, статически типизированных языков программирования общего назначения C и C++; C++ в отличии от C является объектно-ориентированным языком программирования;
CPU - англ. Central Processing Unit (центральное процессорное устройство), центральный процессор; главное вычислительное устройство компьютера или встраиваемой вычислительной платформы;
CUDA - англ. Compute Unified Device Architecture (унифицированная вычислительная аппаратная архитектура), программно-аппаратная архитектура параллельных вычислений, основанная на использовании графических процессоров фирмы NVidia Corp.;
DAC - англ. Digital-to-Analog Converter, цифро-аналоговый преобразователь; электронное устройство для преобразования цифрового сигнала в аналоговый;
DirectX - библиотека программных интерфейсов, связанных с программированием под операционными системами семейства Microsoft Windows; предназначена для обеспечения прямого доступа к мультимедиа-функциям персонального компьютера;
DMA - англ. Direct Memory Access, прямой доступ к памяти; режим обмена данными между периферийным устройством и основной памятью вычислительной платформы, в котором центральный процессор не участвует;
EPP - англ. Enhanced Parallel Port (расширенный параллельный порт), расширенный режим работы LPT-порта; разработан компаниями Intel, Xircom и Zenith Data Systems; обеспечивает двунаправленную передачу в параллельном (байтовом) синхронном режиме со скоростью до 2 Мбайт/с;
FD-OCT - англ. Fourier Domain Optical Coherence Tomography (оптическая когерентная томография фурье-области), обозначение совокупности спектрального метода и метода оптической когерентной томографии с перестраиваемым источником;
FF-OCT - англ. Full Field Optical Coherence Tomography (оптическая когерентная томография полного поля), группа методов оптической когерентной томографии в которых применяется зондирование методом «засвечивания» одновременно всего участка ткани, подлежащего исследованию;
FFT - англ. Fast Fourier Transform, быстрое преобразование Фурье, алгоритм компьютерного вычисления дискретного преобразования Фурье, который широко используется для обработки сигналов и анализа данных;
FIFO - англ. First In, First Out (первым пришёл, первым ушёл), способ организации и манипулирования данными относительно времени и приоритетов; такой способ организации называют «очередью»; используется как способ организации работы оперативной памяти с последовательным доступом;
FPGA - англ. Field-Programmable Gate Array (программируемая пользователем вентильная матрица), архитектурная разновидность программируемых логических интегральных схем;
GPIF - англ. General Programmable Interface (общий программируемый интерфейс), архитектура аппаратно-программного интерфейса (совокупности сигнальной шины и системы её конфигурирования), обеспечивающая на физическом уровне гибко-настраиваемый обмен цифровыми сигналами между периферийными устройствами и центральным устройством; разработан Cypress Semiconductor Corp.;
GPU - англ. Graphics Processing Unit (графическое процессорное устройство), графический процессор; имеет специализированную конвейерную архитектуру и набор вычислительных ядер, обеспечивающий параллельную обработку; основное назначение - ускорение визуализации компьютерной графики;
- англ. (IIC) Inter-Integrated Circuit (меж-интегрированная цепь), последовательная асимметричная шина для связи между интегральными схемами внутри электронных приборов;
IFFT - англ. Inverse Fast Fourier Transform, обратное быстрое преобразование Фурье;
in vitro - лат. (в стекле), технология выполнения биологических экспериментов (исследований), когда опыты проводятся над биотканями «в пробирке» - вне живого организма;
in vivo - лат. (в живом), технология выполнения биологических экспериментов (исследований), когда опыты проводятся над биотканями в живом организме;
ISA - англ. Industry Standard Architecture (архитектура промышленного стандарта), 8- или 16-разрядная шина ввода-вывода IBM PC-XT и IBM PC-AT совместимых компьютеров; предназначена для подключения плат расширения;
LPT - англ. Line Print Terminal (терминал линейной печати), стандартный принтерный порт использующий интерфейс Centronics.
LVDS - англ. Low-Voltage Differential Signaling (низковольтная дифференциальная сигнализация), низковольтная дифференциальная передача сигналов; способ передачи электрических сигналов предназначенный для создания высокоскоростных цифровых шин; разработан фирмой Texas Instruments;
MIP - англ. Maximum Intensity Projection, проекция максимальной интенсивности; метод визуализации трёхмерных скалярных данных;
OpenGL - англ. Open Graphics Library (открытая графическая библиотека), спецификация независимого от языка программирования и аппаратной платформы программного интерфейса для написания приложений, использующих двумерную и трёхмерную компьютерную графику;
PC - англ. Personal Computer, персональный компьютер;
PCI - англ. Peripheral Component Interconnect (взаимосвязь периферийных компонентов), стандарт мультиплексной параллельный 32-х или 64-х разрядной шины ввода-вывода для подключения периферийных устройств к системной плате компьютера;
PS-OCT - англ. Polarization Sensitive Optical Coherence Tomography, поляризационно-чувствительная оптическая когерентная томография;
RTOS - англ. Real-Time Operating System, операционная система реального времени;
SD-OCT - англ. Spectral Domain Optical Coherence Tomography (оптическая когерентная томография спектральной области), спектральный метод оптической когерентной томографии;
SS-OCT - англ. Swept Source Optical Coherence Tomography (оптическая когерентная томография с перестраиваемым источником), метод оптической когерентной томографии использующий источник зондирующего излучения с перестраиваемой длиной волны;
TD-OCT - англ. Time Domain Optical Coherence Tomography (оптическая когерентная томография временной области), корреляционный метод оптической когерентной томографии;
USB - англ. Universal Serial Bus (универсальная последовательная шина), последовательный интерфейс для подключения периферийных устройств к вычислительной технике; в версии USB 2.0 имеет мгновенную скорость передачи данных до 480 Мбит/с в полудуплексном режиме передачи; в версии USB 3.0 имеет мгновенную скорость передачи данных до 5 Гбит/с в дуплексном режиме передачи;
АЦП - аналого-цифровой преобразователь; устройство, преобразующее входной аналоговый сигнал в дискретный код;
БПФ - быстрое преобразование Фурье; алгоритм компьютерного вычисления дискретного преобразования Фурье, который широко используется для обработки сигналов и анализа данных;
ВП - волоконный поляризатор;
ИПФ РАН - Институт прикладной физики Российской академии наук; организация, в которой была выполнена данная диссертация;
КП - контроллер поляризации;
ОЗУ - оперативное запоминающее устройство; микросхема оперативной (энергозависимой) памяти;
ОКТ - оптическая когерентная томография;
ПЛМ - программируемая логическая матрица;
ПЗП - пьезо-пластина;
ПЗУ - постоянное запоминающее устройство; микросхема энергонезависимой памяти;
ППЗУ - программируемое постоянное запоминающее устройство; микросхема многократно перепрограммируемой энергонезависимой памяти;
СЛД - суперлюминесцентный диод; источник широкополосного низкокогерентного излучения;
СП - санитарные правила; государственные подзаконные нормативные правовые акты с описаниями и требованиями безопасных и безвредных для человека факторов среды обитания и их оптимальных и безопасных количественных параметров, с целью сохранения здоровья и нормальной жизнедеятельности;
ЦАП - цифро-аналоговый преобразователь; электронное устройство для преобразования цифрового сигнала в аналоговый;
ЭВМ - электронно-вычислительная машина.
ВВЕДЕНИЕ
Рекомендованный список диссертаций по специальности «Приборы и методы контроля природной среды, веществ, материалов и изделий», 05.11.13 шифр ВАК
Системы управления и обработки сигналов в корреляционной и спектральной оптической когерентной томографии2018 год, кандидат наук Терпелов, Дмитрий Александрович
Оптимизация сбора и обработки сигналов в приборах оптической когерентной томографии2017 год, кандидат наук Ксенофонтов, Сергей Ювинальевич
Развитие методов оптической когерентной томографии2018 год, кандидат наук Геликонов, Григорий Валентинович
Анализ рассеяния лазерного излучения в структурно и динамически неоднородных сильнорассеивающих средах применительно к некоторым задачам оптической биомедицинской диагностики2008 год, кандидат физико-математических наук Быков, Александр Викторович
Разработка мультимодальных подходов к исследованию кожи для целей оптической диагностики патологических образований2023 год, кандидат наук Зайцев Сергей Михайлович
Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Высокопроизводительное алгоритмическое и программно-техническое обеспечение приборов оптической когерентной томографии с интерактивным управлением и визуализацией»
Актуальность работы
Работа посвящена исследованиям, связанным с оптической когерентной томографией (ОКТ). ОКТ - это способ визуализации внутренней структуры исследуемого объекта методом интерферометрического приёма оптического фемтокоррелированного сигнала, рассеянного структурами исследуемого образца в обратном направлении, относительно направления зондирующего излучения [1]. Наибольшее распространение методы ОКТ получили в области визуализации структуры биологических и биоподобных сред. Они позволяют получать изображения внутренней структуры приповерхностных тканей живого организма (in vivo) с высоким пространственным разрешением на уровне единиц микрон. В качестве зондирующего излучения в методах ОКТ используется низкокогерентное излучение в ближнем инфракрасном диапазоне (800-1500 нм). Малая мощность зондирующего излучения обеспечивает неинвазивность данных методов.
Методы ОКТ активно развиваются в течение последних трёх десятилетий [2,3]. Исследованиями и разработками в области ОКТ в настоящее время во всём мире занимается до тысячи исследовательских групп.
Подавляющее большинство ОКТ-систем, имеющих практическое воплощение, являются аппаратно-программными комплексами. При этом в качестве управляющей системы в них, как правило, используется персональный компьютер, работающий под управлением операционной системы общего назначения. Специализированные операционные системы реального времени в данном случае используются крайне редко.
ОКТ-приборы, разработанные в ИПФ РАН, рассматриваемые в данной работе, построены по тому же принципу. То есть в них также используется персональный компьютер с операционной системой общего назначения. Очевидно, что в таких системах эффективность алгоритмического и программно-технического обеспечения играет важнейшую роль.
Быстродействие рассматриваемых в данной работе ОКТ-систем составляет тысячи и десятки тысяч A-сканов в секунду. Скорость информационных потоков, которые подвергаются обработке в реальном времени, достигает в этих ОКТ-системах сотен мегабайт в секунду. Для обеспечения работоспособности таких систем, осуществляющих компьютерную визуализацию информации о структуре биоткани в реальном времени и в
интерактивном режиме, потребовалась разработка специализированных быстродействующих методов сбора и обработки данных.
Особенности практического применения влекут за собой требование к обеспечению компактности и мобильности рассматриваемых ОКТ-систем. Это предполагает использование в их составе мобильной вычислительной техники, что вызывает необходимость уменьшения требований к используемой ими вычислительной мощности. Таким образом, актуальной является высокая эффективность вычислительных алгоритмов, используемых для работы с этими ОКТ-системами. Из-за необходимости обеспечения высокой эффективности использования современных многоядерных процессоров и современных многозадачных операционных систем главное внимание в данной работе уделено методам организации параллельных вычислений, асинхронным методам сбора данных и управления и использованию соответствующих аппаратных средств. Основные результаты данной работы были достигнуты благодаря использованию именно этих компонентов и приёмов.
Увеличение быстродействия ОКТ-систем позволяет реализовать не только визуализацию внутренней структуры исследуемой ткани, но и дополнительно визуализировать её физиологические и функциональные параметры. К таким параметрам, например, относятся кроссполяризационные свойства тканей, кровоснабжение, эластографические характеристики. Такие модификации ОКТ-приборов относятся к так называемым функциональным мультимодальным ОКТ-системам. Эти ОКТ-системы имеют большой потенциал как для проведения фундаментальных биологических и биомодельных исследований, так и для других практических применений [4]. Поэтому актуальной является возможность использования дополнительной вычислительной мощности, освободившейся в результате эффективной организации основных вычислительных процедур синтеза ОКТ-изображений, для визуализации в реальном времени дополнительных свойств исследуемой ткани. Методы и результаты реализации таких возможностей продемонстрированы в данной диссертации.
Особенность ОКТ-систем, рассматриваемых в данной диссертации, в отличие от многих других заключается в том, что пользователь в процессе их применения определяет текущее расположение сканирующего зонда относительно исследуемого участка ткани, в основном, по синтезируемому и визуализируемому в реальном времени ОКТ-изображению. Следствием этого является необходимость обеспечения сравнительно высокой частоты следования визуализируемых ОКТ-изображений (от 8 до 60 Гц). Такая
частота должна обеспечивать восприятие этой последовательности ОКТ-изображений пользователем, как непрерывного и эквидистантного по времени видеопотока. Задержка визуализации этого видеопотока не должна превышать ~0,125 а В противном случае, в частности, пользователь не сможет правильно и оперативно изменять положение сканирующего зонда, удерживаемого им в руке. Другими словами, выполнение этих требований призвано обеспечить интерактивность действий пользователя.
Поэтому, для такого типа ОКТ-систем актуальной является задача создания высокопроизводительных алгоритмических и технических методов сбора, передачи, обработки и визуализации информации в реальном времени. Решению именно этой научной задачи посвящено основное содержание данной диссертации.
Цель и задачи работы
Целью работы является создание высокопроизводительных алгоритмических и технических методов сбора, передачи, обработки и визуализации информации в реальном времени, для обеспечения её интерактивного использования в ОКТ-приборах.
Для достижения этой цели были решены следующие задачи:
1. Предложен и разработан метод многократной взаимной синхронизации вычислительных потоков для организации параллельных вычислений на базе многоядерного центрального процессора.
2. Предложены и разработаны программные алгоритмы и средства технического обеспечения систем асинхронного сбора данных и управления ОКТ-приборов.
3. Предложены и разработаны методы обработки ОКТ-сигналов, обеспечивающие визуализацию в реальном времени результатов работы мультимодальной ОКТ-системы.
4. Предложены и разработаны модификации и методы применения проекции максимальной интенсивности для визуализации результатов ОКТ-исследований.
Объект и предмет исследования
Объектом исследования являются приборы оптической когерентной томографии.
Предметом исследования являются методы и алгоритмическое обеспечение
процессов управления, сбора и обработки данных, и способы визуализации в
интерактивном режиме и в реальном времени.
Научная новизна работы
1. Предложен и разработан метод многократной взаимной синхронизации вычислительных потоков, обеспечивающий параллельные вычислительные процедуры на базе многоядерного центрального процессора и экспериментально подтверждена его эффективность.
2. Предложен и разработан метод организации параллельных вычислений и асинхронного сбора данных и управления, позволяющий в реальном времени визуализировать результаты исследований посредством мультимодальных ОКТ-систем и экспериментально подтверждена его эффективность.
3. Предложен и разработан метод численной фазовой коррекции и фильтрации пространственных частот сигнала спектральной ОКТ позволяющий визуализировать в реальном времени микрокапиллярные сосуды в наружных биотканях живого организма, и экспериментально подтверждена его эффективность в условиях отсутствия жесткой фиксации исследуемого объекта.
4. Предложен и разработан метод численной кумулятивной фазовой коррекции сигнала спектральной ОКТ, компенсирующий влияние хаотических продольных перемещений зонда относительно исследуемого объекта и экспериментально подтверждена его эффективность в процедурах ОКТ-визуализации в реальном времени.
5. Предложен и разработан метод использования модуляции длины пробега опорного сигнала и численной фазовой коррекции сигнала спектральной ОКТ для подавления автокорреляционных артефактов и артефактов движения и экспериментально подтверждена его эффективность в процедурах ОКТ-визуализации в реальном времени.
6. Предложены и разработаны модификации метода проекции максимальной интенсивности и экспериментально подтверждена их вычислительная эффективность для задачи трёхмерной интерактивной визуализации и визуализации в реальном времени.
Достоверность результатов работы
Достоверность результатов работы подтверждается использованием корректных и обоснованных с математической точки зрения численных методов, а также многократной повторяемостью результатов экспериментальной проверки и стабильной работоспособностью ОКТ-систем, построенных с использованием результатов настоящей диссертации.
Теоретическая значимость работы
Теоретическая значимость диссертации обоснована тем, что применительно к проблематике диссертации были эффективно использованы численные методы фазового и спектрального анализа и обработки сигналов. Кроме того, был предложен метод организации параллельных компьютерных вычислений, осуществляющихся асинхронно с процессами сбора данных и управления. Также, была проведена модернизация метода проекции максимальной интенсивности для задач интерактивной визуализации и визуализации в реальном времени результатов ОКТ-исследований.
Практическая ценность работы
1. Использование разработанных методов сбора и обработки данных позволило создать несколько модификаций корреляционных и спектральных ОКТ-систем, управляемых через интерфейс USB.
2. Разработанное алгоритмическое, программно-техническое и технологическое обеспечение было применено при проектировании и производстве корреляционных и спектральных ОКТ-систем в ООО «БиоМедТех», в ООО «МеЛСиТек» и в ИПФ РАН.
3. Разработанное алгоритмическое и программно-техническое обеспечение позволило создать ряд мультимодальных ОКТ-систем, используемых в настоящее время в пилотных биологических и модельных исследованиях.
4. Программы, созданные на основе разработанных алгоритмов трёхмерной визуализации, были использованы для представления результатов различных научных исследований.
Практическая ценность настоящей работы документально подтверждена актами
внедрения, представленными в Приложении к диссертации.
Основные положения, выносимые на защиту
1. Метод организации параллельных вычислений на базе многоядерного центрального процессора с применением многократной взаимной синхронизации вычислительных потоков, обеспечивающий непрерывный синтез ОКТ-изображений в реальном времени.
2. Метод мультимодальной ОКТ, обеспечивающий за счёт организации параллельных вычислений визуализацию совокупности дополнительных функциональных характеристик исследуемой биологической ткани.
3. Метод компенсации влияния макродвижений, позволяющий за счёт численной фазовой коррекции и фильтрации пространственных частот сигнала спектральной ОКТ визуализировать в реальном времени микрокапиллярные сосуды в наружных биотканях живого организма.
4. Метод компенсации влияния хаотических продольных перемещений зонда относительно исследуемого объекта, производящейся посредством численной кумулятивной фазовой коррекции сигнала спектральной ОКТ.
5. Метод модуляции длины пробега опорного сигнала и численной фазовой коррекции, предназначенный для подавления автокорреляционных артефактов и компенсации артефактов движения в спектральной ОКТ.
6. Модификации метода проекции максимальной интенсивности, позволяющие визуализировать результаты ОКТ-исследований в виде трёхмерных скалярных данных в интерактивном режиме и в реальном времени.
Апробация работы
Материалы диссертации были доложены на следующих международных и
всероссийских научных конференциях:
- Conference on Biomedical-Optics, SPIE BIOS, San Jose, USA, 25-31 January 2003;
13-th International Laser Physics Workshop (LPHYS'04), Trieste, Italy, 12-16 July 2004;
- PIE/OSA European Conference on Biomedical Optics, Optical Coherence Tomography and Coherence Techniques V, Munich, Germany, 22-26 May 2011;
- IV International Symposium Topical Problems of Biophotonics (TPB-2013) - Nizhny Novgorod - Yaroslavl - Nizhny Novgorod - Kazan - Nizhny Novgorod, Russia, 21-27 July 2013;
- Saratov Fall Meeting 2014, Saratov, Russia, 22-26 September 2014;
- Optical Coherence Imaging Techniques and Imaging in Scattering Media: Brett E. Bouma; Maciej Wojtkowski, Munich, Germany, 21-25 June 2015;
- V International Symposium Topical Problems of Biophotonics (TPB-2015) - Nizhny Novgorod - Elabuga - Nizhny Novgorod, Russia, 20-24 July 2015;
- Optical Coherence Tomography and Coherence Domain Optical Methods in Biomedicine XXI, SPIE BIOS, San Francisco, USA, 28 January-2 February 2017;
- VI International Symposium Topical Problems of Biophotonics (TPB-2017) - St.-Petersburg - Nizhny Novgorod, Russia 28 July-03 August 2017;
- 2nd Canterbury Conference on OCT. Emphasis on Broad-band Optical Sources -University of Kent, Canterbury, Kent, United Kingdom, 6-8 September 2017;
- Dynamics and Fluctuations in Biomedical Photonics XV. San Francisco, USA, 28-29 January 2018;
- 37th Meeting of the European-Society-for-Radiotherapy-and-Oncology (ESTRO) Barcelona, Spain, APR 20-24 2018;
- Optical Coherence Tomography and Coherence Domain Optical Methods in Biomedicine XXIII, SPIE BIOS, San Francisco, USA, 2-7 February 2019;
- XXIII Научная конференция по радиофизике, посвященная 100-летию со дня рождения Н.А. Железцова, Нижний Новгород, Россия, 13-21 мая 2019;
- The VII International Symposium "Topical Problems of Biophotonics - 2019" (TPB-2019) - Nizhny Novgorod - Uglich - Nizhny Novgorod, Russia, 27-31 July 2019;
- VI Съезд биофизиков России, Сочи, Россия, 16 сентября 2019;
- Saratov Fall Meeting 2019, Saratov, Russia, 23-27 September 2019;
- Optical Coherence Tomography and Coherence Domain Optical Methods in Biomedicine XXIV, SPIE BIOS, San Francisco, USA, 1-6 February 2020.
Основные публикации
Основные материалы диссертации опубликованы в 38 научных работах. Из них: 22 статьи в рецензируемых изданиях, рекомендованных ВАК для публикации результатов диссертаций [1.1-1.22], 5 публикаций в материалах международных конференций, индексируемых в системах Scopus и Web of Science [3.1-3.5], 3 публикации в книгах и главах научных сборников [4.1-4.3]. Методы и алгоритмы, описанные в диссертации, защищены 7-ю патентами на изобретение [2.2-2.8] и одним свидетельством о государственной регистрации программы для ЭВМ [2.1].
Личный вклад автора
Все результаты настоящей диссертации получены автором лично или при его непосредственном участии. В частности, автор разработал всё программно-алгоритмическое обеспечение, описанное в настоящей работе. Кроме того, автор предложил схемные решения и принимал участие в разработке электронных модулей сбора данных и управления ОКТ-приборов. Автор принимал непосредственное участие в создании методов обработки ОКТ-сигналов.
Структура диссертации
Диссертация состоит из введения, 6-ти глав, заключения и приложения. Общий объём диссертации составляет 312 стр. Диссертация содержит 123 рисунка. Список литературы содержит 240 наименований.
Краткое содержание диссертации
В первой главе рассмотрены различные методы ОКТ, известные в настоящее время. Описаны методы корреляционной ОКТ, спектральной ОКТ, ОКТ с перестраиваемым источником и ОКТ полного поля. Рассмотрены перспективы описанных методов и особенности их практического применения. Описаны сравнительные
характеристики существующих методов ОКТ и приведено обоснование применения корреляционного и спектрального метода для оптоволоконных ОКТ-систем, рассматриваемых в диссертации. Кроме того, приведено обоснование необходимости применения предложенных и разработанных высокопроизводительных методов сбора, передачи, обработки и визуализации информации в реальном времени для ее интерактивного использования.
Вторая глава посвящена предложенным и разработанным методам асинхронной параллельной обработки данных, предназначенным для использования в ОКТ-приборах. В разделе 2.1 описываются особенности практического применения рассматриваемых ОКТ-приборов и приводится обоснование применения выбранных алгоритмических и технологических методов. В разделе 2.2 приводятся особенности структуры и схемных решений, применяемых в рассматриваемых ОКТ-приборах. В разделе 2.3 описываются предложенные и разработанные методы асинхронного сбора данных, многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков и приводятся примеры их применения в процедурах синтеза ОКТ-изображений. В разделе 2.4 обсуждаются результаты практического применения разработанных методов и перспективы их дальнейшего использования.
Третья глава посвящена описанию реализации концепции мультимодальной ОКТ. В разделе 3.1 формулируется общий принцип мультимодальной ОКТ. В разделе 3.2 описываются предложенные и разработанные методы реализации кроссполяризационной, эластографической и микрокапиллярной модальностей. В разделе 3.3 приводятся результаты практического применения разработанных методов.
Четвёртая глава посвящена предложенным и разработанным аппаратным, алгоритмическим и программно-техническим компонентам систем ОКТ-визуализации внутриглазных структур. В разделе 4.1 сформулированы особенности данных ОКТ-систем и их отличия от ОКТ-систем описываемых ранее. В разделе 4.2 описывается предложенный и разработанный спектрометр, предназначенный для системы ОКТ-визуализации внутриглазных структур. Описывается предложенная и разработанная для него система сбора данных и управления. В разделе 4. 3 описывается предложенный и разработанный метод компенсации влияния хаотических продольных перемещений глаза во время ОКТ-сканирования.
Пятая глава посвящена созданным программно-техническим инструментам, предназначенным для разработки и технологического обеспечения ОКТ-приборов.
Описаны связанные с ними методы, применяемые в процессе синтеза ОКТ-изображений в реальном времени. В разделе 5.1 приведено обоснование применения дополнительных программно-технических средств в разработке и производстве ОКТ-систем. В разделе 5.2 описаны предложенные и разработанные дополнительные программно-технические средства и средства технологического обеспечения корреляционных ОКТ-систем и приведены результаты их применения. В разделе 5.3 описаны предложенные и разработанные дополнительные программно-технические средства и средства технологического обеспечения спектральных ОКТ-систем и приведены результаты их применения для подавления артефактов в процессе синтеза ОКТ-изображений в реальном времени.
Шестая глава посвящена предложенным и разработанным методам трёхмерной визуализации. В разделе 6.1 описан стандартный метод проекции максимальной интенсивности, как основа разработанных алгоритмов трёхмерной визуализации. В разделе 6.2 описана предложенная и разработанная модификация метода проекции максимальной интенсивности, предназначенная для интерактивной визуализации результатов ОКТ-исследований. В разделе 6. 3 описан предложенный и разработанный метод трёхмерной визуализации процедуры ручного сканирования в эндоскопической ОКТ-системе. В разделе 6. 4 описан предложенный и разработанный метод трёхмерной ОКТ-визуализации в реальном времени. В разделе 6.5 описан предложенный и разработанный метод трёхмерной ОКТ-визуализации микрокапиллярных сосудов.
В Заключении сформулированы основные результаты данной работы.
В Приложении представлены акты внедрения результатов диссертации.
ГЛАВА 1 МЕТОДЫ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
1.1 ОБЩИЕ ПРИНЦИПЫ И ФИЗИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
Термин оптическая когерентная томография (ОКТ) впервые был введен в работе [1] в 1991 году. Метод ОКТ стал принципиально новым физическим способом исследования, позволяющим визуализировать внутреннюю структуру исследуемого объекта. Этот метод основан на зондировании исследуемого образца оптическим фемтокоррелированным излучением. В отличие, например, от ультразвуковой локации в методе ОКТ используется интерференционный приём рассеянного излучения.
Основным условием работоспособности метода ОКТ является наличие в исследуемом материале оптических неоднородностей, которые приводят к рассеянию зондирующего излучения в обратном направлении. Это рассеянное излучение принимается и анализируется [5,6]. По изменению поля рассеянного излучения относительно поля зондирующего излучения оценивается пространственное распределение и анизотропия коэффициента обратного рассеяния, которые в результате дают информацию о внутренней структуре исследуемого объекта [7]. Поэтому, спектральный диапазон зондирующего излучения выбирается таким образом, чтобы в данном диапазоне ткани исследуемого объекта имели как можно меньшее поглощение при сохранении рассеивающих свойств. Для обеспечения максимальной глубины зондирования зондирующее излучение выбирается в спектральном диапазоне, в области так называемого «окна прозрачности биоткани», то есть в диапазоне, где исследуемые ткани обладают малым поглощением света.
Основной областью применения ОКТ являются неинвазивные исследования биологической ткани с высоким пространственным разрешением в единицы микрон. Поэтому для ОКТ в качестве зондирующего излучения применяется оптическое излучение ближнего инфракрасного диапазона (длина волны в диапазоне 800-1500 нм) с длиной свободного пробега в 150-300 микрон. Это обусловлено тем, что именно в этом диапазоне биологические ткани обладают минимальным поглощением. При этом глубина зондирования для большинства биологических тканей, из-за эффектов рассеяния и затухания отклика, ограничивается единицами миллиметров. Исключение составляют прозрачные ткани глаза и зубная эмаль.
Отсутствие существенного воздействия на биоткани, определяющее метод ОКТ как неинвазивный, связано с тем, что применяемая мощность зондирующего излучения в используемом спектральном диапазоне существенно меньше мощности солнечного излучения на уровне моря [8].
При данных условиях становится неприменимым такой метод исследования, как импульсное зондирование с последующей временной селекцией. Этот метод широко применяется, например, при исследовании биологических тканей ультразвуковыми волнами. Но в данном случае время распространения оптического излучения в исследуемой области ограничено несколькими пикосекундами, а измерение столь малых временных интервалов технически недоступно. Поэтому, для анализа рассеянного инфракрасного излучения в ОКТ используется интерферометрический метод.
Явление интерференции основывается на когерентных свойствах оптического излучения. В качества зондирующего излучения в ОКТ используется низкокогерентное излучение с длиной когерентности в единицы микрон [9-11]. При этом продольное разрешение Аг в методах ОКТ имеет зависимость:
Дгк , (1)
ДЯ
где Я - центральная длина волны зондирующего излучения, ДЯ - ширина полосы зондирующего излучения по уровню 1/2. Типичные значения ДЯ - составляют от десятков до сотен нанометров, что при значениях средней длины волны 800^1300 нм позволяет иметь продольное разрешение Аг на уровне от десятков до единиц микрон.
Поперечное разрешение конфокальных методов ОКТ определяется конструкцией и свойствами фокусирующей системы. Оно связано с дифракционным пределом, и ограничено значением:
Ай « А , (2)
2п
где п - показатель преломления в среде. Следует отметить, что поперечное разрешение конфокальных методов дополнительно ограничено тем обстоятельством, что чем меньше диаметр фокусной перетяжки зондирующего пучка (или перетяжки диаграммы приёма рассеянного излучения), тем меньше диапазон глубины, на котором обеспечивается
соответствующее поперечное разрешение. Данная проблема может быть решена применением динамической фокусировки или применением многоканальной оптической системы с разными приёмопередающими оптическими трактами, обеспечивающими фокусировку для разных каналов на разных глубинах. Такие системы способны обеспечить рекордные показатели разрешения, но при этом очень громоздки, сложны, дороги и нетехнологичны [1.1,4.1,4.2].
Для разных реализаций метода ОКТ его разрешение, составляющее 2^20 мкм, на один-два порядка лучше, чем в случае использования высокочастотного ультразвукового метода, который являлся самым высокоразрешающим методом визуализации внутренних структур биоткани до изобретения ОКТ [19].
Неинвазивность методов ОКТ обеспечивается за счёт применения зондирующего излучения с мощностью, не превышающей предельно допустимые значения, установленные стандартами безопасности (ANSI Z.136, СП 5804-91). Данные ограничения, установленные для лазерного излучения, приведены в таблице (Рис. 1).
Длина волны оптического излучения, мкм Мощность оптического излучения, не более мВт
0,63 0,22
0,67 0,22
0,85 0,44
0,98 0,80
1,05 1,11
1,3 8,85
1,5 10,00
Рис. 1 - Предельно допустимые безопасные значения мощности лазерного излучения
Стоит отметить, что в русскоязычной научной среде часто дискутируется вопрос о корректности термина оптическая когерентная томография. При этом есть претензии ко всем трём словам этого термина. Прилагательное «оптическая» чаще всего ассоциируется с видимым излучением, тогда как в ОКТ, преимущественно, в качестве зондирующего, используется излучение ближнего инфракрасного диапазона. Применение прилагательного «когерентная», имеет двоякий смысл. С одной стороны, в методах ОКТ используется низкокогерентное излучение, и с этой позиции термин «когерентная» кажется некорректным. Но при этом, метод ОКТ основан на свойстве низкокогерентного излучения, оставаться практически полностью когерентным, при разности хода интерферирующих лучей, не превышающей длину когерентности. Эта длина мала, и не превышает единиц микрон, но это и позволяет выделять баллистические фотоны. Поэтому прилагательное «когерентная» вполне уместно для метода ОКТ, несмотря на то, что в нем используется исключительно «низкокогерентное излучение», относительная ширина оптического спектра которого не превышает десятков процентов. Утверждается, что термин «томография» также не корректен, так как томографией принято называть послойное восстановление изображений методом решения обратной математической задачи. Однако начальный смысл термина томография - это «рисование среза». В 19-веке в Англии томографией называли то, что в России называли анатомическими срезами Пирогова. И в этом смысле слово «томография» вполне приемлемо. В результате, термин оптическая когерентная томография является общепризнанным во всём мире.
Похожие диссертационные работы по специальности «Приборы и методы контроля природной среды, веществ, материалов и изделий», 05.11.13 шифр ВАК
Исследование проницаемости биологических тканей для иммерсионных агентов и наночастиц методами оптической когерентной томографии и нелинейной микроскопии2016 год, кандидат наук Трунина Наталья Андреевна
«Коррекция фазовых искажений и определение границ объекта в оптической когерентной томографии с использованием методов математической статистики и дифференциальной геометрии»2021 год, кандидат наук Маткивский Василий Александрович
Формирование сигнала и свойства визуализации в интерференционной микроскопии2014 год, кандидат наук Гребенюк, Антон Александрович
Управление оптическими свойствами биотканей для повышения чувствительности оптической когерентной томографии2011 год, кандидат физико-математических наук Агрба, Павел Дмитриевич
Методы увеличения чувствительности и улучшения разрешения в задачах оптической когерентной томографии2011 год, кандидат физико-математических наук Шабанов, Дмитрий Владимирович
Список литературы диссертационного исследования доктор наук Ксенофонтов Сергей Ювинальевич, 2020 год
ИСТОЧНИКОМ
ОКТ с перестраиваемым источником (в англоязычной литературе: swept source OCT, SS-OCT) [25,29,38] и спектральная ОКТ развиваются параллельно. Основной математический аппарат, применяемый для синтеза ОКТ-изображений для этих методов, во многих аспектах, идентичен.
Источник излучения, перестраиваемый по частоте
Зеркало
опорного
плеча
Выходной объектив и сканирующая система (X,Y)
Исследуемый объект
Фотоприёмник
Рис. 7 - Схема оптических элементов ОКТ-системы с перестраиваемым источником на
базе интерферометра Майкельсона
Характерной особенностью схемы ОКТ-системы с перестраиваемым источником (Рис. 7) является использование в качестве источника зондирующего излучения лазера, с перестраиваемой частотой излучения. Приём и оцифровка интерферометрического сигнала осуществляются синхронно с перестройкой частоты излучения. В результате анализируемый сигнал является спектром амплитуды интерферометрического оптического сигнала.
На Рис. 8 приведён спектр перестраиваемого источника [29].
Рис. 8 - Сигнал перестраиваемого источника, измеренный оптическим спектроанализатором; наблюдаемая модуляция на графике является артефактом, связанным со спектральным разрешением и настройкой времени сканирования
спектроанализатора
Подобная форма спектра зондирующего излучения характерна для большинства реализаций ОКТ с перестраиваемым источником. В таком случае продольная разрешающая способность данного метода, в отличие от спектрального и корреляционного (19), может быть оценена как:
1/Я2^ А2= 2( ДЯ>
(24)
где Я - центральная длина волны зондирующего излучения, ДЯ - ширина полосы зондирующего излучения.
В сравнении со спектральными ОКТ-системами, системы с перестраиваемым источником обладают более высокой скоростью. Это связано с тем, что скорость работы перестраиваемых лазеров превосходит производительность линеек фотоприёмников.
Особенность схемы с перестраиваемым источником даёт более широкие возможности для применения различных дополнительных оптических и электрооптических элементов. Это связано с тем, что канал приёма всего один и перед ним несложно установить многие приспособления. Таким образом, многие проблемы борьбы с артефактами ОКТ-изображений можно решить, не программно, а аппаратно.
При этом вычисление A-скана можно свести только к одному преобразованию Фурье. Это позволяет делать такую процедуру при помощи простого сигнального процессора. Таким образом можно снизить требования к вычислительной мощности управляющей вычислительной системы.
Основным недостатком ОКТ-систем с перестраиваемыми источниками по сравнению со спектральными системами является их большая себестоимость. Перестраиваемые лазеры в разы, а иногда на порядок дороже, чем камеры линейного сканирования. Кроме того, дополнительной сложностью ОКТ с перестраиваемым источником является необходимость обеспечения спектральных отсчетов интерференционного сигнала при строго эквидистантных шагах по оптической частоте.
Потенциал в повышении разрешающей способности у спектральных ОКТ-систем выше, чем у систем с перестраиваемыми источниками. Это связано с тем, что для реализации высокого разрешения нужно перестраивать лазер в широком диапазоне длин волн, а это сложнее и дороже использования более широкополосного СЛД или даже нескольких СЛД в спектральной системе.
К недостаткам ОКТ-систем с перестраиваемым источником относится то обстоятельство, что используемые в них лазеры являются многочастотными. При этом, эффект конкуренции временных мод в этих нелинейных системах является источником дополнительных помех и причиной «нестабильности» получаемой картинки. Для борьбы с этими эффектами приходится использовать дополнительные дорогостоящие оптические элементы. Это же приводит к тому, что в ОКТ-системах с перестраиваемым источником нельзя использовать произвольную оптическую схему интерферометра. Кроме того, конкуренция временных мод в источнике приводит к тому, что фазовый сдвиг между комплексными значениями результатов фурье-преобразований исходных данных соседних А-сканов является случайной величиной, в отличие от спектрального метода. А это затрудняет, или даже исключает соответствующий фазовый математический анализ и связанные с ним дополнительные возможности, которые будут продемонстрированы в следующих главах данной диссертации.
1.5 ОПТИЧЕСКАЯ КОГЕРЕНТНАЯ ТОМОГРАФИЯ ПОЛНОГО ПОЛЯ
Тенденция развития методов ОКТ такова, что главной сравнительной характеристикой ОКТ-систем считается скорость. Принято считать, что для большинства ОКТ-приложений главной целью считается получение трёхмерного скалярного массива, который соответствует внутренней структуре исследуемого объекта. И чем быстрее эти данные получаются, тем лучше. Во многом такой подход справедлив. До сих пор многие считают, что основным (и даже единственным) практическим применением ОКТ является визуализация структуры сетчатки глаза. Сверхвысокая скорость получения ОКТ-изображений позволила бы игнорировать проблемы, связанные со спонтанными физиологическими движениями глаза и морганием во время ОКТ-сканирования. Поэтому увеличение скорости ОКТ-систем является основным направлением, практически, всех научных исследований в этой области.
Основным способом увеличения скорости ОКТ-системы принято считать избавление от необходимости любого механического сканирования. На этом основаны идеи самых различных методов ОКТ, объединённых под названием ОКТ полного поля (в англоязычной литературе: full field OCT, FF-OCT).
Эти разнообразные подходы объединяет следующее. В качестве зондирующего излучения используется не фокусированный сканирующий пучок, как в методах, описанных выше, а "засвечивается" одновременно весь участок, подлежащий исследованию. Для регистрации результата интерференции используется не линейка фотоэлементов, а высокоскоростная, высокочувствительная двумерная камера с высоким разрешением (Рис. 9).
Коллиматор исследуемый I объект
Матрица фотоэлементов
Рис. 9 - Иллюстрация общего принципа ОКТ полного поля
В остальном применяются различные подходы. Некоторые аналогичны спектральной ОКТ. В некоторых случаях используется перестраиваемые источники. Некоторые методы аналогичны корреляционным ОКТ. Есть методы, использующие управляемые оптические фильтры. В настоящее время во всём мире над темой ОКТ полного поля работает до сотни исследовательских групп. В качестве примеров можно привести системы, описанные в работах [39-42].
Несмотря на впечатляющие результаты, достигнутые некоторыми экспериментальными ОКТ-системами полного поля, имеется ряд проблем, не позволяющих использовать эти системы кроме как для лабораторных целей.
В частности, иногда, для достижения необходимой чувствительности при сверхскоростном приёме оптического излучения приходится использовать мощные зондирующие источники. А это исключает широкое практическое использование таких установок, так как превышается предельно допустимая норма облучения. Более того, многие материалы обладают существенным поглощением в используемом инфракрасном диапазоне зондирующего излучения, и поэтому могут подвергнуться, в данной ситуации, недопустимому нагреву. В таких случаях, для практической демонстрации реализованного метода подбирают только образцы из непоглощающих материалов, часто умалчивая о соответствующих ограничениях в практическом применении.
Базовым недостатком ОКТ-систем полного поля является принципиальная чувствительность к сигналам многократного рассеяния. Это порождает большое количество когерентных шумов и артефактов и снижает эффективный динамический
диапазон метода. При этом, данного недостатка лишены корреляционные ОКТ, спектральные ОКТ и ОКТ с перестраиваемым источником, в силу наличия в них конфокального фактора.
Кроме того, для реализации трёхмерной визуализации в реальном времени для ОКТ-систем полного поля требуется гигантская вычислительная мощность. Для этих целей в некоторых случаях используются специализированные вычислительные станции, использующие десятки вычислительных модулей с графическими процессорами. Системы сбора данных и предварительной обработки таких установок - это так же сверхмощные, сверхскоростные уникальные устройства.
Сложность и высокая стоимость применяемой элементной базы (оптических компонентов, специализированных камер, источников) исключают массовое применение таких систем в настоящее время. А при использовании дешёвых компонентов и упрощённых методов скорость таких систем не превышает скорость спектральных ОКТ-систем или ОКТ-систем с перестраиваемыми источниками.
1.6 ПРАКТИЧЕСКОЕ ПРИМЕНЕНИЕ МЕТОДОВ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ
ТОМОГРАФИИ
Несмотря на то, что исследованиями и разработками в области ОКТ в настоящее время занимается до тысячи исследовательских групп, полностью готовых к использованию и доступных для коммерческого приобретения ОКТ-систем не так много.
Наибольшее количество коммерчески-доступных модификаций ОКТ-приборов в настоящее время предназначено для исследований внутренней структуры глаза [43,44] (Рис. 10).
Рис. 10 - ОКТ-система фирмы Optovue (США) предназначенная для исследований
внутренней структуры глаза
На сегодняшний момент на рынке таких ОКТ-приборов присутствуют 10 - 15 производителей из США, Японии, ФРГ, Польши и Китая. Они производят около 30-ти модификаций ОКТ-систем предназначенных для визуализации сетчатки глаза (Рис. 11).
Рис. 11 - Пример изображения структуры сетчатки глаза, полученного при помощи
ОКТ-системы
Кроме того, некоторые изделия в дополнительной комплектации способны визуализировать структуру переднего отдела глаза (Рис. 12). Некоторые модификации предназначены только для визуализации переднего отдела глаза.
Рис. 12 - Пример изображения структуры переднего отдела глаза, полученного при
помощи ОКТ-системы
Подавляющее большинство коммерческих ОКТ-систем, предназначенных для исследования внутриглазных структур, являются спектральными. Несколько систем относятся к системам с перестраиваемым источником. Корреляционные ОКТ-системы подобного рода в настоящее время уже сняты с производства и считаются устаревшими.
Другим коммерциализированным направлением использования ОКТ является исследование внутренней поверхности стенок крупных коронарных сосудов [45] (Рис. 13).
Рис. 13 - Пример ОКТ-системы (разработка фирмы LightLab (США)), предназначенной для исследования стенок крупных коронарных сосудов
В данное время на мировом рынке известно только о двух модификациях коммерческого ОКТ-прибора для этого назначения (производства Японии и США). Оба этих прибора являются ОКТ-системами с перестраиваемым источником.
Помимо этого, существует некоторое количество производителей, которые предлагают, как готовые ОКТ-системы, так и компоненты для их самостоятельной сборки (Рис. 14).
т.
Рис. 14 - Лабораторная ОКТ-система фирмы Thorlabs (ФРГ)
Эти изделия, позиционируются в качестве оборудования для научных экспериментов. Эти системы и компоненты относятся к спектральным ОКТ-системам и к ОКТ-системам с перестраиваемым источником.
Анализируя параметры этих реально существующих ОКТ-систем можно сделать выводы о сравнительных параметрах различных методов ОКТ, достигнутых практически.
Скорость последних модификаций корреляционных ОКТ-систем, предназначенных для визуализации внутриглазных структур, составляла 400 A-сканов в секунду.
Максимальная скорость различных модификаций спектральных ОКТ-систем достигает ~75000 А-сканов в секунду.
Типичная скорость для готовых ОКТ-систем с перестраиваемыми источниками составляет 50000-100000 А-сканов в секунду. При этом существуют коммерчески доступные перестраиваемые источники со скоростью 200000 А-сканов в секунду.
О практической максимальной скорости ОКТ-систем полного поля судить сложно. Демонстрируются выставочные образцы со скоростью более 1000000 А-сканов в секунду. Но в силу их уникальности и гигантской себестоимости трудно судить об их перспективах.
В настоящей работе рассматриваются ОКТ-системы разработанные в Институте прикладной физики Российской академии наук (ИПФ PAH). Специалисты ИПФ РАН являются первыми в России разработчиками ОКТ-систем. Основное назначение
рассматриваемых ОКТ-систем - это практическое исследование различных биологических структур. Данные ОКТ системы предназначены для исследования и визуализации внутренней структуры слизистых оболочек и серозных покровов внутренних органов т \1\о в реальном времени. Кроме того, некоторые модификации этих ОКТ-системы, предназначены для трёхмерной визуализации т \1\о в реальном времени внутренней структуры наружных биотканей. Помимо этого, в ИПФ РАН ведутся разработки первой в России системы ОКТ-визуализации сетчатки глаза.
Уникальность этих ОКТ-систем и выдающиеся результаты были обеспечены благодаря достижениям ИПФ РАН в области волоконно-оптической широкополосной интерферометрии и фемтосекундной оптики. При построении этих систем был применён не имеющий аналогов в мире подход, заключающийся в том, что данные ОКТ-системы созданы полностью на базе волоконно-оптических элементов [46-48]. Это обеспечило их компактность, надёжность и мобильность. Данные качества обеспечили широкое применение этих ОКТ-систем в практических исследованиях. Применяемые передовые волоконно-оптические технологии позволили нижегородским учёным впервые в мире создать компактные сканирующие зонды, совместимые со стандартным эндоскопическим оборудованием [49,50,1.3] (Рис. 15).
Рис. 15 - Применение гибкого сканирующего зонда для исследования слизистой
оболочки внутренних органов
Это позволило нижегородским учёным впервые в мире использовать ОКТ в эндоскопическом варианте и впервые в мире получить прижизненные изображения внутренней структуры слизистых оболочек внутренних органов и серозных покровов [48]. Автору на сегодняшний момент не известны другие доступные аналоги эндоскопических ОКТ-систем. Отчасти это обусловлено отсутствием программного обеспечения в системах ОКТ, основанном на алгоритмах, обеспечивающих получение важной исследовательской информации при микромасштабной структуре объекта в условиях его физиологических движений. Именно таким алгоритмам посвящена настоящая работа.
Оптоволоконная архитектура рассматриваемых ОКТ-систем обеспечивает их надёжность, безопасность, малую мощность излучения, возможность стерилизации и взаимозаменяемость используемых зондов.
На основе вышесказанного можно сделать вывод, что наиболее подходящим для практической реализации оптоволоконных ОКТ-систем является использование корреляционного и спектрального методов. Это обусловлено их совместимостью с изотропной одномодовой волоконной оптикой и с тандемной интерферометрической системой, описываемой ниже.
Первые практические эксперименты по использованию ОКТ в эндоскопическом приложении продемонстрировали необходимость обеспечения интерактивного режима использования ОКТ-прибора. Для этого необходимо было предложить и разработать ряд высокопроизводительных методов сбора, передачи, обработки и визуализации информации в реальном времени на основе мобильных вычислительных платформ. Описанию таких методов посвящена следующая глава диссертации.
ГЛАВА 2 МЕТОДЫ АСИНХРОННОЙ ПАРАЛЛЕЛЬНОЙ ОБРАБОТКИ ДАННЫХ В СИСТЕМАХ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
2.1 ОСОБЕННОСТИ ПРАКТИЧЕСКОГО ПРИМЕНЕНИЯ РАССМАТРИВАЕМЫХ ПРИБОРОВ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
Данная работа рассматривает ОКТ-системы, разработанные в ИПФ РАН. Они предназначены для биологических, биомодельных и других прикладных исследований внутренней структуры наружных биотканей, слизистых оболочек и серозных покровов внутренних органов in vivo. Эта задача определяет ряд особенностей и специфических требований, предъявляемых к данным ОКТ-приборам.
Вследствие того, что все рассматриваемые ОКТ-приборы были разработаны и изготовлены с целью их активного практического использования, они не могли быть реализованы в виде набора элементов размещённого на поверхности оптического стола, как часто бывает в лабораторных установках, рассматриваемых в большинстве научно-технических и научно-физических публикаций по теме ОКТ. Ещё одной причиной существенных отличий рассматриваемых ОКТ-систем от прочих аналогов является стремление к их скорейшей коммерциализации и, как следствие, стремление к максимальному снижению их себестоимости.
Специфика основной задачи использования предполагает, что рассматриваемые приборы должны обладать комплексом свойств, обеспечивающим электробезопасность, электромагнитную совместимость, стерилизуемость и дезинфицируемость, не превышение предельно допустимых параметров по облучению и так далее.
Ещё одним требованием к рассматриваемым приборам является обеспечение их транспортабельности. Это необходимо потому, что биологические эксперименты с лабораторными животными происходят в специализированных удалённых помещениях за пределами ИПФ РАН. В силу тех же причин компактность и мобильность данных ОКТ-систем также приветствуется.
Данные ОКТ-системы, чаще всего, в ходе биологических экспериментов эксплуатируются технически слабо подготовленным персоналом. Поэтому особую актуальность имеет простота их использования.
Основной отличительной особенностью применения рассматриваемых в данной работе ОКТ-систем является интерактивный режим их использования. Другими словами, эти ОКТ-системы отличаются от многих других тем, что при их использовании пользователь определяет текущее расположение сканирующего зонда относительно исследуемого участка ткани непосредственно по визуализируемому в реальном времени ОКТ-изображению. Это влечёт за собой необходимость обеспечения высокой частоты следования визуализируемых ОКТ-изображений (такая частота кадров должна быть такой, чтобы результат воспринимался как видеопоток). Кроме того, этот визуализируемый поток изображений должен быть непрерывным и эквидистантным по времени. Задержка при визуализации этого потока не должна превышать 0,125 с.
2.2 ОСОБЕННОСТИ СТРУКТУРЫ И СХЕМНЫХ РЕШЕНИЙ, ПРИМЕНЯЕМЫХ В
РАССМАТРИВАЕМЫХ ПРИБОРАХ
2.2.1 Структура корреляционных ОКТ-систем
Как было отмечено в предыдущей главе, первые реализации ОКТ-систем были основаны на корреляционном принципе. В ИПФ РАН к 2001 году было разработано некоторое количество модификаций корреляционных ОКТ-приборов. Их общей характерной особенностью было то, что они были созданы на основе оптоволоконных элементов. В качестве источника зондирующего излучения в них применялись различные образцы СЛД (суперлюминисцентный диод - широкополосный источник инфракрасного излучения). Все они были построены на базе интерферометра Майкельсона (Рис. 16).
СЛД
сь
фотодиод
Рис. 16 - Схема интерферометра Майкельсона, использовавшаяся в ранних
модификациях ОКТ-систем
Применение оптоволоконных элементов в оптической схеме позволило обеспечить гибкость зонда, надёжность, компактность и транспортабельность. Это было большим преимуществом по сравнению с зарубежными ОКТ-системами, основанными на воздушных оптических элементах. Это открывало возможность к применению данных приборов в широком спектре биологических и других прикладных исследований. Основным предназначением этих ОКТ-систем было использование их в составе эндоскопических устройств.
Данные приборы, в силу особенностей применяемой оптической схемы, были созданы в ИПФ РАН на базе анизотропного оптоволокна и соответствующих волоконных
оптических элементов, сохраняющих состояние линейной поляризации оптических волн в интерферометре. В том числе и эндоскопические зонды имели в основе своей конструкции анизотропное оптоволокно. Это позволяло проводить биологические и биомодельные исследования внешних и внутренних органов живых организмов условиях их не полной пространственной фиксации. Однако ввиду больших длин своих оптических трасс, волоконные эндоскопические зонды не были взаимозаменяемыми (в основном относительно их дисперсионных характеристик) и изготавливались индивидуально для каждого экземпляра ОКТ-прибора. Впоследствии были найдены иные решения проблемы сохранения видности интерференционной картины и воспроизводимости дисперсионных характеристик зондов.
К 2001 году скорость корреляционных ОКТ-приборов, разработанных в ИПФ РАН, составляла ~100 А-сканов в секунду. Типичный B-скан состоял из 200 A-сканов. Поэтому один кадр ОКТ-изображения (B-скан) получался за 2 секунды. Визуализация ОКТ-изображения осуществлялась следующим образом. А-сканы отображались последовательно, синхронно с процедурой сканирования в окне визуализации. А-сканы заполняли окно визуализации последовательно в виде вертикальных строк. Каждый чётный B-скан заполнялся слева-направо, а нечётный справа-налево.
В первых модификациях ОКТ-устройств применялись в качестве интерфейса сбора данных и управления универсальные платы АЦП-ЦАП. Эти платы монтировались в корпусе системного блока персонального компьютера (PC). В качестве интерфейса с компьютером в них использовалась стандартная системная шина (на тот момент ISA или PCI). В основном это были изделия фирмы L-Card.
Выбор такой конфигурации был обусловлен тем, что средняя скорость потока, передаваемого из ОКТ-устройства в PC, была ~100 Кбайт в секунду. При этом, в то время не было доступных стандартных внешних компьютерных интерфейсов, обеспечивающих такую скорость передачи данных в реальном времени без задержек.
Применение встраиваемых плат расширения ограничивало мобильность ОКТ-систем, так как предполагало использование только настольных персональных компьютеров. Для того чтобы исправить эту ситуацию был задействован следующий технический приём. В качестве интерфейсных устройств были использованы внешние системы сбора данных, которые подключались к компьютеру через LPT-порт, работающий в режиме EPP. В первой из этих модификаций применялось устройство NI DAQPad-1200 фирмы National Instrument. В следующих модификациях использовались
устройства E330 фирмы L-Card. Это позволило применять в составе ОКТ-систем мобильные компьютеры. Кроме того, это облегчило использование настольных компьютеров, так как это избавило от необходимости разбирать системный блок для монтажа встраиваемой платы расширения. Впоследствии, с появлением интерфейса USB и с появлением соответствующих периферийных устройств, в качестве интерфейсных систем для ОКТ-устройств были использованы соответствующие универсальные модули сбора данных.
Рассмотрим архитектуру электрических сигналов, применяемую в ранних модификациях корреляционных ОКТ-приборов (Рис. 17).
Рис. 17 - Архитектура электрических сигналов, применяемая в ранних модификациях
ОКТ-приборов
В ранних модификациях корреляционных ОКТ-приборов, разработанных в ИПФ РАН, внутри блока ОКТ располагались только аналоговые электрические схемы. Генератор пилообразного напряжения формировал высоковольтный сигнал управления оптоволоконным пьезомодулятором оптической разности хода в плечах интерферометра Майкельсона. Оптическая разность хода изменялась на величину глубины зондирования, которая составляла около 2 миллиметров, со скоростью около 0,2 м/с. Сигнал с фотоприёмника (фотодиода) (с частотой заполнения ~400 кГц) поступал на схему усиления, фильтрации, детектирования и логарифмирования.
Необходимость логарифмирования при ОКТ-визуализации обусловлена необходимостью отображения картины рассеяния в очень большом динамическом диапазоне (в десятки децибел). Такой динамический диапазон обусловлен тем, что в таких
биологических средах, как кожа, слизистая оболочка, серозная ткань, оптический сигнал состоящий из баллистических фотонов убывает в е раз при увеличении локальной глубины на ~170 микрон при длине волны 850 нанометров и на ~350 микрон при длине волны 1300 нанометров, при необходимости локации до 1,5 - 2 миллиметров.
Далее этот сигнал поступал в универсальную плату (устройство) аналогового ввода-вывода, для его оцифровки. Синхросигнал начала оцифровки А-скана поступал в плату ввода-вывода, будучи сформированным в генераторе сигнала управления волоконным модулятором. Программа РС осуществляла команду старта оцифровки А-скана, начало которой было синхронизировано посредством вышеописанного синхросигнала. После окончания процедуры оцифровки программно подавалась команда на ЦАП платы аналогового ввода-вывода для осуществления перемещения сканирующей системы зонда, а также считывались данные А-скана для их последующей визуализации. При этом сформированный ЦАП-ом сигнал поступал на усилитель и подавался на сканирующую систему эндоскопического зонда.
Таким образом, компьютерная процедура, осуществляющая данные действия может быть описана как синхронный сбор данных и синхронная визуализация. В этом случае нет большой проблемы в обеспечении скорости обработки данных, так как такая реализация корреляционного метода аппаратно выдаёт практически готовый результат.
Для устранения недостатков и для обеспечения качественного скачка в увеличении скорости корреляционных ОКТ-систем была разработана новая оптическая схема и применён новый принцип сбора данных и управления. Кроме того, скорость сканирования разностью хода между сигнальной и опорной волнами была увеличена до 5,5 м/с, при сохранении прежней глубины сканирования.
Оптическая схема новой ОКТ-системы была создана на основе изотропного одномодового оптоволокна и соответствующих оптоволоконных элементов. Этот подход позволил значительно снизить себестоимость системы и улучшить её технологичность. Кроме того, этот подход в совокупности с применением тандемной схемы интерферометра (Рис. 18) позволили применить в составе этой системы взаимозаменяемые эндоскопические сканирующие зонды.
Рис. 18 - Схема скоростной корреляционной тандемной оптоволоконной ОКТ-системы
Применение тандемной схемы обеспечило повторяемость оптических дисперсионных характеристик эндоскопических сканирующих зондов за счёт применения изотропного одномодового волокна в основе их конструкции. Аналогично [51,52], в этой схеме, в качестве основного измерительного устройства, применяется интерферометр Физо [53]. При этом в качестве опорной грани используется оптическая поверхность выходного торца волокна зонда. Вторая грань образуется рассеиваетелем внутри исследуемого объекта. Дополнительный интерферометр Майкельсона предназначен для коррекции разности хода интерферирующих волн, а также для осуществления сканирования в глубину при помощи модулятора длины оптического пути. Поскольку для модуляции разности плеч интерферометра Майкельсона использовались оптоволоконные пьезомодуляторы на изотропном волокне [54,1.4], то для компенсации паразитного наведённого двупреломления в модуляторе (то есть в плечах дополнительного интерферометра) использовались фарадеевские 45° отражатели [55].
Разность длин базовых плеч дополнительного интерферометра Ьр должна быть близкой к длине базы интерферометра Физо. За счёт этого общая длина эндоскопического зонда может быть произвольной, в отличие от схемы Рис. 16, где общая длина зонда является частью длины сигнального плеча и должна соответствовать длине опорного плеча. В схеме Рис. 18, дополнительно, появляется возможность осуществления
чувствительного балансного (дифференциального) приёма, частично компенсирующего меньшую чувствительность интерферометра Физо по сравнению с интерферометром Майкельсона.
Электрическая часть данной тандемной ОКТ-системы с общим оптическим путем для сигнальной и опорной волн, которая в англоязычной литературе обозначается как "common path system", работает следующим образом. Система сбора данных и управления формирует синхронизированные управляющие сигналы. Эти сигналы, во-первых, обеспечивают поперечное механическое сканирование посредством сканирующей системы эндоскопического зонда (сканирование вдоль поверхности исследуемого объекта). Во-вторых, эти сигналы обеспечивают работу оптоволоконных пьезомодуляторов (сканирование в глубину исследуемого объекта со скоростью около 5,5 м/с). В результате дифференциальный оптический интерферометрический сигнал принимается парой фотоэлементов, усиливается и оцифровывается. Несущая частота этого сигнала ~11 МГц, ширина полосы ~1МГц, частота оцифровки 25 МГц. В результате, непрерывный поток данных с помощью системы сбора данных и управления передается в персональный компьютер. Эти данные дискретизируются синхронно с процедурами модуляции и со сканированием в поперечном направлении. Для получения ОКТ-изображения эти данные следует подвергнуть операции детектирования и логарифмирования. Эти функции возложены на управляющую программу, функционирующую в персональном компьютере.
В отличие от предыдущих модификаций, в данной ОКТ-системе отсутствуют электрические схемы логарифмического усиления и амплитудного детектирования. Передача непрерывного потока данных во время сканирования в компьютер и передача управляющих команд от компьютера ОКТ-системе осуществляется через интерфейс USB 2.0. Для этого, в данной ОКТ-системе были использованы микросхемы контроллеров USB-устройств FT2232 и FT4232 фирмы Future Technology Devices International Ltd. На Рис. 19 представлена схема специально разработанного модуля асинхронного сбора данных и управления, с указанием типов и марок используемых микросхем и структуры электрических связей.
CMOS генератор 80МГц
USB-концентратор uPD720112
USB 2.0
ПЛМ
ЕРМ3128ATC100-5N
схема управления пьезомодулятором
USB-контроллер FT2232H
USB-контроллер FT4232H
,2C
ППЗУ 24FC1025
UART
FIFO 72V2113
схема усиления и оцифровки
FIFO 72V2113 ЦАП AD5342
I аналоговые | сигналы управления
Рис. 19 - Схема сбора данных и управления скоростной корреляционной
оптоволоконной ОКТ-системы
В результате, данная схема, обеспечивает непрерывный асинхронный сбор данных и управление корреляционной тандемной ОКТ-системой с использованием интерфейса USB 2.0 при его предельной пропускной способности.
При замене аналоговых схем обработки сигнала высокочастотной оцифровкой в совокупности с применяемой программной обработкой был достигнут динамический диапазон синтезируемого ОКТ-изображения в 30-35 дБ над уровнем фонового шума. Эти параметры были достигнуты, несмотря на то, что разрядность используемого АЦП составляла 8 бит, а скорость работы ОКТ-системы превысила 3000 A-сканов в секунду. Приемлемая глубина и скорость сканирования данной системы были достигнуты благодаря использованию разработанных в ИПФ РАН многослойных оптоволоконных пьезомодуляторов, обеспечивающих изменение оптического пути до 10 мм со скоростью до десятков метров в секунду [1.4].
2.2.2 Структура спектральных ОКТ-систем
Для дальнейшего развития скоростных и функциональных характеристик ОКТ-приборов, одновременно с разработкой скоростных модификаций корреляционных ОКТ-систем, в ИПФ РАН были разработаны спектральные ОКТ-системы.
Стоит отметить, что спектральный метод ОКТ с момента его изобретения [25] некоторое время не получал развития ввиду малого быстродействия имевшихся на то время линеек фотоприёмников в диапазоне «окна прозрачности биоткани» [56]. Ввиду огромного интереса к спектральным ОКТ-системам, в мире началась разработка и дальнейшее совершенствование скоростных линеек фотоприемников в ближнем ИК-диапазоне (1000 - 1300 нанометров).
Для сохранения достижений в области надёжности, компактности и мобильности ОКТ-систем, новая спектральная ОКТ-система, разработанная в ИПФ РАН, так же, как и при разработке корреляционных систем, имела в основе своей конструкции волоконную оптику [32-35]. Схема данной системы представлена на Рис. 20.
Рис. 20 - Схема эндоскопической спектральной оптоволоконной системы оптической
когерентной томографии
Интерферометрическая часть схемы спектральной ОКТ (Рис. 20), как и в корреляционной схеме, описанной выше (Рис. 18), имела тандемную структуру. Так же, как и в корреляционной схеме (Рис. 18), в качестве основного измерительного устройства был применён интерферометр Физо. Дополнительный интерферометр Майкельсона был предназначен для уменьшения длины измерительной базы. Разность длин плеч дополнительного интерферометра Ьр должна быть близкой к длине базы интерферометра Физо. В этом случае на выходе такой системы появляется пара компонент излучения с разностью хода, не содержащей длины базы интерферометра Физо. Это сделало данную схему применимой для использования сменных эндоскопических зондов с высокой степенью воспроизводимости их дисперсионных характеристик. Кроме того, это позволило использовать в конструкции данной ОКТ-системы одномодовое изотропное оптоволокно и соответствующие оптоволокнные элементы, что сильно снизило себестоимость системы и улучшило её технологичность.
В отличие от корреляционной схемы (Рис. 18), в спектральной схеме (Рис. 20) использовался не четырёхпортовый, а трёхпортовый циркулятор. Поэтому, в данном случае, интерферометрическая часть имела только один выход. Этот выход был подключён к спектрометру.
В данной схеме оптоволоконные пьезомодуляторы имеют другое назначение, нежели, чем в корреляционной схеме. В данном случае они исполняют функцию скоростных фазовращателей, что позволяет при создании модуляции разности фаз в плечах интерферометра по определенному закону и при проведении соответствующих математических манипуляций с данными соседних А-сканов, трансформировать спектр мощности, получаемый спектрометром, в комплексный спектр. Отметим, что если бы преобразование Фурье [57] (в данном случае это основное математическое действие, предназначенное для синтеза ОКТ-изображения в спектральной ОКТ-системе) выполнялось с необработанными данными спектра мощности, то результат имел бы эрмитов фурье-образ. Это привело бы к тому, что получаемое ОКТ-изображение было бы симметрично относительно нулевой разности длин оптических путей. В данном случае, не представлялось бы возможным отличить сигнал интерференции с положительной и отрицательной разностью хода между опорной и рассеянной волнами. Применяемая
фазовая модуляция интерферометрического сигнала и последующая трансформация спектра мощности в комплексный спектр (спектр амплитуды и фазы) позволила избежать артефактов подобного рода [33,1.21].
Применение призмы-компенсатора в конструкции применяемого спектрометра было обусловлено следующим. Для того чтобы в результате прямого преобразования Фурье последовательности спектральных отсчётов получалось эквидистантное по оптическому пути отображение глубины рассеивателей, необходимо, чтобы последовательность спектральных отсчётов на выходе спектрометра была эквидистантной по оптической частоте. Но дифракционная решётка не даёт такого эквидистантного разложения. Призма компенсатор (или пара последовательно расположенных призм) играет роль оптического преобразователя, который, в совокупности с дифракционной решеткой делает пространственное разложение спектральных компонент на линейной матрице фотоприёмников эквидистантным по частоте излучения [34,35,1.9]. Однако в случае достаточно широкого спектра зондирующего сигнала эта оптическая компенсация выполняется только частично. Для окончательного решения этой проблемы иногда приходится прибегать к дополнительным математическим преобразованиям.
Основным аспектом работы схемы (Рис. 20) является следующее. Система сбора данных и управления в реальном времени передаёт в компьютер непрерывный поток данных, состоящий из однотипных последовательностей данных при периодическом опросе линейной матрицы фотоприемников. Эти данные, которые описывают спектры оптического интерферометрического сигнала, формируются одновременно на каждом элементе матрицы в течение каждого А-скана за счет фотодетектирования и интегрирования оптического сигнала. Эти данные, записанные одновременно на всех элементах матрицы, считываются в определенной последовательности посредством оцифровки сигналов линейки фотоэлементов, входящей в состав спектрометра. Экспозиция этой линейной матрицы соответствующим образом синхронизирована с процедурами модуляции и механического сканирования посредством сигналов, сформированных системой сбора данных и управления (Рис. 20).
В рассматриваемой системе (Рис. 20) используется линейная матрица фотоприёмников (сенсор линейного сканирования) SU512LD производства Sensors Unlimited (США) с длиной волны максимальной спектральной чувствительности около 1300 нм. Скорость этого сенсора линейного сканирования превышает 20 000 А-сканов в секунду. Он состоит из 512-ти InGaAs элементов. Таким образом, средняя скорость потока данных, передаваемого в компьютер этой ОКТ-системой в процессе сканирования, превышает 20 мегабайт в секунду. Эта передача осуществляется при помощи интерфейса USB 2.0. Этот же интерфейс используется для передачи команд от компьютера к ОКТ-системе. Для этого, также, как и в скоростной оптоволоконной корреляционной ОКТ-системе, в данной системе используются микросхемы контроллеров USB-устройств FT2232 и FT4232 фирмы Future Technology Devices International Ltd. Стоит отметить, что особенностью схемы, представленной выше (Рис. 19), является то обстоятельство, что она разрабатывалась с целью использования не только для корреляционной ОКТ системы, но и для описываемой здесь спектральной ОКТ-системы. Данный результат был достигнут благодаря использованию программируемой логической матрицы (ПЛМ), и двухпортовых универсальных модулей памяти с последовательной выборкой (FIFO). Для корреляционной и спектральной ОКТ-систем были использованы разные варианты программирования ПЛМ, обеспечивающие соответствующие наборы согласованных управляющих и синхронизирующих логических сигналов.
Существенное увеличение скорости спектральной ОКТ системы позволило за приемлемое время получать трехмерное изображение внутренней структуры исследуемого образца. Для этого был разработан двухкоординатный сканирующий зонд, для ОКТ-исследований наружных биотканей in vivo, и лабораторных образцов in vitro. В этом случае схема спектральной ОКТ-системы имеет следующий вид (Рис. 21).
суперлюминесцентныи диод
Рис. 21 - Схема спектральной оптоволоконной системы оптическоИ когерентной томографии для исследования наружной биоткани
В этом случае дополнительный интерферометр Майкельсона корректирует начальное положение измерительной базы так, чтобы в нее не попали элементы сканирующей и фокусирующей системы.
Применение в данной схеме (Рис. 21) линейки фотоэлементов SU1024LC, производства Sensors Unlimited (США), позволило увеличить скорость ОКТ-системы до 91 000 A-сканов/с. В качестве интерфейса между блоком ОКТ и компьютером для новой спектральной ОКТ-системы был избран интерфейс USB 3.0. Для этого была разработана система сбора данных и управления, показанная на Рис. 22, где представлены типы и марки используемых микросхем и направление потоков данных и управляющих сигналов.
Рис. 22 - Схема сбора данных и управления скоростной спектральной оптоволоконной
ОКТ-системы
Данная схема разработана на основе микросхемы CYUSB3014, семейства EZ-USB® FX3 фирмы Cypress Semiconductor Corporation (США). Необходимая функциональность данной схемы достигнута за счёт использования комплекса FIFO буферов, микросхем АЦП, микросхем ЦАП и набора логически-согласованных цифровых управляющих сигналов, сформированных комплексом программируемых логических матриц [1.8].
2.3 АЛГОРИТМЫ АСИНХРОННОЙ ПАРАЛЛЕЛЬНОЙ ОБРАБОТКИ ДАННЫХ 2.3.1 Особые требования к программно-алгоритмическому обеспечению ОКТ-систем
Как было описано выше, ОКТ-системы, разработанные в ИПФ РАН, как и подавляющее большинство других ОКТ-систем являются аппаратно-программными комплексами, в которых функцию управления, обработки и визуализации исполняет стандартный персональный компьютер, работающий под управлением операционной системы общего назначения. Ситуация осложняется тем, что последняя модификация корреляционной ОКТ-системы и модификации спектральной ОКТ-системы передают в компьютер непрерывный поток информации значительного объёма. При этом данная информация подлежит достаточно сложной обработке в реальном времени.
Описанные выше схемные решения в совокупности с описанной выше спецификой задачи позволяют сформулировать ряд особых требований к программному обеспечению, предназначенному для управления ОКТ-прибором, для сбора данных, для синтеза ОКТ-изображений и для сохранения их в реальном времени:
1. Сбор данных и управление должны осуществляться асинхронно вычислительным процедурам синтеза ОКТ-изображений.
2. Показатель загрузки любого из используемых потоков центрального процессора во время сбора данных никогда не должен достигать 100%.
3. Пользователь должен быть обеспечен в реальном времени наглядной информацией о результатах своих манипуляций.
4. Время, затрачиваемое на вычислительные процедуры синтеза очередного ОКТ-изображения, не должно превышать период следования соответствующих ОКТ-данных в их непрерывном потоке.
5. Процедуры синтеза ОКТ-изображения, визуализации и сохранения на диск не должны нарушать целостность потока данных, получаемого за счёт нормального функционирования ^В-драйвера, при его работе в условиях операционной системы общего назначения.
6. Необходимо стремиться к минимизации требуемых вычислительных ресурсов.
Первое и второе из этих требований, в основном, являются следствием использования интерфейса USB. Проблема в том, что на низком уровне обмен данными по USB-интерфейсу осуществляется мелкими порциями и на каждую транзакцию центральный процессор так или иначе задействуется. Кроме того, используемая средняя скорость потока данных в рассматриваемой задаче близка к предельной пропускной способности USB-канала. Поэтому не имеет смысла увеличивать аппаратную буферизацию. Непрерывность потока это не гарантирует.
Третье требование является следствием того, что специфика использования рассматриваемых ОКТ-систем такова, что изменения взаимного расположения исследуемой ткани и зонда, то есть основные манипуляции, контролируются пользователем исходя из текущего ОКТ-изображения. Другими словами, данные системы должны обеспечивать получение в реальном времени достоверной информации о микромасштабной структуре исследуемого объекта, а также нацеливание зонда в условиях физиологических движений биоткани.
Четвёртое и пятое требования - следствие требования обеспечения непрерывности получаемого потока данных в заданных условиях.
Шестое требование соответствует общей концепции задачи и стремлению к снижению себестоимости, а также обеспечению компактности и мобильности системы.
2.3.2 Асинхронный сбор данных
Для того чтобы программное обеспечение, предназначенное для управления ОКТ-системой, удовлетворяло описанным выше требованиям, оно было построено следующим образом [1.15]. После начала и до конца сканирования сбор данных осуществляется непрерывно внутри одной асинхронной процедуры. Под "асинхронной" здесь и далее понимается такая процедура, которая передает управление следующей за ней процедуре сразу после своего старта и задолго до своего завершения. В отличие от этого, "синхронной" называется процедура, которая не передает управление следующей, до своего завершения.
Упрощённая блок-схема алгоритма сбора данных, который применяется для рассматриваемых ОКТ-систем, представлена на Рис. 23.
Блок-схема асинхронного потока сбора данных
Асинхронные параллельные потоки обработки данных (процедура синтеза ОКТ-изображения)
-1
|
Потоки обработки четного буфера
*Ожидание ' продолжения
1
Вычисления
-1
1
Потоки обработки нечетного буфера
г* **Ожидание продолжения
1
Вычисления
Рис. 23 - Иллюстрация принципа асинхронного сбора данных
Порядок работы данной блок-схемы следующий. Старт процедуры сканирования осуществляется по команде пользователя. При этом создаётся асинхронный вычислительный поток, блок-схема которого показана слева на Рис. 23. По готовности очередной порции данных, принятых через USB, они помещаются либо в первый, либо во второй буфер, соответствующие четному и нечетному B-скану. По заполнению соответствующего буфера запускается его параллельная асинхронная обработка. Соответствующие вычислительные потоки создаются заранее (при начальной инициализации программы) и находятся в приостановленном состоянии (показаны справа на Рис. 23). Таким образом, соответствующая команда в цикле потока сбора данных (обозначена на блок-схеме как: * и **) возобновляет их работу, что, фактически, и является запуском параллельной асинхронной обработки данных B-скана. Остановка сбора данных осуществляется по команде пользователя. При этом асинхронный вычислительный поток сбора данных уничтожается.
Для реализации этого метода используется свойство многозадачности современных операционных систем и многоядерность современных процессоров.
Стоит отметить универсальность алгоритма асинхронного потока сбора данных, показанного слева на Рис. 23. Данный метод работоспособен вне зависимости от ряда свойств используемого USB-драйвера.
Например, некоторые реализации драйверов USB-устройств могут осуществлять передачу данных блоками произвольного размера. При этом нет возможности регулировать или предсказать размер следующего передаваемого блока данных. В других случаях (для других USB-драйверов и других USB-устройств) размер передаваемого блока данных может быть установлен соответствующими конфигурационными параметрами. Оба этих варианта являются совместимыми с описываемым здесь методом асинхронного сбора данных при условии, что максимальный размер передаваемого блока данных не превышает размер исходных данных обрабатываемого B-скана.
Кроме того, процедура ожидания готовности очередного блока данных, то есть соответствующая интерфейсная функция используемого USB-драйвера, может быть, как синхронной, так и асинхронной. Общий асинхронный режим описываемой здесь процедуры сбора данных обеспечивается за счёт того, что она осуществляется в рамках отдельного асинхронного вычислительного потока.
Данные свойства позволяют использовать стандартные варианты USB-драйвера, которые, как правило, предоставляются вместе с универсальными контроллерами
периферийных USB-устройств. Это позволяет избежать необходимости создания специализированного драйвера USB-устройства и избежать процедуры получения цифровой подписи драйвера устройства, необходимой при работе в условиях современных операционных систем общего назначения.
2.3.3 Метод многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных
потоков
Данный раздел посвящён описанию организации вычислительных потоков процедуры синтеза ОКТ-изображения, которые обозначены справа на Рис. 23.
Следует отметить, что задача синтеза ОКТ-изображений в реальном времени для скоростной корреляционной ОКТ-системы и для спектральной ОКТ-системы может быть достаточно эффективно решена при использовании вычислительной мощности одного графического процессора в составе дискретной видеокарты среднего пользовательского класса. Но в данном параграфе рассматривается ситуация, когда такое оборудование использовать невозможно или нецелесообразно. Такая ситуация, например, возникает при использовании ОКТ-системы в условиях биологически чистого помещения. В этом случае необходим компьютер, который приспособлен (сертифицирован) для такого применения, а такие компьютеры дискретной графикой, как правило, не обладают. Кроме того, в них отсутствует принудительное воздушное охлаждение (вентиляторы) для исключения засасывания внутрь корпуса частиц пыли и влаги. Так пытаются избежать лишних проблем с обеззараживанием. Поэтому такие компьютеры обладают сильно ограниченной вычислительной мощностью, а это еще более актуализирует задачу повышения эффективности вычислительных методов.
Для решения задачи визуализации непрерывного потока В-сканов в реальном времени, на базе центрального процессора настольной или мобильной архитектуры был применен метод параллельных вычислений с многократной взаимной синхронизацией [1.15]. Он необходим во многих случаях, когда вычислительные процедуры предполагают разбиение на несколько последовательных этапов, если каждый последующий этап зависит от результатов предыдущего.
Общая концепция данного метода проиллюстрирована на Рис. 24. Она заключается в том, что изначально создается несколько (Ы) приостановленных вычислительных потоков по числу логических процессоров, доступных для обработки текущей порции данных (в случае ОКТ - текущего В-скана). Каждый из этих потоков будет выполняться в отдельном логическом процессоре. Эти потоки выполняют одну и ту же процедуру, показанную на Рис. 24. Кроме того, отдельно создается вычислительный поток, предназначенный для визуализации и сохранения результатов (Рис. 25).
Продолжение
потока визуализации
Блок вычислений 1
Сообщение готовности 1 (и)
Ожидание общей готовности 1 (от 0 до N
^^ Шаг на
Блок вычислений 2
Сообщение готовности 2 (и) + --
Ожидание общей готовности 2(от 0 до N
т
1
1)
Шаг на
Блок вычислений К
Сообщение готовности К (и) *-
Ожидание общей готовности К(от 0 до N
1)
Рис. 24 - Блок-схема потоков параллельных вычислений с многократной
синхронизацией
Ожидание продолжения
Процедура визуализации, сохранения на диск и пр.
Рис. 25 - Блок-схема асинхронной процедуры сохранения и визуализации результатов.
Для большинства томографических задач на одном или нескольких этапах количество вычислительных процедур M, доступных для параллельного выполнения, превышает число доступных логических процессоров N (в случае использования центрального процессора настольного или мобильного типа). Поэтому одной из особенностей предложенного метода (Рис. 24) является способ организации основных циклов обработки (циклы обозначены на блок-схеме как "Шаг на N"). Внутри этих циклов исполняется процедура "Блок вычислений n", доступная для параллельного выполнения на данном этапе. На языке C/C++ организация такого цикла может быть записана как
for (int i = P; i <M; i += N) { ... },
где P - номер текущего вычислительного потока (или номер используемого логического процессора) от 0 до N-1.
Таким образом, одновременно исполняется N вычислительных процедур, доступных для параллельного выполнения из M процедур, доступных для параллельного выполнения на данном этапе.
Другой особенностью предложенного метода (Рис. 24) является организация взаимной синхронизации вычислительных потоков. По завершению вышеописанного цикла в каждом из N вычислительных потоков активизируется соответствующее "событие" - "Сообщение готовности". После этого в каждом из N вычислительных потоков запускается процедура ожидания активации всех N таких событий - "Ожидание общей готовности".
Работу данного метода параллельных вычислений можно пояснить на примере решения следующей задачи. Предположим, что для текущей обработки необходимо совершить двумерное преобразование Фурье двумерного массива данных размером C на
D. Пусть в нашем распоряжении есть синхронная процедура одномерного преобразования Фурье. В этом случае число синхронизаций K = 2.
При этом "Блок вычислений 1" - это будет одномерное преобразование Фурье для строки массива данных. Оно будет выполняться D/N раз в каждом из N параллельных потоков. "Ожидание общей готовности 1" будет продолжаться до тех пор, пока не будет завершено, в общей сложности, D преобразований. Далее выполняется цикл, содержащий "Блок вычислений 2". Это будут одномерные преобразования Фурье столбцов двумерного массива результатов предыдущих действий. Этот цикл будет состоять из C/N шагов в каждом из N потоков. После соответствующего ожидания готовности запускается асинхронный поток визуализации.
Если усложнить задачу и сделать умножение на массив коэффициентов в "спектральной" области c последующим обратным двумерным преобразованием Фурье, то для этого случая K = 3. На втором этапе нужно будет дополнительно совершить умножение и обратное преобразование столбцов, а на третьем этапе - обратное преобразование строк и так далее.
Применение метода многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков позволяет равномерно распределить вычислительную нагрузку на все используемые процессорные ядра и, тем самым, повысить эффективность использования процессора. При этом уменьшается максимальная пиковая нагрузка для каждого процессорного ядра, а данное условие, как было указано выше, способствует стабильному функционированию асинхронного непрерывного сбора данных и предотвращает возникновение потерь данных.
Дополнительным полезным фактором является наличие в параллельных потоках большого количества процедур ожидания события. Эти процедуры не дают дополнительной нагрузки процессору и способствуют более эффективному распределению системных ресурсов менеджером задач операционной системы, а, следовательно, и эффективной работе необходимых фоновых асинхронных процедур.
Данное свойство является очень важным в условиях использования ОКТ-системой USB-интерфейса для передачи основного потока данных в управляющую компьютерную систему. Как упоминалось выше, особенность USB-интерфейса состоит в том, что на низком уровне передача всегда осуществляется маленькими порциями. В случае использования интерфейса USB 2.0 максимальный размер одного передаваемого по USB-каналу блока данных составляет 256 байт. В случае использования интерфейса USB 3.0
этот размер не превышает 1024 байта. При этом на каждую такую транзакцию неизбежно использование центрального процессора. В этих условиях обеспечение свободного фонового функционирования USB-драйвера является критическим важным.
Метод синхронизации параллельных вычислений, представленный на блок-схеме Рис. 24, существенно отличается от других методов. Например, чаще всего в параллельных вычислениях используются методы связей типа «производитель-потребитель». При этом производитель данных и потребитель данных являются разными блоками (наборами) вычислительных потоков. Эти блоки являются синхронизированными друг относительно друга. В этом случае параллельные вычисления осуществляются в рамках каждого из блоков. Таким образом выстраивается, так называемый, вычислительный конвейер. Данный приём позволяет задействовать вычислительную мощность параллельного процессора практически на 100%. Но это не приемлемо в случае использования фонового процесса визуализации, сохранения и, особенно, фонового сбора данных по USB-интерфейсу. Описываемый здесь метод организации параллельных вычислений уступает по скорости традиционным методам, но при этом делает основные вычислительные процедуры более "прозрачными" и управляемыми менеджером задач операционной системы общего назначения.
Отличительной особенностью описанного здесь метода взаимной синхронизации вычислительных потоков является то, что вся основная вычислительная процедура описывается в рамках одной функции (процедурной последовательности). Это позволяет утилитам автоматической оптимизации скорости кода, которые имеются в современных компиляторах, более эффективно распределить используемые локальные данные и увеличить количество кэш-попаданий. Это значительно увеличивает среднюю скорость доступа к оперативной памяти и значительно увеличивает скорость вычислений.
Дополнительно, такая организация описания основного вычислительного алгоритма имеет определённое методологическое значение. В этом случае в процессе отладки легче проследить последовательность действий и найти возможные алгоритмические ошибки.
При N = 1 описываемые здесь параллельные вычисления вырождаются в последовательные. В этом случае автоматически отключаются процедуры ожидания готовности. Такой режим можно использовать на стадии разработки и отладки общих методов обработки сигналов и вычислительной последовательности.
Следующие параграфы посвящены описанию использования данного метода многократной взаимной синхронизации вычислительных потоков для реализации вычислений в рамках скоростного корреляционного и спектрального методов ОКТ.
2.3.4 Применение метода многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков для корреляционных ОКТ-систем
Основное назначение скоростной корреляционной ОКТ-системы - это визуализация внутренней структуры приповерхностных тканей внутренних органов in vivo в процессе эндоскопического исследования, или в ходе интраоперационного использования. Специфика данной задачи состоит в том, что пользователь в ходе манипуляций определяет взаимное расположение исследуемой ткани и сканирующего зонда, а также осуществляет поиск интересующих его участков, непосредственно по ОКТ-изображению. Поэтому, компьютерная программа управления ОКТ-системой должна обеспечивать непрерывную визуализацию синтезируемого потока ОКТ-изображений. Кроме того, программа должна осуществлять непрерывное сохранение этого потока изображений на диск управляющего компьютера. Данные процедуры не должны препятствовать непрерывному фоновому асинхронному процессу сбора данных и управления через интерфейс USB 2.0. В случае, когда ОКТ-система работает в составе видеоэндоскопического оборудования, на управляющий компьютер возлагается дополнительная фоновая задача захвата, визуализации и сохранения соответствующего видеопотока.
Корреляционная ОКТ-система (Рис. 18) после старта сканирования передаёт непрерывный поток данных посредством системы сбора данных и управления (Рис. 19) через интерфейс USB 2.0. Скорость данного потока соответствует частоте дискретизации и составляет 25 миллионов восьмиразрядных отсчётов в секунду. Это связано с тем, что максимальная скорость передачи используемого контроллера USB 2.0 FT2242H составляет 25 миллионов байт в секунду. Длина исходных данных одного A-скана составляет 8192 отсчёта. Эти параметры ОКТ-системы обусловлены тем, что несущая частота электрического сигнала на выходе фотодетектора (18), соответствующая доплеровскому сдвигу спектра оптического сигнала при заданной скорости изменения длины плеч интерферометра, составляет ~ 11 МГц. С учётом ширины полосы спектра электрического сигнала на выходе фотодетектора, частота дискретизации выбрана таким образом, чтобы удовлетворять критерию Котельникова. Длина A-скана соответствует тому, что данное количество отсчётов получается за время изменения длины плеч интерферометра примерно на 2,1 мм в свободном пространстве, что соответствует ~1,5 мм пробега в биоподобной среде. Это предельная глубина, доступная для зондирования
исследуемых тканей при использовании источников излучения с длиной волны 1,3 мкм. Взаимное согласование этих параметров было выполнено с учётом того, чтобы количество отсчётов в исходных данных одного A-скана соответствовало степени двойки, что способствует использованию быстрых методов вычислений.
Для преобразования исходных данных в A-скан необходимо получить огибающую этой последовательности и представить её в логарифмическом формате. Очевидным способом реализации этого может быть использование преобразования Гильберта
методом пары преобразований Фурье. То есть:
5(0 = РРТ8192[1(г)], / е 0. .8191, ге0. .8191; (25)
5(/) = 0, / е 0. .3583; (26)
5(/) = 0, / е 4096. .8191; (27)
/'(г) = ^Г8192[5(0], I е 0. .8191, г е 0. .8191; (28)
= 20 ^[2|/'(г)| + 1], ге 0..8191. (29)
В преобразованиях (25)-(29) FFГ8192 - быстрое преобразование Фурье длиной в 8192 отсчёта, 1РРТ8192 - быстрое обратное преобразование Фурье длиной в 8192 отсчёта, 1(г) - последовательность исходных данных A-скана. Преобразование (26) необходимо для фильтрации низкочастотных шумов.
Однако данный способ вычислений является неприемлемым для решения поставленной задачи. Учитывая то, что B-скан, составляющий одно ОКТ-изображение, состоит более чем из сотни A-сканов, время расчетов преобразования (25)-(29) становится слишком большим в условиях использования вычислительной техники приемлемого класса. Это связано, в основном, с тем, что длина фурье-преобразований в 8192 отсчёта -слишком велика.
Чтобы обосновать применение другого способа вычислений можно учесть следующее обстоятельство. Согласно соотношению (19) предельная продольная разрешающая способность данного метода ОКТ (с учётом параметров используемых источников зондирующего излучения) находится в пределах 15 - 30 мкм в свободном
пространстве. Учитывая то, что установленная длина А-скана в свободном пространстве равна 2,1 мм, 8192 отсчёта в конечном результате является избыточным количеством.
В результате для получения огибающей исходной последовательности данных А-скана был использован метод численного детектирования. Он состоит в умножении исходных данных на последовательность гармонического сигнала с частотой равной несущей частоте. Для этого использовался заранее рассчитанный массив:
в(г) = е1 Гл , хЕ0..8191, (30)
где /о - несущая частота, - частота дискретизации. Таким образом:
й(г) = 1(г)С(г), гЕ0..8191. (31)
Далее использовалась процедура передискретизации методом усреднения соседних остчётов:
16к+15
БХк)=— V кЕ0..511. (32)
16 ¿—I
г=16к
Таким образом О'(к) является эквивалентом аналитического сигнала, модуль которого является искомой огибающей. (Здесь и далее в диссертации символы ' и " не относятся к операции производной по времени, а являются индексом для обозначения другой переменной, функции или последовательности.) При этом длина последовательности О'(к) в 512 отсчётов по-прежнему является избыточной более чем вдвое. Данное обстоятельство использовалось для дополнительной фильтрации высокочастотных шумов и передискретизации. Для этого применялась пара
преобразований Фурье:
S(k) = FFT512[D'(k)], к G 0..511; (33)
S(k + 128) = S(k + 384), kG0. .127; (34)
I'(z) = IFFT256[S(k)], к G 0. .255, zG 0.255; (35)
= 20 ад/'ф| + 1], г е 0. .255. (36)
В преобразованиях (31)-(36) FF,Г5:L2 - быстрое преобразование Фурье длиной в 512 отсчётов, /FFГ256 - быстрое обратное преобразование Фурье длиной в 256 отсчётов.
Стоит отметить, что в данном методе вместе с процедурой фильтрации на этапе преобразования (34) возможно, при необходимости, осуществить процедуры коррекции формы спектра источника зондирующего излучения и устранения влияния материальной дисперсии элементов оптической системы методом умножения на соответствующие элементы таблицы корректировочных коэффициентов.
Вычислительная сложность последовательности преобразований (31)-(36) более чем на порядок меньше сложности преобразований (25)-(29). Это позволяет применить данный метод для синтеза A-скана в скоростной корреляционной ОКТ-системе.
Обстоятельство, которое заключается в том, что процедуры синтеза A-сканов в текущем B-скане не зависят друг от друга, позволяет производить соответствующие вычисления параллельно. Для реализации этого использовался описанный выше метод многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков (Рис. 24). При этом число синхронизаций К в этом случае равно 1. В качестве процедуры "Блок вычислений 1" используется последовательность преобразований (31)-(36).
Таким образом, был достигнут результат, позволяющий осуществить сбор данных, управление и визуализацию в скоростной корреляционной ОКТ-системе при использовании вычислительной мощности центрального процессора мобильного типа.
Следует отметить, что применяемая последовательность преобразований (31)-(36) в совокупности с высокочастотной оцифровкой позволяет получить в реальном времени огибающую интерферометрического сигнала скоростной корреляционной ОКТ-системы. Данный подход позволяет избежать использования в ОКТ-системе аналоговых электронных схем фильтрации, детектирования и логарифмирования. Таким образом дополнительные шумовые влияния соответствующих активных электронных компонентов не ухудшают соотношение сигнал/шум и динамический диапазон приёмного тракта данной корреляционной ОКТ-системы. Это обстоятельство позволяет добиться высоких скоростных характеристик эндоскопической корреляционной ОКТ-системы с приемлемыми параметрами чувствительности и динамического диапазона. В частности, при скорости более 3000 A-сканов в секунду динамический диапазон синтезируемого
ОКТ-изображения в этой скоростной корреляционной ОКТ-системе составил 30-35 дБ над уровнем фонового шума.
2.3.5 Применение метода многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков для спектральных ОКТ-систем
Основное назначение и условия применения первых модификаций спектральных ОКТ-систем (Рис. 21), разрабатываемых в ИПФ РАН, были такими же, как и для описанных выше скоростных корреляционных ОКТ-систем (Рис. 20). При этом реализация программно-технической и алгоритмической части в случае спектральных ОКТ-систем представляется на порядок более сложной.
Основные математические преобразования, необходимые для синтеза B-скана в спектральном методе ОКТ состоят в следующем.
Уравнение (22) описывающие спектральное распределение интерференционного сигнала, зарегистрированное на выходе линейки фотоэлементов спектральной ОКТ-системы, позволяет выделить две компоненты сигнала [58]. Другими словами, это распределение может быть записано как:
Кы) = + 5сс(^)соз(2Д2-), (37)
где Бас - автокорреляционная компонента сигнала, а Бсс (^)соз(2Дг^) -
кросскорреляционная компонента сигнала (Рис. 26). В уравнении (37) ш - это круговая оптическая частота, с - скорость света, Дг - величина оптической разности хода для опорного и рассеянного полей.
o0-Aw/2 Оо о0+Ao/2
Рис. 26 - Результат интерференции (отклик от точечного рассеиваетеля) получаемый на выходе линейки фотоэлементов спектральной ОКТ-системы
О глубине (координате z) расположения рассеивателя внутри исследуемого образца и о его коэффициенте обратного рассеяния можно судить по результату фурье-преобразования кросскорреляционной компоненты сигнала
Ситуация значительно осложняется тем, что данные вычисления должны быть соответствующим образом скомбинированы с математическими манипуляциями, предназначенными для компенсации различного рода артефактов, присущих спектральному методу ОКТ.
Для удовлетворения описанным выше условиям применения ОКТ-систем и для обеспечения выполнения описанных выше требований к программам управления и визуализации был использован описанный выше метод многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков. При этом предполагалось, что спектральная ОКТ-система, использующая спектрометр на базе линейки фотоэлементов SU512LD, должна работать под управлением компьютера с многоядерным процессором настольного или мобильного типа. Одним из технических условий являлось использование в компьютере настольной операционной системы общего назначения (например, семейства Microsoft Windows).
Одним из способов получения ОКТ-изображения в описываемых спектральных ОКТ-системах может быть следующая последовательность действий. Предположим, что B-скан в описываемом случае состоит из 512 A-сканов. Предположим, что в применяемой
оптической схеме обеспечивается возрастающее значение фазы интерференционного сигнала (за счет модуляции с периодичностью следования А-сканов) на величину п2. Тогда, на начальном этапе можно произвести следующее:
= ш е 0. .511, X е 0. .511, (38)
где - двумерный массив исходных данных, в которых и - соответствует номеру спектрального отсчета (номер элемента линейки спектрометра), х - соответствует номеру A-скана в В-скане. FF,ГX^ - быстрое преобразование Фурье, которое производится с каждой строкой массива В данном случае длина строки (по координате х)
соответствует количеству А-сканов в В-скане. Таким образом, длина преобразования Фурье равна 512. Данное преобразование позволяет при помощи манипуляций в фурье-пространстве произвести исключение постоянной составляющей из строк массива . То есть следующее действие, фактически, является процедурой исключения автокорреляционной компоненты БАС.
= 0, ш е 0..511. (39)
Поскольку исходные данные - это оцифрованные данные на выходе спектрометра, то есть целые (вещественные) числа, то исходя из свойств быстрого преобразования Фурье, вторая половина строк массива F'wд (в данном случае для X > 255) не содержит дополнительной информации и является комплексно-сопряженной для первой половины. Данные первой половины строк массива F'wд можно трактовать как фурье-образ аналитического сигнала и дальнейшую часть действий производить с ними.
Преобразования (38)-(39) выполняются как "Блок вычислений 1" в рамках метода многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков (Рис. 24). При этом общее количество процедур, часть из которых выполняется одновременно, соответствует числу строк массива
Дальнейшие действия производятся со столбцами двумерного массива F'wд. При этом X е 1. .255, поскольку предполагается, что остальные элементы массива равны нулю. Эти действия производятся как "Блок вычислений 2" блок-схемы (Рис. 24).
Последовательность действий следующая:
= А*, ^ е 0. .511, X е 1. .255,
(40)
где Ду - массив комплексных коэффициентов рассчитанный заранее и предназначенный для коррекции формы спектра источника и влияния материальной дисперсии оптической системы.
Далее следует:
где FFГW^Z - быстрое преобразование Фурье столбцов двумерного массива F''wд. В данном случае длина преобразования равна числу элементов линейки спектрометра или числу спектральных отсчётов (в данном случае 512).
Следующие действия производятся как "Блок вычислений 3" блок-схемы (Рис. 24).
где /FFГZ^X - обратное преобразование Фурье строк массива FZд. Длина преобразования - 512, по числу А-сканов в В-скане. Количество преобразований - 256, соответствует половине полного диапазона А-скана по следующим соображениям. В данном случае визуализируются только "положительные" значения координаты 2 (в терминах быстрого преобразования Фурье). Отображение "отрицательного" диапазона 2, соответствующего большим глубинам, для применяемой ОКТ-системы не целесообразно, так как глубже теряется фокусировка сканирующего пучка.
На данном этапе комплексный двумерный массив К2х, размером 512x256 содержит аналитический сигнал, амплитуда которого характеризует двумерное распределение рассеиваетелей внутри исследуемого объекта. Для его визуализации в логарифмическом масштабе следует:
Рг,х = ^^(Г^д), ш е 0. .511, X е 1. .255,
(41)
= 1РРТХ^Х(Р2Х), г е 0..255, х е 0..511,
(42)
А2<х = 20 1од(+ 1),г е 0. .255,х е 0. .511.
(43)
Таким образом, число синхронизаций К в параллельных вычислениях (Рис. 24) в этом случае равно 3.
В результате использования вышеописанных процедур, в случае ОКТ-системы на базе спектрометра с линейкой SU512LD при использовании процессора Intel® Core™ i7-3770, его средняя загрузка не превышает 10%. Данный показатель гарантирует стабильную работу системы и визуализацию непрерывного потока данных в реальном времени при использовании современных мобильных вычислительных платформ.
Следует отметить, что основная часть преобразований (38)-(43) производится в фурье-области (после преобразования (38) и до преобразования (42)). При этом производятся преобразования фурье-образа аналитического сигнала. Это обстоятельство позволяет более чем в два раза сократить количество наиболее ресурсоёмких вычислений.
2.3.6 Особенности организации параллельных вычислительных потоков при
использовании центральных процессоров с технологией HyperТhreading
Стоит отметить особенности организации параллельных вычислений на базе центральных процессоров, использующих технологию HyperТhreading [59,60].
Данная технология удваивает количество логических процессоров, доступных для параллельного использования, по сравнению с количеством ядер центрального процессора. Суть данной технологии состоит в том, что каждое процессорное ядро содержит избыточное количество виртуальных регистров общего назначения, два конвейера, два контроллера прерываний и может хранить два состояния процессора. Таким образом, некоторые незадействованные в данный момент ресурсы могут выполнять действия параллельно другим текущим действиям.
Эта технология особенно эффективно работает в случае, когда в операционной системе одновременно работает несколько разных приложений. В этом случае вероятность того, что в данный момент задействуются одинаковые ресурсы процессорного ядра, не велика. Однако, в случае реализации алгоритма параллельных вычислений показанного на Рис. 24 в каждый момент одновременно исполняются алгоритмически-одинаковые процедуры. Таким образом, в случае реализации алгоритма по блок-схеме Рис. 24 на процессоре, использующем технологию HyperТhreading, постоянно происходит конкуренция за доступ к ресурсам. Это приводит к тому, что в случае реализации метода взаимной синхронизации вычислительных потоков (Рис. 24), показатель загрузки логических процессоров становится неравномерным.
Были проведены специальные исследования, направленные на обеспечение максимально равномерной загрузки логических процессоров при параллельных вычислениях алгоритмически одинаковых процедур. При этом рассматривался наиболее актуальный случай применения двухъядерного процессора с технологией HyperТhreading. Именно такие процессоры довольно часто являются основой мобильной вычислительной платформы. В случае использования таких процессоров операционная система идентифицирует эти устройства как четыре логических процессора.
(а) - загрузка процессора, когда каждому логическому процессору поставлен соответствие один вычислительный поток N = 1)
(б) - загрузка процессора, когда каждому логическому процессору поставлено соответствие два вычислительных потока N = 2)
(в) - загрузка процессора, когда каждому логическому процессору поставлено соответствие четыре и более вычислительных потоков N > 4)
Рис. 27 - Хронология изменения показателя загрузки центрального процессора в случае реализации алгоритма по блок-схеме Рис. 24 на процессоре использующем технологию
HyperТhreading
Если каждому логическому процессору поставить в соответствие только один вычислительный поток, то загрузка логических процессоров не будет равномерной (Рис. 27а). Но картина начинает исправляться, если каждому логическому процессору поставить в соответствие по два вычислительных потока (Рис. 27б). Наблюдается
существенное уменьшение разницы загрузки чётных и нечётных логических процессоров. Если количество вычислительных потоков, поставленных в соответствие одному логическому процессору, будет четыре или более, то разница в загрузке процессорных потоков становится незаметной (Рис. 27в). Другими словами, экспериментально установлено, что закономерность показателя загрузки логических процессоров подчиняется таблице Рис. 28.
N = 1 N = 2 N > 4
С ~ 0,5 С ~ 0,75 С ~ 1
Рис. 28 - Зависимость показателя загрузки логических процессоров от количества вычислительных потоков, выполняемых одновременно в одном логическом процессоре. N - количество вычислительных потоков, выполняемых одновременно в одном логическом процессоре двухъядерного процессора с технологией HyperТhreading, С - усреднённое по времени отношение показателя загрузки чётных и нечётных логических процессоров
Таким образом установлено, что если ассоциировать с одним логическим процессором не один, а несколько вычислительных потоков, то, в случае применения метода многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков, использование процессора с технологией HyperТhreading становится эффективнее. Этот факт можно объяснить следующим образом. В случае, когда выполнение текущих действий одного из вычислительных потоков невозможно из-за того, что требуемые ресурсы соответствующего ядра уже используются аналогичным потоком, имеется возможность начать (возобновить) вычисления другого потока. При этом вероятность возникновения конкуренции за ресурсы ядра будет меньше, так как параллельные вычисления в этом случае будут сдвинуты во времени друг относительно друга. Таким образом, не происходит простоя в вычислениях и обеспечивается равномерность загрузки логических процессоров. Наиболее важным для нашей задачи является то обстоятельство, что максимальное значение показателя загрузки логических процессоров в данном случае уменьшается. Это позволяет гарантировать то, что показатель загрузки логических процессоров не будет достигать 100%.
Установленные результаты (Рис. 27 и Рис. 28) не зависят от производительности (тактовой частоты) исследуемых процессоров. В результате, было применено следующее
универсальное техническое решение. Алгоритм распределения вычислительных потоков осуществляет равномерное разделение каждых 32-х вычислительных потоков между имеющимися в распоряжении программы логическими процессорами.
Стоит отметить, что эксперименты показали применимость данного метода только в случае, когда синхронизация (инициализация) очередного блока параллельных вычислений (в нашем случае: вычисление В-скана) происходит посредством внешнего (независимого) события (например, события готовности сбора данных). Если, ведущие вычислительные потоки синхронизуют сами себя, то описанный метод не приемлем. В данном случае рекомендуется ставить в соответствие каждому логическому процессору не более одного вычислительного потока.
2.3.7 Применение параллельных вычислений на базе графических процессоров на примере использования технологии СиБЛ в спектральных ОКТ-системах
Для спектральных ОКТ-систем со скоростью спектрометра 70 000 А-сканов в секунду и выше и с большим количеством элементов линейки спектрометра (1024 и более) вычислительной мощности центрального процессора настольного типа становится недостаточно для обработки всего непрерывного потока данных в реальном времени.
В некоторых случаях для решения данной проблемы будет приемлемым следующее. Основной задачей, для решения которой может понадобиться синтез всех без исключения ОКТ-изображений в рамках непрерывного потока в реальном времени, является необходимость визуализировать в реальном времени результаты манипуляций пользователя (или последствия спонтанных движений живого объекта исследований). Но иногда, в случае применения сверхскоростной ОКТ-системы, полная скорость потока B-сканов будет избыточной. Для того чтобы пользователь смог оперативно отреагировать на текущие события, достаточно обеспечить визуализацию равномерного непрерывного видеопотока со скоростью ~20 B-сканов (кадров) в секунду. То есть, в этом случае можно подвергать обработке в реальном времени не все исходные данные, а только необходимые для обеспечения приемлемой скорости визуализации. С такой задачей может справиться вычислительная система на базе центрального процессора настольного типа при условии применения описанного выше метода организации параллельных вычислений. Прочие задачи, для которых, собственно, и предназначена сверхвысокая скорость ОКТ-системы (например, получение за приемлемое время данных для синтеза трёхмерного изображения исследуемой ткани) можно решать методом постобработки. Однако в этом случае время постобработки будет составлять от нескольких десятков секунд и более. Это не всегда приемлемо.
С обработкой в реальном времени полного потока таких сверхскоростных спектральных ОКТ-систем может справиться вычислительная система на базе сверхмощных центральных процессоров серверной архитектуры или многопроцессорная система. Стоит отметить, что принцип организации параллельных вычислений, описанный выше, вполне совместим с такими компьютерными системами. Но стоимость таких компьютерных систем слишком высока. Кроме того, использование таких компьютеров в некоторых случаях противоречит условиям применения ОКТ-систем описанным выше.
Как было упомянуто выше, задача синтеза ОКТ-изображений в реальном времени для спектральной ОКТ-системы может быть достаточно эффективно решена при использовании вычислительной мощности одного графического процессора в составе дискретной видеокарты среднего пользовательского класса. При этом такие вычислительные платформы в последнее время всё чаще встречаются в мобильном исполнении (в составе мощных ноутбуков).
Произвольные параллельные вычисления на графических процессорах известны давно. Особенно популярной является технология CUDA фирмы NVIDIA Corporation (Compute Unified Device Architecture) [61]. Эта технология в ИПФ РАН также была успешно использована в ОКТ-системах.
Графический процессор является независимым устройством, и его загрузка в общем случае не мешает процедурам центрального процессора, которые необходимы для исполнения функций асинхронного сбора данных и управления описанных выше. Поэтому организация параллельных вычислений в случае использования графического процессора может быть построена по другому принципу. В нашем случае ничто не мешает загружать вычислительные потоки видеокарты на полную мощность. Поэтому допустимо параллельное вычисление как с отдельными элементами исходных и промежуточных массивов, так и использование оптимизированных библиотечных функций для работы с разнообразными группами данных, что является наиболее эффективным.
Здесь показана блок-схема асинхронного вычислительного процесса, состоящего из последовательности CUDA-операций, разработанной нами для спектральной ОКТ-системы (Рис. 29).
^^ Начало потока
Загрузка исходных данных В-скана в память видеокарты
Преобразование целочисленных вещественных данных в комплексные и транспонирование
Блок прямых преобразований Фурье над "строками" В-скана
Зануление постоянной составляющей пространственных спектров "строк" и переформатирование данных
Блок обратных преобразований Фурье и получение комплексных спектров интерференционного сигнала
Умножение элементов каждого А-скана на соответствующе элементы массива комплексных коэффициентов
Блок преобразований Фурье по неэквидистантным отсчётам в виде умножения матриц
Преобразование комплексных результатов в амплитудные данные в логарифмическом масштабе
*
Копирование результатов из памяти видеокарты
Приостановить работу текущего потока
Рис. 29 - Блок-схема асинхронного вычислительного процесса, состоящего из последовательности СЦОА-операций, для синтеза ОКТ-изображений в спектральной
ОКТ-системе
На блок-схеме, представленной на Рис. 29, в отличие от последовательности преобразований (38)-(43), применяются дополнительные действия, предназначенные для компенсации влияния неэквидистантности спектрометра. Эти преобразования актуальны для некоторых сверхширокополосных спектральных ОКТ-систем (с шириной оптического спектра 200 нм и более), обладающих повышенным продольным разрешением (1). Иногда в этих случаях компенсирующие призмы (Рис. 20) не до конца способны справится со своей задачей, и недостаточно компенсируют неэквидистантность по оптической частоте последовательности, регистрируемой спектрометром. В этом случае данную проблему можно решить применением в качестве основных преобразований спектральной ОКТ, вместо быстрых преобразований Фурье, последовательности преобразований Фуре по неэвидистантным отсчётам. Экспериментально установлено, что, в случае использования СЦОА-операций, эффективнее использовать преобразования виде матричных операций, по сравнению с использованием последовательности фурье-преобразований, как показано на блок-схеме (Рис. 29).
2.4 РЕЗУЛЬТАТЫ ПРИМЕНЕНИЯ АСИНХРОННОЙ ПАРАЛЛЕЛЬНОЙ ОБРАБОТКИ ДАННЫХ В СИСТЕМАХ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ
ТОМОГРАФИИ
Применение описанных в данной главе асинхронных параллельных методов обработки данных сыграло определяющую роль в практической реализации целого ряда ОКТ-систем, разработанных в ИПФ РАН.
В частности, применение асинхронных методов сбора данных и управления, а также параллельных методов вычислений с использованием многоядерных центральных процессоров было использовано в скоростных эндоскопических корреляционных ОКТ-системах. Данные системы используются в составе видеоэндоскопических комплексов (Рис. 30 и Рис. 31) [1.3]. Скорость работы таких корреляционных ОКТ-систем превышает 3000 А-сканов в секунду и является в настоящее время рекордной (максимальной из известных в литературе).
Рис. 30 - Сканирующий зонд корреляционной ОКТ-системы, пропущенный через инструментальный канал видеоэндоскопа
Рис. 31 - Оптоволоконная корреляционная ОКТ-система в составе видеоэндоскопического комплекса
Применение описанных выше параллельных методов вычислений позволяют не только снизить требования к вычислительной мощности управляющей компьютерной системы. Рациональное использование системных вычислительных ресурсов позволяет параллельно основной задаче осуществлять запись аудио комментариев пользователя, захват и визуализацию в реальном времени видеосигналов видеоэндоскопического оборудования и одновременное сохранение этих потоков в базу данных. Для работы и обслуживания этой базы данных была разработана специализированная программа [2.1]. Данная программа предназначена для хранения и обработки результатов исследования, которые произведены при помощи ОКТ-системы. Основной функцией данной программы является возможность синхронного просмотра потоков ОКТ-изображений вместе с другими сопутствующими видео и аудио материалами (данные видеоэндоскопа, аудио комментарии). Кроме того, настоящий программный продукт позволяет формировать и редактировать отчеты о произведенных исследованиях. Данные ОКТ, структурированные в базе данных, можно просматривать, распечатывать на принтере, копировать для
редактирования в другие программы. Кроме того, имеется возможность контекстного поиска данных ОКТ-исследований по разным поисковым признакам.
Метод асинхронного сбора данных и метод многократной взаимной синхронизации параллельных вычислительных потоков также являются основой программно-алгоритмического обеспечения более скоростных, спектральных ОКТ-систем, разработанных в ИПФ РАН. Применение спектральных методов ОКТ позволило увеличить скорость работы эндоскопических ОКТ-систем (Рис. 32 и Рис. 33).
Рис. 32 - Блок эндоскопической оптоволоконной спектральной ОКТ-системы в комплекте с эндоскопическим сканирующим зондом
Рис. 33 - Эндоскопическая оптоволоконная спектральная ОКТ-система в составе
мобильного рабочего места
Комплекс параллельных вычислительных методов, описанных выше, позволил реализовать скорость работы таких систем на уровне 20 000 А-сканов в секунду и более. Это позволило, во-первых, улучшить качество ОКТ-изображений за счёт увеличения количества А-сканов в В-скане. При применении эндоскопических зондов с секторным сканированием большое количество А-сканов в В-скане приводит к их взаимному усреднению в верхней части изображения (как правило, наиболее значимой), что частично компенсирует спекловые шумы и в некоторой степени улучшает поперечное разрешение.
Рис. 34 - Пример визуализации слизистой оболочки in vivo спектральной ОКТ-системой
в случае секторного сканирования
Во-вторых, реализация в реальном времени дополнительной цифровой коррекции спектральных искажений, обусловленных дисперсией оптических трактов, позволила значительно улучшить продольную разрешающую способность эндоскопических спектральных ОКТ-систем (до 10 микрон) за счёт возможности применения более широкополосных источников.
Стоит также отметить, что спектральная ОКТ имеет большую, по сравнению с корреляционной, «энергетическую эффективность», так как за время экспозиции освещается и принимается сигнал от всего А-скана целиком, а не от одной его точки. Поэтому при использовании источников с одинаковой мощностью спектральной ОКТ-системой мы будем «видеть глубже», чем корреляционной.
Высокая скорость спектральной ОКТ-системы позволила за приемлемое время получать необходимое количество B-сканов, совокупность которых может составлять трёхмерную структуру исследуемого объекта. Поэтому для решения задачи визуализации наружных биотканей in vivo и лабораторных образцов биологических тканей in vitro был разработан специализированный двухкоординатный сканирующий зонд (Рис. 35) [2.5].
Обратите внимание, представленные выше научные тексты размещены для ознакомления и получены посредством распознавания оригинальных текстов диссертаций (OCR). В связи с чем, в них могут содержаться ошибки, связанные с несовершенством алгоритмов распознавания. В PDF файлах диссертаций и авторефератов, которые мы доставляем, подобных ошибок нет.