ES2592275T3 - Tomografía óptica de movimiento variable de objetos pequeños - Google Patents

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ES2592275T3 ES03721595.1T ES03721595T ES2592275T3 ES 2592275 T3 ES2592275 T3 ES 2592275T3 ES 03721595 T ES03721595 T ES 03721595T ES 2592275 T3 ES2592275 T3 ES 2592275T3
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Abstract

Un método para la reconstrucción tridimensional (3D) de un objeto de interés, que comprende las etapas de: (a) meter (31) una pluralidad de células (1) en un tubo (3), en donde la pluralidad de células se introducen en fila de a uno de manera que no se superpongan y en donde las células están de uno u otro modo estacionarias en el interior del tubo; (b) iluminar al menos una célula de la pluralidad de células (1) con al menos un haz de proyección óptico (13); (c) trasladar (32) el tubo (3) hasta que la al menos una célula esté localizada dentro de una región (15) del al menos un haz de proyección óptico (13); (d) centrar (33) la al menos una célula (1) según sea necesario; (e) hacer rotar (34) la al menos una célula (1) una pluralidad de ángulos radiales (16), en donde el movimiento del tubo (3) lleno de las células que están de uno u otro modo estacionarias en el interior del tubo permite su detención y, a continuación, su rotación, a una velocidad que permite la tomografía óptica sobre una base de célula a célula; (f) generar (34) un conjunto de imágenes de proyección en cada ángulo radial (16) de la pluralidad de ángulos; y (g) repetir (35, 36) las etapas (b) a (f) hasta que se haya escaneado la pluralidad de células (1).

Description

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DESCRIPCION
Tomografia optica de movimiento variable de objetos pequenos Campo de la invencion
La presente invencion se refiere, en general, a sistemas de formacion de imagenes por tomografia optica (OT) y, mas en particular, a la tomografia optica de movimiento variable (VOT) en la que el movimiento de un objeto pequeno, tal como, por ejemplo, un celula biologica, se controla mediante un sistema de movimiento mecanico cuyo movimiento no es necesariamente constante y/o unidireccional, sino que puede ser variable y multidireccional.
Antecedentes de la invencion
El documento US 6522775 describe un aparato y un metodo para formar imagenes de objetos pequenos en una corriente de flujo usando la tomografia optica (denominada en lo sucesivo en el presente documento diseno FOT), en el que el movimiento celular se realiza en una corriente de flujo, en el que las celulas en suspension se mueven a una velocidad constante a lo largo del unico eje de flujo de un tubo capilar. Las celulas biologicas que se han preparado para la citometria de flujo y se han tintado o marcado con sondas moleculares etiquetadas para el diagnostico de una enfermedad especifica se hacen fluir a traves de un dispositivo cilindrico que se proporciona para la imagen de proyeccion y permite la reconstruccion de information de densidad 2D y 3D a partir de trayectorias de rayos de proyeccion optica aproximadamente en perpendicular al vector de flujo de la celula. Controlando la velocidad de la celula que fluye a lo largo de un eje, los planos 2D perpendiculares de la reconstruccion pueden localizarse (o apilarse) correctamente a lo largo del eje de la celula para crear una imagen 3D de toda la celula, o una imagen 3D de la celula puede calcularse directamente a partir de proyecciones de transmision o de emision opticas 2D. Las celulas fluyen en fila de a uno a traves del tubo capilar, de modo que se minimiza la superposition y el oscurecimiento de las celulas, y las celulas tienden a seguir el eje central del tubo capilar. El diseno FOT no se ocupa del caso mas general en el que la velocidad y/o la direction del movimiento de las celulas son variables.
El documento US 5447159 describe un sistema optico de formacion de imagenes que usa una senal optica coherente de amplitud modulada para obtener datos de formacion de imagenes para un especimen que tiene propiedades dispersivas. Se proporciona un mecanismo que puede trasladar y/o hacer rotar una muestra despues de cada medicion para hacer que se tomen mediciones a traves de diferentes porciones de la muestra. El documento US 5932428 describe un metodo para preparar una muestra de sangre para la clasificacion y la enumeration de celulas en el que la sangre se introduce en una camara de volumen o area de section transversal conocida. Cada region de pixeles contiene diferentes cantidades de celulas marcadas y sin marcar. El documento US 6249341 describe un sistema para mover objetos o parficulas con fines de analisis y de detection y, mas especificamente, para analizar la morfologia de los objetos en movimiento. El documento US 5068882 describe un sistema de tomografia computarizada 3D para reducir la cantidad de datos perdidos cuando se emplea una geometria de haces conicos. El documento US 5694938 describe un metodo para realizar una tomografia computarizada en medios en los que el proceso de migration de fotones es difusivo.
Sumario de la invencion
La invencion proporciona un metodo para la reconstruccion tridimensional (3D) de un objeto de interes de acuerdo la reivindicacion 1 y un sistema de acuerdo con la reivindicacion 3. Mas en general, un metodo descrito en el presente documento incluye la etapa de meter objetos de interes en un tubo. El tubo puede ser un recipiente lineal o un tubo capilar. Un objeto de interes, que puede ser una celula, se ilumina con al menos un haz de proyeccion optico. El recipiente lineal se traslada hasta que el objeto de interes esta localizado dentro de una region del al menos un haz de proyeccion optico. El objeto de interes se centra segun sea necesario y se hace rotar a traves de una pluralidad de angulos radiales para generar un conjunto de imagenes de proyeccion en cada angulo radial de la pluralidad de angulos.
Breve descripcion de los dibujos
La figura 1 muestra esquematicamente una ilustracion a modo de ejemplo de unas celulas introducidas en un tubo capilar como se contempla en una realization de la presente invencion.
La figura 2 muestra esquematicamente una ilustracion a modo de ejemplo de un cilindro de reconstruccion por tomografia optica como se contempla en una realizacion de la presente invencion.
La figura 3 muestra esquematicamente un ejemplo de un sistema para una tomografia optica de movimiento variable (VOT) que no forma parte de la presente invencion.
La figura 4 muestra esquematicamente un ejemplo de un diagrama de flujo que ilustra una reconstruccion de imagenes tridimensional (3D) como se contempla en una realizacion de la presente invencion.
La figura 5 muestra esquematicamente un ejemplo que ilustra el uso de filtros de polarization y/o placas de fase en una reconstruccion de imagenes tridimensional (3D) que no forma parte de la presente invencion.
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Descripcion detallada de las realizaciones preferidas
La invention se describe en el presente documento con respecto a ejemplos espetificos relacionados con celulas biologicas, sin embargo, se entendera que estos ejemplos tienen el fin de ilustrar los principios de la invencion, y que la invencion no es tan limitada. En un ejemplo, la construction de una distribution tridimensional de densidades de puntos e intensidades de emision dentro de un volumen microscopico permite la medicion de la densidad y la fluorescencia en cualquier lugar dentro del volumen microscopico y determina la localization de estructuras, moleculas o sondas moleculares de interes. Mediante el uso de sondas moleculares etiquetadas, puede medirse la cantidad de sondas que se unen a estructuras especificas en el objeto microscopico. Con fines ilustrativos, un objeto tal como una celula biologica puede marcarse con al menos una sonda molecular etiquetada, y la cantidad medida y la localizacion de esta sonda pueden producir information importante sobre el estado de enfermedad de las celulas, incluyendo, pero sin limitarse a, diversos tipos de cancer tales como el cancer de pulmon, de colon, de prostata, de mama, de cuello uterino y de ovarios, o agentes infecciosos.
Haciendo referencia ahora a la figura 1, se muestra esquematicamente una ilustracion a modo de ejemplo de unas celulas introducidas en un tubo capilar como se contempla en una realization de la presente invencion. En este ejemplo de realizacion, una section del tubo capilar 3 se llena con las celulas 1 que se empaquetan rigidamente en el tubo. Cada una de las celulas puede incluir un nucleo 2. El tubo capilar 3 tiene un eje central 4 orientado con referencia a un sistema de coordenadas 6 que tiene las coordenadas en las direcciones x, y, y z. En algunos casos, al menos una sonda molecular 53 puede unirse dentro de la celula. Un ordenador 7 se acopla para proporcionar senales de control a un motor de rotation 5 y un motor de traslacion 8. Se reconocera que tambien pueden emplearse disposiciones equivalentes de uno o mas motores, engranajes o medios fluidicos u otros medios de generation de movimiento para lograr el movimiento de traslacion y de rotacion necesario del tubo capilar u otro sustrato. En algunos casos, pueden reemplazarse uno o mas de los motores por dispositivos de colocation manuales o engranajes o por otros medios de generacion de movimiento, tales como medios hidraulicos o piezoelectricos. El eje de traslacion es el eje z, y la rotacion es alrededor del eje z. El motor de colocacion 9 se acopla para mover la celula en un plano definido por los ejes x, y, sustancialmente en perpendicular al eje central con fines de centrado, segun sea necesario.
Se reconocera que la superficie curva del tubo capilar actuara como una lente cilindrica y que este efecto de enfoque puede no ser deseable en un sistema de proyeccion. Los expertos en la materia apreciaran que puede eliminarse la flexion de los fotones por el tubo si los espacios entre la fuente puntual y el tubo y entre el tubo y las superficies de detector se llenan de un material 54 cuyo indice de refraction coincide con el del tubo capilar y que el tubo puede acoplarse opticamente (con aceite o un gel, por ejemplo) al material de llenado de espacios.
Considerese el presente ejemplo de celulas introducidas en un tubo capilar. Las celulas pueden meterse, preferentemente, en fila de a uno de manera que no se superpongan. La densidad de empaquetamiento de celulas enteras de aproximadamente 100 micrometros de diametro en un tubo capilar con un diametro de menos de 100 micrometros puede ser de aproximadamente 100 celulas por centimetro de longitud de tubo. Para nucleos desnudos de aproximadamente 20 micrometros de diametro, el empaquetamiento puede ser de aproximadamente 500 nucleos por centimetro de longitud de tubo, siendo el diametro del tubo proporcional al tamano del objeto, en este caso de aproximadamente 20 micrometros. Por lo tanto, en varios centimetros de la longitud del tubo capilar, pueden meterse unos pocos miles de nucleos desnudos no superpuestos. Al trasladar el tubo a lo largo de su eje central 4, puede lograrse el movimiento en la direction z. El movimiento del tubo en las direcciones x, y permite que los objetos dentro del tubo se centren, segun sea necesario, en el cilindro de reconstruction del sistema de tomografia optica. Al hacer rotar el tubo alrededor de su eje central 4, puede producirse una multiplicidad de vistas de proyeccion radial. El movimiento del tubo en la direccion z a velocidad constante y sin rotacion simula el caso especial de la tomografia optica de flujo.
Una ventaja de mover un tubo lleno de celulas que estan de uno u otro modo estacionarias en el interior del tubo es que los objetos de interes pueden detenerse y, a continuation, hacerse rotar, a velocidades que permiten una exposition casi optima para la tomografia optica sobre una base de celula a celula. Es decir, puede mejorarse la relation senal a ruido de las imagenes de proyeccion para producir mejores imagenes de las que pueden producirse normalmente a una velocidad constante y la direccion habitual de los sistemas de flujo. Los objetos que no son de interes pueden moverse fuera del sistema de formation de imagenes con rapidez, con el fin de obtener la velocidad total en el analisis de celulas de interes en una muestra que consiste en una multitud de celulas. Ademas, la capacidad de detener un objeto de interes y, a continuacion, hacerlo rotar, segun sea necesario, para multiples proyecciones, casi elimina las perturbaciones de movimiento. Aun mas, el sistema de movimiento puede guiarse en movimientos submicronicos y puede aplicarse ventajosamente de una manera que permite el muestreo de la celula a una resolution superior a la proporcionada por el tamano de pixel del detector. Mas especificamente, el factor de muestreo de Nyquist de 2 podria gestionarse por el sistema de movimiento que se mueve en incrementos que llenan, por ejemplo, la mitad de un ancho de pixel. De manera similar, el sistema de movimiento puede compensar el factor de llenado imperfecto del detector.
Haciendo referencia ahora a la figura 2, se muestra esquematicamente una ilustracion a modo de ejemplo de un cilindro de reconstruccion por tomografia optica como se contempla en una realizacion de la presente invencion. Se
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muestra una configuracion VOT con al menos una fuente puntual 10b dispuesta en angulos fijos a lo largo de una circunferencia 11 en la pared de tubo. Al menos un detector 50b incluye al menos una superficie de detector 12, con las superficies opuestas a la al menos una fuente puntual 10b, dispuesta en una circunferencia mas amplia en el mismo plano que las fuentes puntuales. Cada fuente puntual proyecta un haz conico 13 sobre un area de detector 14, de tal manera que los conos proyectados no se superponen en el detector. Debe entenderse que podrian aceptarse otras geometrias de proyeccion, tales como aquellas que utilizan proyecciones de haces en abanico y haces de lapiz. Para simplificar la figura en aras de la comprension, solo se ha mostrado un haz conico, pero debe entenderse que cada fuente puntual proyecta un haz conico diferente. El eje central de cada haz conico se interseca con los ejes centrales de los otros haces conicos en un punto central 15 en el medio del tubo o en el medio de la celula dentro del tubo, segun sea el caso. Cada vez que el tubo se hace rotar un angulo incremental deseado 16, mientras que la disposition de las fuentes puntuales y los detectores permanece fija, se recoge otro conjunto de proyecciones, generando de este modo un nuevo conjunto de proyecciones independientes en diferentes angulos radiales, y asi sucesivamente.
El ordenador 7 se acopla para transmitir datos, senales de control y senales de temporizacion a las fuentes puntuales 10b, los elementos de detection 12 y los motores. El ordenador puede comprender un ordenador conocido o una pluralidad de ordenadores y de procesadores matriciales adecuados para la adquisicion de imagenes y el procesamiento de reconstruction de imagenes.
El cilindro de reconstruccion en esta nueva configuracion, puede disenarse de manera mas optima en comparacion con el diseno FOT. En particular, debido a que puede hacerse rotar el objeto de interes, un cilindro de reconstruccion puede disenarse ventajosamente con un unico par de fuente puntual y de detector que crea y captura la imagen de proyeccion (a veces conocida como shadowgram) en cada angulo de rotation.
En el ejemplo de realization mostrado en la figura 2, un ejemplo de configuracion VOT tiene nueve fuentes puntuales de fibra optica dispuestas a veinte grados radiales de separation alrededor de una circunferencia en la pared de tubo. Las nueve superficies de detector opuestas estan dispuestas en una circunferencia mas amplia en el mismo plano que las fuentes puntuales. Cada fuente puntual proyecta un haz conico sobre un area de detector, de tal manera que los conos proyectados no se superponen en el detector. El eje central de cada haz conico se interseca con los ejes centrales de los otros haces conicos en un punto central en el medio del tubo o en el medio de la celula dentro del tubo. Cada vez que el tubo se hace rotar un incremento de 2 grados se recoge otro conjunto de proyecciones, de manera que despues de 10 rotaciones incrementales, se ha generado un total de 90 proyecciones independientes en cada incremento de 2 grados alrededor de 180 grados radiales de circunferencia. De manera similar, si el tubo que contiene el objeto de interes se centra y se hace rotar a traves de veinte incrementos de un grado radial, entonces se crearian 180 imagenes de proyeccion unicas. Despues de que se haya creado un numero adecuado de proyecciones, la celula de interes o el tubo que contiene otras celulas de interes podrian trasladarse en la direction z para adoptar una nueva perspectiva y repetir el proceso de recopilacion de imagenes.
En este diseno, un semicirculo de fuentes puntuales igualmente espaciadas tienen unas matrices de detector opuestas situadas alrededor de un semicirculo opuesto, y todos los elementos del sistema de formation de imagenes estan situados en el mismo plano central generalmente en perpendicular al eje de tubo. Sin embargo, las combinaciones de fuente puntual/detector no necesitan encontrarse en el mismo plano central, y las fuentes puntuales pueden espaciarse a intervalos desiguales e intercalarse ventajosamente entre las matrices de detector.
Como tambien se muestra en la figura 2, debido a la ilimitada naturaleza del tubo en la direccion z por encima y por debajo del circulo de las fuentes puntuales y los detectores que comprenden una zona de reconstruccion 51, puede ser util colocar unas fuentes adicionales 10a, 10c y unos detectores adicionales 50a, 50c por encima y por debajo de la zona de reconstruccion 51 para generar imagenes para mejorar la precision de la reconstruccion de imagenes computarizada. Tengase en cuenta que en una realizacion especifica, la zona de reconstruccion puede comprender un plano definido por la colocation de un conjunto de fuentes puntuales y detectores. Estas configuraciones tambien se aplicarian al diseno del sistema de tomografia optica de flujo (FOT).
Haciendo referencia ahora a la figura 3, se muestra un ejemplo de un sistema de tomografia optica de movimiento variable (VOT) que no forma parte de la presente invention. Un diseno especialmente util incluye la colocacion de un anillo de fuentes puntuales 17b en un plano 18 localizado justo por encima o por debajo proximo a un anillo de detectores 19b localizado alrededor de un plano de detector 21, de tal manera que los conos de proyeccion se dirigen a sus superficies de detector respectivas y el centro de la celula 20 esta localizado entre los dos planos en el punto en el que se superponen todos los conos de proyeccion. En esta configuracion, la celula puede muestrearse alrededor de una circunferencia radial completa de 360 grados para lograr una reconstruccion de imagenes optima, dado un numero adecuado de pares de fuente puntual/detector, y como tal, no se requiere la rotacion del tubo. De nuevo, puede ser util colocar unos conjuntos adicionales de fuentes puntuales opticas 17a, 17c y de detectores opuestos 19a y 19c por encima y/o por debajo de una zona de reconstruccion 52 para mejorar la precision de la reconstruccion de imagenes computarizada. En el ejemplo de la figura 3, la zona de reconstruccion 52 esta localizada por encima y/o por debajo del plano 18. Esta geometria tambien se aplica a la FOT.
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En el ejemplo anterior, la reconstruction de imagenes 3D se realiza usando imagenes de proyeccion 2D a partir de una geometria de haces conicos. Tambien es posible usar una geometria de haces en abanico, por lo que la imagen 3D se genera apilando imagenes planas contiguas reconstruidas a partir de proyecciones lineales (1D) usando algoritmos de reconstruccion de haces en abanico. Con la geometria de haces en abanico, la pluralidad de fuentes puntuales opticas 10b que se alinean para emitir haces en abanico, junto con los detectores opuestos 12 montados alrededor de una circunferencia del tubo, pueden muestrear multiples angulos de proyeccion a traves de toda la celula 1 a medida que se mueve mas alla de las fuentes. Por lo tanto, una celula se secciona opticamente con proyecciones a traves de la celula que pueden reconstruirse para formar un corte 2D en el plano x-y. Apilando o combinando matematicamente cortes secuenciales, surgira una imagen 3D de la celula. La imagen 3D de la celula puede producir medidas cuantitativas de estructuras subcelulares y la localization y cantidad de sondas moleculares etiquetadas que proporcionan information de diagnostico.
Fuente de luz
Cada fuente puede tener las mismas caracteristicas generales, preferentemente:
• puede aproximar una pequena fuente puntual circular para su uso en una geometria de haces conicos,
• puede ser brillante, uniforme y con un contenido espectral conocido,
• los fotones emitidos desde la fuente pueden tener una geometria conocida, tal como un haz conico o un haz en abanico.
Ademas, la longitud de onda de las fuentes puede seleccionarse o bien por el uso de diversos emisores de diodos u otros laseres o por el filtrado de paso de banda de una fuente de banda ancha blanca o de otro color, por ejemplo, una lampara de arco de mercurio o de xenon.
Hay varias opciones que pueden emplearse para crear fuentes puntuales opticas, tales como:
una pequena perforation enfrente de un laser u otra fuente de fotones de alta intensidad, una fibra optica con una pequena section transversal y una pequena abertura aparente, una lente de distancia focal corta enfrente de una fuente de fotones,
un haz de electrones que irradia un punto en una superficie de fosforo (una forma de CRT), y diversas combinaciones de las anteriores.
La geometria es tal que, cuanto mas cerca este la fuente puntual del objeto de interes (la celula), mayor sera la amplification debido al angulo geometrico mas amplio que se subtiende por un objeto mas cercano a la fuente. La amplification en un sistema de proyeccion simple es aproximadamente M = (A+B)/A, donde A es la distancia entre la fuente puntual y el objeto (celula) y B es la distancia entre el objeto y el detector. A la inversa, si se conoce por adelantado la resolution requerida del diseno de sistema, entonces puede optimizarse la geometria para esa resolution especifica. Para los antecedentes, los expertos en la materia se dirigen a Blass, M., editor jefe, Handbook of Optics: Fiber Optics and Nonlinear Optics, 2a ed., Vol. IV, McGraw-Hill, 2001.
Haciendo referencia ahora a la figura 4, se muestra un ejemplo de un diagrama de flujo que ilustra una reconstruccion de imagenes tridimensional (3D) como se contempla en una realization de la presente invention. Como se contempla en un ejemplo de la presente invencion, un proceso de reconstruccion de imagenes 3D 30 incluye las etapas de cargar el tubo lleno con celulas en la etapa 31, trasladar el tubo hasta que la primera celula de interes se haya localizado en la etapa 32, centrar la celula de interes, segun sea necesario, en la etapa 33, generar un conjunto de proyecciones en cada angulo de rotation diferente en la etapa 34, determinar cuando se ha completado el conjunto de datos en la etapa 35, y repetir el proceso de las etapas 32 a 35 hasta que se hayan analizado todas las celulas de interes. El proceso se detiene en la etapa 36. El proceso puede implementarse en un programa de software informatico ejecutado por un ordenador personal tal como, por ejemplo, el ordenador 7.
Reconstruccion de imagenes
Los algoritmos de reconstruccion mas habituales y facilmente implementados, conocidos como metodos de retroproyeccion filtrada, se obtienen a partir de un paradigma similar en la tomografia de rayos X computarizada (CT) que usa una geometria de haces conicos y de haces en abanico. (Veanse las siguientes referencias, por ejemplo, Kak, A.C. y Slaney, M., Principles of Computerized Tomographic Imaging, IEEE Press, Nueva York, 1988, y Herman, G, Image Reconstruction from Projections: The Fundamentals of Computerized Tomography, Academic Press, Nueva York, 1980). Estos metodos se basan en los teoremas para transformar el radon con modificaciones que reflejan la geometria especifica de la configuration fuente/detector y las trayectorias de los rayos en el haz de irradiation. Sin embargo, en el caso de la CT de rayos X clinica, el sujeto humano se mantiene normalmente inmovil mientras que la fuente de rayos X y las matrices de detector pueden moverse a lo largo de un arco o una helice alrededor del paciente para recoger datos de multiples angulos de proyeccion. A continuation, el sujeto humano puede colocarse de nuevo a lo largo del eje z y se recoge otro conjunto de datos, etc. Como alternativa, en la CT helicoidal clinica mas moderna, el paciente puede trasladarse de manera continua en la direction z, mientras que el conjunto de fuente-detector rota de manera continua para proporcionar datos de proyeccion helicoidales, que a
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35
40
45
continuacion se interpolan para proporcionar proyecciones ortogonales al eje z de paciente.
En la tomografia optica de flujo (FOT) y la tomografia optica de movimiento variable (VOT), el objeto (una celula) se mueve en relacion con las fuentes estacionarias y las matrices de detector, adquiriendo la pluralidad de sistemas de fuente/detector unos datos en sincroma con los puntos de tiempo seleccionados especificos a lo largo del vector de velocidad celular de una manera que genera multiples datos de angulo de proyeccion dentro de un corte o volumen determinado. Para el escaneado corte a corte usando un haz en abanico, el algoritmo de reconstruction computara una imagen 2D de un plano perpendicular al eje de movimiento, y el apilamiento en serie de multiples cortes generara la imagen 3D del objeto, siendo el contraste una funcion de las variaciones en el coeficiente de atenuacion de rayos X o el coeficiente de absorcion optica como una medida de la densidad dentro del objeto para una CT o una tomografia optica de flujo, respectivamente. Para el escaneado volumetrico de haces conicos, el algoritmo de reconstruccion calcula una imagen 3D de un volumen dentro de la celula u otro objeto directamente a partir de las proyecciones opticas de transmision o de emision planas, siendo el contraste una funcion de la densidad optica y/o la distribution de densidad de sonda etiquetada dentro del objeto que se representa en forma de imagenes.
Puede ser deseable o bien que la transmision de datos produzca la reconstruccion de densidad celular o que la emision de datos (a partir de fuentes internas, si las hay) reconstruya la distribucion de sondas marcadas, o ambos, para emplear algoritmos de reconstruccion de imagenes diferentes a la retroproyeccion filtrada. La clase general conocida como algoritmos de reconstruccion iterativa es mas eficaz en algunos casos, especialmente para la tomografia de emision o, cuando es posible, como en el caso de la presente invention en la que se conocen la simetria axial y la naturaleza tricompartimental de los objetos, para incorporar information a priori en el algoritmo de reconstruccion para mejorar la calidad de la reconstruccion (vease, por ejemplo, Gilbert, P., “Iterative Methods for the Three-dimensional Reconstruction of an Object from Projections", Journal of Theoretical Biology 36:105-17, 1972, y otras referencias indicadas anteriormente en el presente documento).
Haciendo referencia ahora a la figura 5, se muestra esquematicamente un ejemplo que ilustra el uso de filtros de polarization (y/o una placa de fase) en una reconstruccion de imagenes tridimensional (3D) que no forma parte de la presente invencion. Todos los algoritmos de reconstruccion de imagenes son vulnerables a diversas formas de ruido en los datos de proyeccion, tal como la dispersion y la difraccion. La dispersion y la difraccion de la luz pueden llegar a ser significativas en la tomografia optica cuando la longitud de onda de los fotones de iluminacion es del mismo orden que la resolution deseada dentro del objeto a reconstruir y cuando el objeto contiene estructuras que son del mismo orden en tamano que la longitud de onda de iluminacion. Las interacciones que pueden cambiar la polarizacion de fotones o provocar un desplazamiento de fase proporcionan una oportunidad para eliminar o reducir la contamination de una imagen de proyeccion a traves del uso de unos filtros de polarizacion y/o una placa de fase. Por ejemplo, si una fuente puntual 37 se filtra a traves de un primer polarizador lineal 41, entonces se produce un primer rayo de luz polarizada 39 que incide en el objeto 42. Los rayos 40 representan unos fotones dispersados como resultado del primer rayo de luz polarizada 39 que incide sobre el objeto 42. Una superficie de un sensor 45, situado para detectar una imagen de proyeccion generada por la fuente puntual 37, se filtra de manera similar a traves de un segundo polarizador lineal 43 que tiene la misma orientation que el primer polarizador lineal 41. Como se indica por los rayos 40, los fotones cuyo vector de polarizacion se ha desplazado se eliminaran de la detection. Al mismo tiempo, los rayos de luz no dispersada pasaran a traves de ambos filtros de polarizacion, dando como resultado una portion de luz dispersada 44 que incide sobre el sensor 45. Para eliminar el desplazamiento de fase, una placa de fase 46 puede colocarse cerca del segundo polarizador lineal 43. De esta manera, puede reducirse de manera significativa el fondo de ruido debido a los desplazamientos en la polarizacion y la fase.

Claims (10)

  1. 5
    10
    15
    20
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    30
    35
    40
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    50
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    60
    REIVINDICACIONES
    1. Un metodo para la reconstruction tridimensional (3D) de un objeto de interes, que comprende las etapas de:
    (a) meter (31) una pluralidad de celulas (1) en un tubo (3), en donde la pluralidad de celulas se introducen en fila de a uno de manera que no se superpongan y en donde las celulas estan de uno u otro modo estacionarias en el interior del tubo;
    (b) iluminar al menos una celula de la pluralidad de celulas (1) con al menos un haz de proyeccion optico (13);
    (c) trasladar (32) el tubo (3) hasta que la al menos una celula este localizada dentro de una region (15) del al menos un haz de proyeccion optico (13);
    (d) centrar (33) la al menos una celula (1) segun sea necesario;
    (e) hacer rotar (34) la al menos una celula (1) una pluralidad de angulos radiales (16), en donde el movimiento del tubo (3) lleno de las celulas que estan de uno u otro modo estacionarias en el interior del tubo permite su detention y, a continuation, su rotation, a una velocidad que permite la tomografia optica sobre una base de celula a celula;
    (f) generar (34) un conjunto de imagenes de proyeccion en cada angulo radial (16) de la pluralidad de angulos; y
    (g) repetir (35, 36) las etapas (b) a (f) hasta que se haya escaneado la pluralidad de celulas (1).
  2. 2. El metodo de la reivindicacion 1, en el que el haz de proyeccion optico se selecciona del grupo que consiste en haces en abanico y haces conicos (13).
  3. 3. Un sistema de tomografia optica de movimiento variable (VOT) que comprende:
    un tubo (3) para contener una pluralidad de celulas (1) que tiene una pared de tubo y un eje central (4), estando el tubo configurado para contener la pluralidad de celulas introducidas en fila de a uno de manera que no se superpongan, y para contener de uno u otro modo las celulas estacionarias en el interior del tubo; una pluralidad de fuentes puntuales opticas (10a, 10b, 10c) estan dispuestas para proyectar luz alrededor de una circunferencia en la pared de tubo;
    una pluralidad de superficies de detector opuestas (12) dispuestas en una circunferencia mas amplia en el mismo plano que las fuentes puntuales (10a, 10b, 10c), para formar una zona de reconstruccion (51), de manera que cada fuente puntual (10a, 10b, 10c) proyecta un haz (13) sobre un area de detector (12) de tal manera que un haz no se superponga a otro en ninguna de la pluralidad de superficies de detector opuestas, y un eje central de cada haz se interseca con los ejes centrales de los otros haces dentro del tubo (3); y
    un medio (8, 9), acoplado al tubo, para mover el tubo en un movimiento variable, en donde el movimiento del tubo lleno de celulas que estan de uno u otro modo estacionarias en el interior del tubo permite su detencion y, a continuacion, su rotacion, a una velocidad que permite la tomografia optica sobre una base de celula a celula.
  4. 4. El sistema de la reivindicacion 3, en el que el medio para el movimiento comprende un aparato de movimiento controlado por ordenador (7, 8, 9).
  5. 5. El sistema de la reivindicacion 3, en el que el medio para el movimiento comprende un medio para hacer rotar (5) el tubo de tal manera que cada vez que se hace rotar el tubo mediante un valor de desplazamiento de rotacion se recoge un conjunto de proyecciones.
  6. 6. El sistema de la reivindicacion 3, en el que la pluralidad de fuentes puntuales opticas (10a, 10b, 10c) comprende dos o mas fuentes puntuales.
  7. 7. El sistema de la reivindicacion 3, en el que un semicirculo de fuentes puntuales espaciadas tienen unas matrices de detector opuestas (50a, 50b, 50c) situadas alrededor de un semicirculo opuesto, estando las fuentes puntuales espaciadas (10a, 10b, 10c) y las matrices de detector opuestas (50a, 50b, 50c) situadas en el mismo plano central generalmente perpendicular al eje de tubo (4).
  8. 8. El sistema de la reivindicacion 3 en el que la pluralidad de fuentes puntuales opticas (10a, 10b, 10c) y la pluralidad de superficies de detector opuestas (12) se encuentran en el mismo plano, y la pluralidad de fuentes puntuales opticas (10a, 10b, 10c) estan intercaladas entre las matrices de detector.
  9. 9. El sistema de la reivindicacion 3, en el que unos conjuntos adicionales de fuentes puntuales opticas (10a, 10c) y detectores (50a, 50c) estan situados por encima y/o por debajo de la zona de reconstruccion (51) para proporcionar datos de proyeccion adicionales.
  10. 10. El sistema de la reivindicacion 3 en el que el tubo (3) es un tubo capilar.
    imagen1
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