FR3062542A1 - Appareil et procede d'imagerie par contraste de tavelures - Google Patents
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Abstract
Un appareil (10) d'imagerie par contraste de tavelures comprend deux polariseurs (7, 8) qui sont orientés orthogonalement l'un par rapport à l'autre, et qui sont disposés respectivement sur un trajet d'un rayonnement d'éclairage (F1) et sur un trajet d'un rayonnement rétrodiffusé (RR) provenant d'une cible (T) observée. Les polariseurs augmentent une contribution relative dans chaque image saisie, d'une partie du rayonnement qui subit des diffusions multiples dans la cible, à une certaine profondeur sous une surface de ladite cible. Un tel appareil est particulièrement adapté pour visualiser des inhomogénéités de vascularisation, et notamment des inhomogénéités de vascularisation à l'échelle micrométrique, dans un tissu biologique en utilisant un procédé d'observation LASCA.
Description
© Mandataire(s) : CABINET PLASSERAUD.
© APPAREIL ET PROCEDE D'IMAGERIE PAR CONTRASTE DE TAVELURES.
FR 3 062 542 - A1 (57) un appareil (10) d'imagerie par contraste de tavelures comprend deux polariseurs (7, 8) qui sont orientés orthogonalement l'un par rapport à l'autre, et qui sont disposés respectivement sur un trajet d'un rayonnement d'éclairage (F1 ) et sur un trajet d'un rayonnement rétrodiffusé (RR) provenant d'une cible (T) observée. Les polariseurs augmentent une contribution relative dans chaque image saisie, d'une partie du rayonnement qui subit des diffusions multiples dans la cible, à une certaine profondeur sous une surface de ladite cible. Un tel appareil est particulièrement adapté pour visualiser des inhomogénéités de vascularisation, et notamment des inhomogénéités de vascularisation à l'échelle micrométrique, dans un tissu biologique en utilisant un procédé d'observation LASCA.
APPAREIL ET PROCEDE D’IMAGERIE PAR CONTRASTE DE TAVELURES
La présente invention concerne un appareil d’imagerie par contraste de tavelures, ainsi qu’un procédé d’imagerie qui utilise cet appareil.
L’imagerie par contraste de tavelures est un procédé d’observation qui a été mis au point récemment, et désigné par LASCA pour «Laser Speckle Contrast Analysis» en anglais. II est décrit notamment dans l’article de J. David Briers et Siân Webster intitulé «Laser Speckle Contrast Analysis (LASCA) : a Nonscanning, Full-Field Technique for Monitoring Capillary Blood Flow», Journal of Biomédical Optics, Avril 1996, Vol. 1, No. 2, pp 174-179. De façon connue, un appareil d’imagerie qui est adapté pour un tel procédé comprend :
- une source laser, qui est adaptée pour produire un rayonnement d’éclairage ayant une longueur d’onde comprise entre 400 nm et 2000 nm, et qui est agencée pour éclairer une cible lorsque celle-ci est dans un champ d’imagerie de l’appareil ;
- un objectif, agencé pour former une image de la cible avec une partie du rayonnement d’éclairage qui est rétrodiffusée par cette cible lorsqu’elle est dans le champ d’imagerie de l’appareil ;
- un capteur d’image, qui est agencé pour saisir l’image formée par l’objectif ; et
- une unité de traitement d’image, adaptée pour produire une image de contraste à partir de l’image qui est saisie par le capteur d’image, en attribuant à des points de l’image saisie des valeurs d’un contraste local de cette image saisie, évaluées dans des zones respectives de l’image saisie qui sont limitées autour de chacun des points.
La source laser produit un éclairage de la cible qui est cohérent, et la cible est conjuguée optiquement à travers l’objectif avec la surface photosensible du capteur d’image. Alors, si l’objectif possède une résolution qui est insuffisante pour reproduire des motifs de la cible dans l’image qu’il forme, l’image formée contient des tavelures, ou «speckles» en anglais. Le contraste
-2local de ces tavelures fournit alors des informations sur des variations temporelles qui affectent les motifs dans la cible. Ces informations apparaissent dans l’image de contraste qui est produite par l’unité de traitement d’image, à partir de l’image telle que formée par l’objectif puis saisie par le capteur d’image.
Usuellement, le contraste local en chaque point P de l’image qui est saisie, noté C(P), est calculé à partir des valeurs d’intensité des points d’image qui sont contenus dans un carré centré sur le point P, selon la formule : C(P) = σ/m, où o et m sont respectivement l’écart type et la moyenne des valeurs d’intensité dans le carré. Des carrés de dimension 7x7 points d’image ont notamment été utilisés.
Enfin, il est aussi connu d’utiliser le procédé d’imagerie LASCA pour visualiser des vitesses d’écoulement sanguin dans des tissus biologiques : l’image de contraste constitue une cartographie de l’écoulement sanguin en fonction de la vitesse de déplacement des globules rouges et des vitesses de déformation des vaisseaux capillaires du réseau vasculaire. Une telle cartographie peut être corrélée à des variations spatiales de l’activité cellulaire au sein du tissu biologique.
A partir de la mise en œuvre connue du procédé d’imagerie LASCA, un but de l’invention consiste à améliorer encore l’image de contraste qui est obtenue, notamment pour obtenir des images de contraste d’un tissu biologique qui sont plus représentatives de l’activité interne au tissu, par opposition à une contribution de la surface du tissu biologique dans l’image de contraste.
Un but annexe de l’invention est d’augmenter ou d’améliorer l’information qui est obtenue sur toutes les zones d’un tissu biologique qui est observé en utilisant le procédé LASCA.
Pour cela, un premier aspect de l’invention propose un appareil d’imagerie par contraste de tavelures tel que décrit plus haut, mais qui comprend en outre :
- un premier polariseur qui est disposé entre la source laser et le champ d’imagerie, et qui est adapté pour sélectionner une polarisation du rayonnement d’éclairage ; et
- un second polariseur qui est disposé entre le champ d’imagerie et le capteur d’image, et qui est adapté pour sélectionner une polarisation de la partie du rayonnement d’éclairage rétrodiffusée par la cible.
Selon une caractéristique supplémentaire de l’invention, la polarisation qui est sélectionnée par le second polariseur, pour la partie du rayonnement d’éclairage qui est rétrodiffusée par la cible, est orthogonale à la polarisation du rayonnement d’éclairage telle que sélectionnée par le premier polariseur. Une telle relation d’orthogonalité des deux polariseurs permet de favoriser la contribution dans l’image qui est saisie par le capteur, du rayonnement qui est rétrodiffusé dans le volume de la cible par rapport à la contribution dans l’image saisie d’une partie du rayonnement d’éclairage qui est rétrodiffusée par la cible à proximité immédiate de sa surface. En effet, le rayonnement rétrodiffusé subit un nombre de diffusions qui est plus important lorsqu’il provient d’une profondeur plus grande à l’intérieur de la cible, sous sa surface, par rapport à du rayonnement qui est rétrodiffusé au niveau de la surface. Or, la polarisation du rayonnement diffusé étant altérée progressivement et cumulativement à chaque diffusion, le rayonnement qui est rétrodiffusé dans le volume de la cible, en résultant de diffusions multiples, contient la quasi-totalité des états polarimétriques. II contient donc une composante non nulle selon l’orientation du second polariseur, contrairement au rayonnement qui est rétrodiffusé par la surface de la cible, qui ne contient qu’un seul état polarimétrique. Cet état polarimétrique du rayonnement qui est rétrodiffusé par la surface de la cible est ensuite supprimé par le second polariseur qui lui est orthogonal.
De plus, l’orthogonalité entre les deux polariseurs permet de réduire, voire de supprimer, une réflexion spéculaire du rayonnement d’éclairage sur la surface de la cible, qui est susceptible de produire une saturation ou un éblouissement du capteur d’image.
De façon générale, les deux polariseurs peuvent être linéaires, circulaires ou elliptiques. Dans les deux derniers cas de polariseurs circulaires
-4ou elliptiques, la relation d’orthogonalité entre les deux polariseurs doit être comprise en termes d’expression complexe des polarisations, de la façon usuelle pour l’Homme du métier. Dans le premier cas, lorsque les premier et second polariseurs sont des polariseurs linéaires, ils sont orientés de sorte qu’une polarisation linéaire de la partie du rayonnement d’éclairage qui est rétrodiffusée par la cible, sélectionnée par le second polariseur, soit perpendiculaire à une polarisation linéaire du rayonnement d’éclairage, sélectionnée par le premier polariseur.
Par ailleurs, des modes de réalisation préférés de l’invention peuvent mettre en oeuvre un ou plusieurs des perfectionnements suivants :
- la source laser peut être adaptée pour que la longueur d’onde du rayonnement d’éclairage soit comprise entre 750 nm (nanomètre) et 850 nm, de préférence entre 780 nm et 820 nm. La réflectivité de zones différentes d’un tissu biologique qui peut constituer la cible est en effet supérieure dans un tel intervalle de longueur d’onde, si bien que l’image de contraste possède une dynamique de valeurs qui est supérieure ;
- le capteur d’image peut posséder une durée d’intégration ajustable, durant laquelle un signal d’accumulation qui est généré dans le capteur pour chaque point de l’image qui est saisie, croît en fonction d’une quantité de rayonnement qui est reçue par le capteur en ce point, le signal d’accumulation étant lu lorsque la durée d’accumulation est terminée, pour produire une valeur d’intensité de l’image saisie au point considéré. La durée d’intégration peut alors être ajustable dans un intervalle qui s’étend au moins entre 0,1 ms (milliseconde) et 50 ms, de préférence au moins entre 1 ms et 15 ms ;
- l’appareil peut être adapté pour que le rayonnement d’éclairage ait une puissance surfacique inférieure à 0,1 W/cm2 (watt par centimètrecarré), de préférence inférieure à 50 mW/cm2 (milliwatt par centimètrecarré), dans le champ d’imagerie. L’appareil ne présente alors aucun
-5risque pour un opérateur ni pour un sujet dont une portion de tissu biologique, notamment de tissu cutané, est observée ;
- l’appareil peut être adapté pour saisir successivement plusieurs images d’une même cible qui est située dans son champ d’imagerie, et pour produire une image de contraste séparément à partir de chacune des images saisies. Dans ce cas, l’unité de traitement d’image peut avantageusement être adaptée en outre pour produire une image de contraste finale comme une moyenne des images de contraste produites séparément ;
- l’appareil peut être adapté en outre pour produire une série d’images de contraste successives de la même cible, chaque image de contraste étant produite à partir d’une image suivante dans une série d’images de la cible qui sont saisies successivement par le capteur d’image, afin de former une vidéo en temps réel qui possède au moins 10 images de contraste par seconde, de préférence au moins 20 images de contraste par seconde ; et
- l’objectif peut être adapté pour avoir une résolution qui est comprise entre 4 pm (micromètre) et 20 pm, de préférence supérieure à 7 pm, mesurée dans le champ d’imagerie. Une telle résolution est adaptée pour l’objectif afin d’obtenir des tavelures qui sont dues aux globules rouges dans une image de tissu biologique formée par cet objectif.
En outre, un second aspect de l’invention propose un procédé d’observation d’un tissu biologique, dans lequel on utilise un appareil d’imagerie par contraste de tavelures qui est conforme au premier aspect de l’invention. L’appareil est disposé de sorte que le tissu biologique soit dans le champ d’imagerie de cet appareil. Le tissu biologique forme alors la cible et l’image de ce tissu biologique qui est saisie par le capteur d’image de l’appareil comporte des tavelures.
Préférablement, l’appareil d’imagerie par contraste de tavelures peut être adapté pour qu’une dimension moyenne des tavelures dans l’image du tissu biologique qui est saisie par le capteur d’image, soit comprise entre 1 fois
-6et 3 fois une dimension individuelle d’éléments photosensibles, aussi appelés pixels, du capteur d’image. De préférence, la dimension moyenne des tavelures est comprise entre 1,5 fois et 2,5 fois la dimension individuelle des éléments photosensibles du capteur d’image.
Enfin, le procédé de l’invention peut être utilisé par un opérateur pour visualiser des inhomogénéités de vascularisation ou de circulation sanguine dans le tissu biologique, notamment de telles inhomogénéités à l’échelle micrométrique.
D'autres particularités et avantages de la présente invention apparaîtront dans la description ci-après d'exemples de réalisation non limitatifs, en référence aux dessins annexés, dans lesquels :
- la figure 1 est un diagramme des principaux composants d’un appareil d’imagerie par contraste de tavelures, qui est conforme à la présente invention ; et
- la figure 2 illustre des étapes principales d’un procédé d’observation conforme à la présente invention.
Pour raison de clarté, les dimensions des éléments qui sont représentés dans la figure 1 ne correspondent ni à des dimensions réelles ni à des rapports de dimensions réels.
Les références suivantes qui sont indiquées dans la figure 1, ont les significations suivantes :
appareil d’imagerie par contraste de tavelures, dans son ensemble source laser, notée LASER optique d’éclairage, optionnelle objectif capteur d’image unité de traitement d’image, notée IMAGE PROCESS.
unité de visualisation d’image, notée DISPLAY et pouvant être
-7 interne à l’appareil 10 ou externe premier polariseur, de type linéaire dans les exemples de réalisation de l’invention qui sont décrits en détail second polariseur, aussi de type linéaire
F0 faisceau de rayonnement produit par la source laser 1
F1 faisceau de rayonnement d’éclairage
C champ d’imagerie de l’appareil 10, aussi appelé champ objet dans le jargon optique
T cible dont une portion est située à l’intérieur du champ d’imagerie C, et qui est observée en utilisant l’appareil 10
RR rayonnement rétrodiffusé par la cible T
La source laser 1 peut être d’un modèle quelconque, par exemple disponible commercialement. De préférence, elle est de type monomode pour présenter une cohérence temporelle qui est supérieure. Sa longueur d’onde peut être avantageusement de l’ordre de 800 nm (nanomètre), par exemple égale à 808 nm, lorsque la cible T est une portion de tissu biologique, notamment de tissu biologique vivant. Dans ce cas, les composants 1 à 4 et 78 de l’appareil 10 peuvent être montés dans un boîtier qui est supporté par un bras mobile, pour être amenés facilement au-dessus d’une portion de surface cutanée d’un sujet. Le tissu biologique qui est sous-jacent à cette portion de surface cutanée, et qui est situé à l’intérieur du champ d’imagerie C, constitue l’objet d’observation appelé cible. Par simplicité, il est aussi désigné par la référence T dans la suite.
L’optique d’éclairage 2 permet d’adapter la section du faisceau laser F0 tel que produit par la source laser 1, pour éclairer tout le champ d’imagerie C. De telles optiques d’éclairage sont connues de l’Homme du métier, si bien qu’il n’est pas nécessaire de les décrire à nouveau ici. Elles sont conçues de préférence pour produire un éclairage qui est sensiblement uniforme dans tout le champ d’imagerie. Le champ d’imagerie C peut avoir une taille de quelques centimètres-carrés par exemple. De préférence, la puissance d’éclairage est inférieure à 50 mW/cm2 (milliwatt par centimètre-carré), afin que le
-8rayonnement du faisceau d’éclairage F1 ne provoque pas de brûlure ni d’échauffement significatif du tissu biologique T. La direction du faisceau d’éclairage F1 est de préférence perpendiculaire à la surface du tissu biologique T.
Chaque zone du tissu biologique T qui est ainsi éclairée par le faisceau F1, produit un rayonnement rétrodiffusé élémentaire qui est recueilli par l’objectif 3. L’ensemble des rayonnements rétrodiffusés élémentaires, pour tous les points P de la cible, constituent le rayonnement RR. L’objectif 3 forme alors une image de la portion du tissu biologique T qui est contenue dans le champ d’imagerie C, sur une surface photosensible du capteur d’image 4, avec une partie du rayonnement RR. Cette image est alors saisie par le capteur d’image
4.
Le rayonnement rétrodiffusé RR peut être recueilli par l’objectif 3 selon une direction d’émergence qui est inclinée d’un angle compris entre 10° (degré) environ et 70° environ par rapport à la direction d’éclairage.
Le capteur d’image 4 peut être par exemple du type CCD, pour «Charge Coupled Device» en anglais. Sa surface photosensible peut être constituée de 1024 x 1024 éléments photosensibles, aussi appelés pixels, qui fournissent autant de points d’image dans l’image qui est saisie.
Chaque image saisie est alors transmise à l’unité de traitement d’image
5, qui calcule un contraste local pour chaque point de cette image. Une nouvelle image, appelée image de contraste, est alors construite en affectant à chaque point la valeur de contraste correspondante. Le contraste local en un point d’image est calculé comme le quotient de l’écart-type o des valeurs d’intensité de l’image saisie par le capteur 4, à l’intérieur d’une zone limitée autour du point d’image considéré, sur la moyenne m des mêmes valeurs d’intensité. Par exemple, la zone limitée autour d’un point d’image qui est utilisée pour calculer la valeur de contraste en ce point peut être un carré, notamment de 2x2 points d’image. Une telle dimension de zone permet de maximiser la résolution de l’image de contraste obtenue. Une échelle de couleur est alors affectée aux valeurs de contraste, de sorte que l’image de contraste puisse être affichée sur l’unité de visualisation 6, celle-ci pouvant être
-9un écran LCD notamment.
Selon l’invention, les polariseurs linéaires 7 et 8 sont introduits sur les trajets du faisceau d’éclairage F1 et du rayonnement rétrodiffusé RR, respectivement. Par exemple, le polariseur 7 peut être situé entre l’optique d’éclairage 2 et le champ d’imagerie C, et le polariseur 8 peut être situé entre le champ d’imagerie C et l’objectif 3. D’autres emplacements sur la voie d’éclairage pour le polarisateur 7, et sur la voie d’imagerie pour le polariseur 8, peuvent être adoptés alternativement.
En outre, les polariseurs linéaires 7 et 8 sont orientés perpendiculairement l’un à l’autre, de sorte qu’en l’absence de modification de polarisation du rayonnement qui se produit lors de chaque diffusion du rayonnement dans la cible, aucun rayonnement rétrodiffusé ne parviendrait au capteur d’image 4. Une telle orientation croisée des polariseurs linéaires 7 et 8 supprime notamment la partie du rayonnement d’éclairage qui est réfléchie spéculairement par la surface du tissu biologique T. En outre, la contribution dans l’image qui est saisie, de la partie de rayonnement qui est réfléchie à faible profondeur sous cette surface du tissu biologique T, avec un nombre insuffisant de diffusions pour modifier substantiellement la polarisation du rayonnement, est atténuée pour la même raison. De cette façon, l’image qui est saisie est une représentation du tissu biologique T tel qu’existant à une profondeur suffisante sous sa surface, pour que le rayonnement subisse un nombre de diffusions suffisamment important entre son entrée dans le tissu T et sa sortie de celui-ci. La polarisation du rayonnement rétrodiffusé RR est alors indépendante, ou quasi-indépendante, de celle du faisceau d’éclairage F1, si bien qu’une partie du rayonnement RR traverse le polariseur 8 et parvient au capteur d’image 4. Par exemple, le polariseur linéaire 7 peut être orienté parallèlement au plan de la figure 1, comme indiqué par la double flèche, et le polariseur linéaire 8 peut être orienté perpendiculairement au plan de la figure 1, comme indiqué par le cercle pointé en son centre.
Pour l’observation de l’écoulement sanguin dans le tissu biologique T, les principaux centres de diffusion du rayonnement sont formés par les globules rouges du sang, qui se déplacent dans les vaisseaux de
-10vascularisation. Alors l’image qui est saisie par le capteur 4 comporte des tavelures lorsque l’objectif 3 possède une résolution qui est supérieure à la taille moyenne des globules rouges, cette taille moyenne des globules rouges étant de 7 pm (micromètre) environ, et la résolution de l’objectif 3 est de préférence inférieure à 20 pm, mesurée dans le champ d’imagerie C. Possiblement, l’objectif 3 peut comporter un diaphragme pupillaire variable qui permet d’ajuster sa résolution. Etant donné que les tavelures sont causées par des variations de phase du rayonnement rétrodiffusé RR qui existent entre des points différents du champ d’imagerie C, elles sont très sensibles à des variations temporelles qui affectent les centres de diffusion de rayonnement présents dans la cible. Ainsi, lorsqu’un tissu biologique vivant constitue la cible, les tavelures sont très sensibles à des variations temporelles des centres de diffusion du rayonnement qui sont causées par l’écoulement sanguin dans le tissu biologique. Elles sont ainsi sensibles notamment aux vitesses de déplacement des globules rouges.
II peut être avantageux d’adapter la densité des éléments photosensibles du capteur 4 en fonction de la dimension moyenne des tavelures dans l’image qui est saisie. Ces éléments photosensibles doivent être suffisamment petits pour restituer dans l’image qui est saisie par le capteur 4, les tavelures qui existent dans l’image telle que formée par l’objectif 3. Toutefois, il est avantageux de limiter la densité des éléments photosensibles dans la surface du capteur 4 pour éviter que la durée qui est nécessaire à l’unité de traitement d’image 5 pour calculer l’image de contraste, soit trop longue. Lorsque cette durée est suffisamment courte, il est possible de produire une vidéo qui montre l’évolution temporelle de l’image de contraste, en saisissant des images successives du tissu biologique T, puis en calculant en temps réel l’image de contraste qui correspond à chaque image saisie, et en affichant les images de contraste qui sont ainsi calculées successivement. De préférence, une telle vidéo comporte au moins 20 images par seconde. Typiquement, pour observer le tissu biologique T, le capteur 4 est choisi préférablement pour que la dimension moyenne des tavelures dans l’image qui est saisie soit comprise entre 1 fois et 3 fois la dimension individuelle des éléments photosensibles du capteur 4, de préférence comprise entre 1,5 fois et
-11 2,5 fois cette dimension individuelle d’éléments photosensibles. Lorsque chaque tavelure recouvre en moyenne deux éléments photosensibles du capteur 4 parallèlement aux directions de lignes et de colonnes du capteur 4, et que la taille individuelle des éléments photosensibles du capteur 4 correspond à 7,5 pm dans le champ d’imagerie C, la résolution de l’appareil d’imagerie est de 15 pm environ.
La longueur d’onde de la source laser 1, proche de 800 nm, assure que la plus grande partie du tissu biologique T ait une réflectivité suffisante pour apparaître avec assez d’intensité dans l’image telle que saisie par le capteur 4, quelle que soit l’activité cellulaire à des endroits différents dans le tissu biologique T.
La durée d’intégration du capteur d’image 4 peut être adaptée par rapport aux variations temporelles des centres de diffusion de la cible. Pour observer les écoulements sanguins dans le tissu biologique T, une durée d’intégration qui est comprise entre 0,1 ms (milliseconde) et 50 ms peut être choisie. Avantageusement, le capteur d’image 4 peut posséder une durée d’intégration qui est ajustable par l’opérateur. Une durée d’intégration qui est trop courte ou trop longue produit une image de contraste qui n’est pas représentative des variations spatiales de vitesse d’écoulement sanguin qui existent dans le tissu biologique T, ou qui présente une faible sensibilité à ces variations spatiales de vitesse d’écoulement sanguin. Des valeurs qui sont comprises entre 1 ms et 15 ms pour la durée d’intégration sont apparues particulièrement adaptées pour mettre en évidence des variations spatiales dans l’écoulement du sang.
La figure 2 représente la succession des principales étapes d’une observation des écoulements sanguins dans le tissu biologique T, qui est effectuée en utilisant l’appareil 10.
L’étape S0 est le placement de l’appareil 10 par rapport au tissu biologique T pour que ce dernier se trouve dans le champ d’imagerie C.
L’étape S1, qui est exécutée par le capteur 4, est la saisie en image des tavelures qui sont formées par le rayonnement rétrodiffusé RR.
L’étape S2, qui est exécutée par l’unité de traitement d’image 5, est le
-12 calcul de l’image de contraste à partir de l’image de tavelures qui a été saisie à l’étape S1.
Possiblement, l’image de contraste qui a été calculée à l’étape S2 peut être directement affichée sur l’unité de visualisation d’image 6, à l’étape S4.
Alternativement, la séquence des étapes S1 et S2 peut être répétée plusieurs fois, par exemple 10 fois, pour obtenir plusieurs images de contraste indépendantes, appelées images de contraste élémentaires. Ces images de contraste élémentaires peuvent alors être combinées les unes aux autres à l’étape S3, pour obtenir une image de contraste finale qui présente un bruit inférieur. Pour cela, les images de contraste élémentaires, qui résultent des exécutions de l’étape S2, sont combinées en effectuant une moyenne des valeurs de contraste qui ont été calculées séparément dans les images de contraste élémentaires pour un même point d’image, et la valeur de moyenne est affectée à ce point d’image dans l’image de contraste finale. Une telle étape S3 peut aussi être exécutée par l’unité de traitement d’image 5. L’image de contraste finale qui est ainsi obtenue, notée IMAGE FINALE dans la figure 2, peut être affichée ensuite sur l’unité de visualisation d’image 6 à l’étape S4.
Possiblement, la séquence des étapes S1, S2 et S4, ou bien celle des étapes S1, S2, S3 et S4, est répétée continuellement pour produire une séquence vidéo qui peut être visualisée en temps réel pendant l’évolution du tissu biologique T.
Le procédé d’observation qui vient d’être décrit est particulièrement adapté pour visualiser des inhomogénéités de vascularisation ou de circulation sanguine dans le tissu biologique T, notamment des inhomogénéités à l’échelle micrométrique. Ces inhomogénéités qui sont visualisées peuvent alors révéler des variations de l’activité cellulaire du tissu T entre des endroits différents de celui-ci, à l’intérieur du champ d’imagerie C.
Claims (11)
- REVENDICATIONS1. Appareil (10) d’imagerie par contraste de tavelures, comprenant :- une source laser (1), adaptée pour produire un rayonnement d’éclairage (F1) ayant une longueur d’onde comprise entre 400 nm et 2000 nm, et agencée pour éclairer une cible (T) lorsque ladite cible est dans un champ d’imagerie (C) de l’appareil (10) ;- un objectif (3), agencé pour former une image de la cible (T) avec une partie (RR) du rayonnement d’éclairage qui est rétrodiffusée par la cible, lorsque ladite cible est dans le champ d’imagerie (C) de l’appareil (10), ladite image contenant des tavelures ;- un capteur d’image (4), agencé pour saisir l’image formée par l’objectif (3) ; et- une unité de traitement d’image (5), adaptée pour produire une image de contraste à partir de l’image qui est saisie par le capteur d’image (4) , en attribuant à des points de l’image saisie des valeurs d’un contraste local de ladite image saisie, évaluées dans des zones respectives de ladite image saisie qui sont limitées autour de chacun desdits points, caractérisé en ce qu’il comprend en outre :- un premier polariseur (7) qui est disposé entre la source laser (1) et le champ d’imagerie (C), et adapté pour sélectionner une polarisation du rayonnement d’éclairage (F1) ; et- un second polariseur (8) disposé entre le champ d’imagerie (C) et le capteur d’image (4), et adapté pour sélectionner une polarisation de la partie (RR) du rayonnement d’éclairage qui est rétrodiffusée par la cible (T), orthogonale à la polarisation du rayonnement d’éclairage (F1) sélectionnée par la premier polariseur (7).
- 2. Appareil (10) selon la revendication 1, dans lequel les premier (7) et second (8) polariseurs sont des polariseurs linéaires, et sont orientés de sorte-14qu’une polarisation linéaire de la partie (RR) du rayonnement d’éclairage qui est rétrodiffusée par la cible (T), sélectionnée par le second polariseur (8), soit perpendiculaire à une polarisation linéaire du rayonnement d’éclairage (F1), sélectionnée par le premier polariseur (7).
- 3. Appareil (10) selon la revendication 1 ou 2, dans lequel la source laser (1) est adaptée pour que la longueur d’onde du rayonnement d’éclairage (F1) soit comprise entre 750 nm et 850 nm, de préférence entre 780 nm et 820 nm.
- 4. Appareil (10) selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le capteur d’image (4) possède une durée d’intégration ajustable, durant laquelle un signal d’accumulation qui est généré dans ledit capteur d’image pour chaque point de l’image qui est saisie, croît en fonction d’une quantité de rayonnement qui est reçue par le capteur d’image audit point, le signal d’accumulation étant lu lorsque la durée d’accumulation est terminée, pour produire une valeur d’intensité de l’image saisie audit point, et dans lequel la durée d’intégration est ajustable dans un intervalle s’étendant au moins entre 0,1 ms et 50 ms, de préférence au moins entre 1 ms et 15 ms.
- 5. Appareil (10) selon l’une quelconque des revendications précédentes, adapté pour que le rayonnement d’éclairage (F1) ait une puissance surfacique inférieure à 0,1 W/cm2, de préférence inférieure à 50 mW/cm2, dans le champ d’imagerie (C).
- 6. Appareil (10) selon l’une quelconque des revendications précédentes, adapté pour saisir successivement plusieurs images de la même cible (T) située dans le champ d’imagerie (C) dudit appareil (10), et pour produire une image de contraste séparément à partir de chacune des images saisies, et l’unité de traitement d’image (5) est adaptée en outre pour produire une image de contraste finale comme une moyenne des images de contraste produites séparément.
- 7. Appareil (10) selon l’une quelconque des revendications précédentes, adapté pour produire une série d’images de contraste-15successives de la même cible (T), chacune desdites images de contraste étant produite à partir d’une image suivante dans une série d’images de ladite cible qui ont été saisies successivement par le capteur d’image (4), afin de former une vidéo en temps réel ayant au moins 10 images de contraste par seconde, de préférence au moins 20 images de contraste par seconde.
- 8. Appareil (10) selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l’objectif (3) est adapté pour avoir une résolution comprise entre 4 pm et 20 pm, de préférence supérieure à 7 pm, mesurée dans le champ d’imagerie (C).
- 9. Procédé d’observation d’un tissu biologique, suivant lequel un appareil (10) d’imagerie par contraste de tavelures qui est conforme à l’une quelconque des revendications précédentes, est disposé de sorte que le tissu biologique soit dans le champ d’imagerie (C) de l’appareil, ledit tissu biologique formant la cible (T) et l’image dudit tissu biologique qui est saisie par le capteur d’image (4) de l’appareil comportant des tavelures.
- 10. Procédé selon la revendication 9, suivant lequel l’appareil (10) d’imagerie par contraste de tavelures est adapté de sorte qu’une dimension moyenne des tavelures dans l’image du tissu biologique qui est saisie par le capteur d’image (4), soit comprise entre 1 fois et 3 fois une dimension individuelle d’éléments photosensibles dudit capteur d’image, de préférence comprise entre 1,5 fois et 2,5 fois ladite dimension individuelle d’éléments photosensibles.
- 11. Procédé selon la revendication 9 ou 10, utilisé par un opérateur pour visualiser des inhomogénéités de vascularisation ou de circulation sanguine, notamment des inhomogénéités de vascularisation ou de circulation sanguine à l’échelle micrométrique, dans le tissu biologique.1/22/2
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