FR3076351A1 - Dispositif d'analyse d'un echantillon - Google Patents

Dispositif d'analyse d'un echantillon Download PDF

Info

Publication number
FR3076351A1
FR3076351A1 FR1763333A FR1763333A FR3076351A1 FR 3076351 A1 FR3076351 A1 FR 3076351A1 FR 1763333 A FR1763333 A FR 1763333A FR 1763333 A FR1763333 A FR 1763333A FR 3076351 A1 FR3076351 A1 FR 3076351A1
Authority
FR
France
Prior art keywords
sample
light source
diffuser
image sensor
image
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
FR1763333A
Other languages
English (en)
Inventor
Jean Hue
Patrick Pouteau
Gwenola Sabatte
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Avalun
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Original Assignee
Avalun
Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Avalun, Commissariat a lEnergie Atomique CEA, Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA filed Critical Avalun
Priority to FR1763333A priority Critical patent/FR3076351A1/fr
Publication of FR3076351A1 publication Critical patent/FR3076351A1/fr
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03H—HOLOGRAPHIC PROCESSES OR APPARATUS
    • G03H1/00—Holographic processes or apparatus using light, infrared or ultraviolet waves for obtaining holograms or for obtaining an image from them; Details peculiar thereto
    • G03H1/04—Processes or apparatus for producing holograms
    • G03H1/0443—Digital holography, i.e. recording holograms with digital recording means
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume, or surface-area of porous materials
    • G01N15/10—Investigating individual particles
    • G01N15/14—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers
    • G01N15/1468—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers with spatial resolution of the texture or inner structure of the particle
    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03H—HOLOGRAPHIC PROCESSES OR APPARATUS
    • G03H1/00—Holographic processes or apparatus using light, infrared or ultraviolet waves for obtaining holograms or for obtaining an image from them; Details peculiar thereto
    • G03H1/04—Processes or apparatus for producing holograms
    • G03H1/0465—Particular recording light; Beam shape or geometry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume, or surface-area of porous materials
    • G01N15/10—Investigating individual particles
    • G01N2015/1006—Investigating individual particles for cytology
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume, or surface-area of porous materials
    • G01N15/10—Investigating individual particles
    • G01N15/14—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers
    • G01N15/1434—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers using an analyser being characterised by its optical arrangement
    • G01N2015/1454—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers using an analyser being characterised by its optical arrangement using phase shift or interference, e.g. for improving contrast
    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03H—HOLOGRAPHIC PROCESSES OR APPARATUS
    • G03H1/00—Holographic processes or apparatus using light, infrared or ultraviolet waves for obtaining holograms or for obtaining an image from them; Details peculiar thereto
    • G03H1/0005—Adaptation of holography to specific applications
    • G03H2001/0033—Adaptation of holography to specific applications in hologrammetry for measuring or analysing
    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03H—HOLOGRAPHIC PROCESSES OR APPARATUS
    • G03H1/00—Holographic processes or apparatus using light, infrared or ultraviolet waves for obtaining holograms or for obtaining an image from them; Details peculiar thereto
    • G03H1/04—Processes or apparatus for producing holograms
    • G03H1/0443—Digital holography, i.e. recording holograms with digital recording means
    • G03H2001/0447—In-line recording arrangement
    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03H—HOLOGRAPHIC PROCESSES OR APPARATUS
    • G03H2222/00—Light sources or light beam properties
    • G03H2222/40—Particular irradiation beam not otherwise provided for
    • G03H2222/43—Object beam at recording stage
    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03H—HOLOGRAPHIC PROCESSES OR APPARATUS
    • G03H2222/00—Light sources or light beam properties
    • G03H2222/40—Particular irradiation beam not otherwise provided for
    • G03H2222/44—Beam irradiating the object at recording stage
    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03H—HOLOGRAPHIC PROCESSES OR APPARATUS
    • G03H2223/00—Optical components
    • G03H2223/14—Diffuser, e.g. lens array, random phase mask
    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03H—HOLOGRAPHIC PROCESSES OR APPARATUS
    • G03H2223/00—Optical components
    • G03H2223/50—Particular location or purpose of optical element
    • G03H2223/52—Filtering the object information

Abstract

L'invention concerne un dispositif d'analyse d'un échantillon comportant : - une source de lumière (11), configurée pour émettre une onde lumineuse (12), dite onde lumineuse incidente, vers un échantillon (10), la source de lumière étant couplée à un filtre spatial (18) ou non couplée à un filtre spatial ; - un support (10s), destiné à recevoir l'échantillon analysé, définissant une zone de support (Zs), de telle sorte que lorsque l'échantillon est disposé sur le support, il s'étend selon la zone de support; - un capteur d'image (16), configuré pour recevoir une image de l'échantillon illuminé par la source de lumière (11), aucune optique de grossissement ou de formation d'image n'étant disposé entre le capteur d'image et l'échantillon ; le dispositif étant caractérisé en ce qu'il comporte un diffuseur (17), disposé entre : - la source de lumière et la zone de support, lorsque la source de lumière et n'est pas couplée à un filtre spatial ; - ou entre le filtre spatial et la zone de support, lorsque la source de lumière est couplée un filtre spatial ; - ou entre la zone de support et le capteur d'image.

Description

Dispositif d'analyse d'un échantillon
Description
DOMAINE TECHNIQUE
Le domaine technique de l'invention est l'analyse d'échantillons, en particulier par imagerie sans lentille.
ART ANTERIEUR
De nombreux développements ont eu lieu ces dernières années dans le domaine de l'imagerie sans lentille pour des applications biologiques. Les principes de l'imagerie sans lentille ont été décrits dans le document W02008090330, présentant un dispositif pour l'observation d'un échantillon, comportant des cellules, par imagerie sans lentille. L'échantillon est disposé entre une source de lumière et un capteur d'image, sans disposer de lentille de grossissement optique entre l'échantillon et le capteur d'image. Ainsi, le capteur d'image collecte une image d'une onde lumineuse transmise par l'échantillon. Cette image est représentative d'interférences entre l'onde lumineuse émise par la source et transmise par l'échantillon, et des ondes de diffraction, résultant de la diffraction par l'échantillon de l'onde lumineuse émise par la source de lumière. Ces interférences peuvent prendre la forme d'une succession d'anneaux concentriques, notamment lorsque l'échantillon comporte des particules de géométrie sphérique, circulaire ou cylindrique. Lorsque l'échantillon est dense, et comporte par exemple un grand nombre de particules, l'image formée correspond à une image de tavelures, usuellement désigné par le terme image de speckle. On acquiert ainsi des images, dont le champ d'observation est nettement plus important que celui d'un microscope, du fait de la surface importante du capteur d'image.
L'imagerie sans lentille a connu de nombreux développements dans le domaine de l'analyse du sang. Les documents EP2233923 et EP2669678 décrivent des applications de cette technologie à l'analyse de la coagulation du sang. Les documents EP3115770 et US9506935 décrivent des applications de l'imagerie sans lentille à la mesure d'un analyte dans le sang, et respectivement la mesure de la glycémie ou de protéines D-Dimer.
L'imagerie sans lentille peut être mise en œuvre en utilisant une diode électroluminescente pour illuminer l'échantillon, la diode étant optiquement couplée à un filtre spatial, par exemple un diaphragme. Cela est décrit dans W02008090330. Le document WO2016078946, propose une amélioration, en interposant un diffuseur de lumière entre la diode électroluminescente et le diaphragme, notamment pour limiter l'effet d'un décentrage de la diode électroluminescente par rapport à l'ouverture définie par le diaphragme.
Dans un autre domaine technique, en l'occurrence l'imagerie de fluorescence, le recours à un support d'échantillon diffusant a été proposé dans US8120784. Dans ce brevet, un échantillon comportant des fluorophores est illuminé par une source de lumière et on en acquiert une image par une modalité d'imagerie de fluorescence. L'image est acquise en utilisant un capteur d'image couplé à une optique de focalisation. Le diffuseur permet alors d'éviter l'apparition de sources de lumière parasite dans le support maintenant l'échantillon.
L'invention exposée ci-après correspond à une amélioration des dispositifs d'imagerie sans lentille décrits ci-dessus, pour améliorer la performance des analyses, et en particulier des analyses réalisées sur des échantillons sanguins.
EXPOSE DE L'INVENTION
Un premier objet de l'invention est un dispositif d'analyse d'un échantillon comportant :
une source de lumière, configurée pour émettre une onde lumineuse, dite onde lumineuse incidente, vers un échantillon, la source de lumière étant soit couplée à un filtre spatial soit non couplée à un filtre spatial ;
un support, destiné à recevoir l'échantillon analysé, définissant une zone de support, de telle sorte que lorsque l'échantillon est disposé sur le support, il s'étend selon la zone de support;
un capteur d'image, configuré pour recevoir une image de l'échantillon illuminé par la source de lumière, aucune optique de grossissement ou de formation d'image n'étant disposée entre le capteur d'image et l'échantillon ;
le dispositif étant caractérisé en ce qu'il comporte un diffuseur, disposé entre :
la source de lumière et la zone de support, lorsque la source de lumière et n'est pas couplée à un filtre spatial ;
ou entre le filtre spatial et la zone de support, lorsque la source de lumière est couplée un filtre spatial ;
ou entre la zone de support et le capteur d'image.
L'onde lumineuse émise par la source de lumière peut se propager selon un axe de propagation. La zone de support s'étend de préférence perpendiculairement ou sensiblement perpendiculairement à l'axe de propagation. Par sensiblement perpendiculairement, on entend formant un angle de 90° avec une tolérance angulaire de ± 10° ou ± 20°.
L'onde lumineuse incidente émise par la source de lumière s'étend selon une bande spectrale d'illumination. L'image de l'échantillon est formée par le capteur d'image selon tout ou partie de la bande spectrale d'illumination.
La source de lumière est apte à éclairer une surface sensible du capteur d'image, à travers l'échantillon.
Le filtre spatial peut être un diaphragme, disposé entre une source de lumière et la zone support, la source de lumière et le diaphragme formant une source de lumière ponctuelle. Le diffuseur peut être disposé entre la source de lumière ponctuelle et la zone de support.
Le diffuseur peut être disposé entre la zone de support et le capteur d'image.
L'onde lumineuse incidente se propage vers l'échantillon selon un axe de propagation.
Selon un mode de réalisation, le dispositif comporte une chambre fluidique, maintenue par le support d'échantillon, et s'étendant dans la zone de support, la chambre fluidique étant apte à recevoir l'échantillon. La chambre fluidique peut comporter une paroi transversale, s'étendant perpendiculairement à l'axe de propagation, ou sensiblement perpendiculairement à ce dernier, la paroi transversale formant le diffuseur. Le diffuseur peut être est une surface diffusante ou diffractante ménagée dans la paroi transversale.
Le capteur d'image peut comporter une fenêtre transparente, s'étendant entre l'échantillon et les pixels. La fenêtre transparente peut former tout ou partie du diffuseur.
Le diffuseur peut être constitué d'un matériau dont le coefficient de diffusion réduit est compris entre 0.1 cm1 et 500 cm1.
Un autre objet de l'invention est un procédé d'analyse d'un échantillon, l'échantillon étant disposé entre une source de lumière et un capteur d'image, le procédé comportant les étapes suivantes :
a) illumination de l'échantillon par la source de lumière, la source de lumière étant configurée pour émettre une onde lumineuse, dite onde lumineuse incidente, se propageant vers l'échantillon, la source de lumière étant soit couplée à un filtre spatial soit non couplée à un filtre spatial ;
b) acquisition d'une image de l'échantillon par le capteur d'image, le capteur d'image étant exposé à une onde lumineuse, dite onde lumineuse d'exposition, se propageant entre l'échantillon et le capteur d'image, aucune optique de grossissement ou de formation d'image n'étant disposé entre le capteur d'image et l'échantillon;
c) analyse de l'échantillon en fonction de l'image acquise par le capteur d'image ;
le procédé étant caractérisé en ce qu'un diffuseur de lumière est disposé :
entre le filtre spatial et l'échantillon ou entre l'échantillon et le capteur d'image, lorsque la source de lumière est couplée à un filtre spatial ;
entre la source de lumière et l'échantillon, ou entre l'échantillon et le capteur d'image, lorsque la source de lumière n'est pas couplée à un filtre spatial.
Le diffuseur de lumière peut être disposé entre la source de lumière et l'échantillon, de manière à diffuser l'onde lumineuse incidente. Le diffuseur de lumière peut être disposé entre l'échantillon et le capteur d'image, de façon à diffuser l'onde lumineuse d'exposition.
L'échantillon peut être disposé dans une chambre fluidique, s'étendant entre la source de lumière et l'échantillon. De préférence, la distance entre la chambre fluidique et le capteur d'image est inférieure à 1 cm, voire à 5 mm.
Selon un mode de réalisation, l'onde lumineuse incidente se propage vers l'échantillon selon un axe de propagation ; l'échantillon est disposé dans une chambre fluidique ;
une paroi transversale de la chambre fluidique forme tout ou partie du diffuseur, la paroi transversale s'étendant perpendiculairement ou sensiblement perpendiculairement, selon une tolérance angulaire de ±20°, à l'axe de propagation.
Le diffuseur peut être sélectionné, préalablement aux étapes a) à c), par une phase de sélection comportant les étapes suivantes :
i) illumination du capteur d'image par la source de lumière;
ii) acquisition d'une série d'images par le capteur d'image ;
iii) détermination d'un niveau d'intensité associé à chaque image, et obtention d'un paramètre représentant une dispersion des niveaux d'intensité ainsi déterminés ;
les étapes i) à iii) étant successivement mises en œuvre avec et sans diffuseur, le diffuseur étant sélectionné lorsque la dispersion en présence de diffuseur est moindre que sans le diffuseur.
Le niveau d'intensité associé à chaque image peut être un niveau d'intensité moyen de chaque image ou le niveau d'intensité des pixels de chaque image.
Les étapes i) à iii) peuvent être mises en œuvre en présence d'un échantillon dit de calibration entre la source de lumière et le capteur d'image, ou sans échantillon entre la source de lumière et le capteur d'image.
Le coefficient de diffusion réduit du diffuseur est de préférence compris entre 0.1 cm1 et 500 cm1.
D'autres avantages et caractéristiques ressortiront plus clairement de la description qui va suivre de modes particuliers de réalisation de l'invention, donnés à titre d'exemples non limitatifs, et représentés sur les figures listées ci-dessous.
FIGURES
Les figures IA, IB et IC illustrent trois modes de réalisation d'un dispositif selon l'invention.
Les figures 2A et 2B représentent respectivement une évolution temporelle d'un coefficient de corrélation entre des images successivement acquises au cours de l'analyse de la coagulation d'un échantillon sanguin, respectivement en l'absence et en présence d'un diffuseur.
Les figures 3A, 3B et 3C montrent des histogrammes des intensités moyennes des pixels d'images obtenues respectivement sans diffuseur, avec un premier diffuseur et avec un deuxième diffuseur interposés entre une source laser et un capteur d'image.
EXPOSE DE MODES DE REALISATION PARTICULIERS
La figure IA représente un exemple de dispositif objet de l'invention. Une source de lumière 11 est configurée pour produire une onde lumineuse 12, ou onde lumineuse incidente, dans une bande spectrale d'illumination, en direction d'un échantillon 10. L'onde lumineuse 12 se propage selon un axe de propagation Z. Sur la figure IA, on a représenté le front d'onde de l'onde lumineuse incidente 12.
L'échantillon 10 comporte un liquide ainsi que des particules 20 baignant dans ce liquide. Le liquide peut notamment être un liquide corporel, par exemple du sang. Il peut notamment s'agir de plasma sanguin. Les particules 20 peuvent être des particules sanguines, et plus particulièrement des globules rouges.
La distance Δ entre la source de lumière et l'échantillon est de préférence supérieure à 5 mm. Elle est de préférence comprise entre 1 et 30 cm, typiquement entre 2 cm et 10 cm, par exemple 5 cm.
La source de lumière 11 peut être une diode électroluminescente ou une source de lumière laser, par exemple une diode laser.
De préférence, la source de lumière, vue par l'échantillon, est considérée comme ponctuelle, mais cela n'est pas nécessaire. Le terme ponctuel désigne le fait que son diamètre doit être inférieure au cinquième, mieux au dixième de la distance entre l'échantillon et la source de lumière. Ainsi, l'onde lumineuse incidente 12 parvient à l'échantillon sous la forme d'ondes planes, ou pouvant être considérées comme telles.
La source de lumière 11 peut être associée à un filtre spatial, par exemple un diaphragme 18, de façon à apparaître ponctuelle. L'ouverture du diaphragme est typiquement comprise entre 50 pm et 1mm, de préférence 50 pm et 500 pm. La présence d'un diaphragme n'est pas nécessaire. En particulier, lorsque la source de lumière est une source laser, la présence d'un diaphragme n'est pas requise. C'est également le cas lorsque la source de lumière s'étend selon une faible surface d'émission. Une telle configuration est représentée sur la figure IB.
La source de lumière 11 peut également être fibrée. Dans ce cas, une fibre optique s'étend entre une première extrémité, disposée face à la source de lumière, et collectant la lumière de cette dernière, et une deuxième extrémité, émettant la lumière vers l'échantillon. Dans cette description, une telle fibre optique est considérée comme étant un filtre spatial.
La source de lumière 11 peut comporter un filtre optique 19, notamment un filtre passe-bande, permettant d'ajuster la bande spectrale d'illumination de l'onde lumineuse 12 de la source de lumière 11.
L'échantillon 10 est contenu dans une chambre fluidique 13. Les parois latérales de la chambre ne sont pas représentées. La chambre fluidique 13 est par exemple une microcuvette, d'utilisation courante dans les dispositifs de type point of care, dans laquelle l'échantillon 10 pénètre par capillarité. Sur la figure IA, on a représenté deux parois transversales 15 de la chambre fluidique 13. Les parois transversales 15 sont transparentes et distantes l'une de l'autre de 150 pm. Elles s'étendent de préférence perpendiculairement ou sensiblement perpendiculairement à l'axe de propagation Z. La distance entre ces deux parois transversales 15, selon l'axe de propagation Z, correspond à l'épaisseur ε de l'échantillon. Cette dernière varie typiquement entre 20 pm et 1 cm, et est de préférence comprise entre 50 pm et 500 pm, par exemple 150 pm. Dans les exemples décrits ci-après, la chambre fluidique est telle que décrite dans la demande de brevet W02017006037, et plus particulièrement en lien avec les figures 2A et 2B de cette demande de brevet.
L'échantillon repose sur un support d'échantillon 10s, le support d'échantillon définissant une zone, dite zone de support Zs, destinée à recevoir l'échantillon lorsque ce dernier est analysé. La zone de support Zs correspond au volume occupé par l'échantillon lorsqu'il est disposé sur le support 10s. La zone de support Zs peut s'étendre perpendiculairement à l'axe de propagation Z, ou sensiblement perpendiculairement à ce dernier.
L'échantillon 10 est disposé entre la source de lumière 11 et un capteur d'image 16, , apte à établir une image I, dite image de transmission, d'une onde lumineuse 14 transmise par l'échantillon 10. Le capteur d'image s'étend selon un plan de détection P, de préférence parallèlement, ou sensiblement parallèlement aux parois transversales 15 de la chambre fluidique 13. Le terme sensiblement parallèlement signifie que les deux éléments peuvent ne pas être rigoureusement parallèles, une tolérance angulaire de quelques degrés, inférieure à 10° ou à 20° étant admise. Le capteur d'image peut former une image de l'échantillon dans tout ou partie de la bande spectrale d'illumination de l'onde lumineuse 12.
Le capteur d'image 16 comporte une matrice de pixels, de type CCD (de l'anglais Charge Coupled Device) ou un CMOS (de l'anglais Complementary Metal-Oxyde Semiconductor).
De préférence, le capteur d'image comprend une matrice de pixels, au-dessus de laquelle est disposée une fenêtre de protection transparente. La distance entre la matrice de pixels et la fenêtre de protection est généralement comprise entre quelques dizaines de pm à 150 à 200 pm. De préférence, le plan de détection P selon lequel s'étend le capteur d'image est perpendiculaire à l'axe de propagation Z de l'onde lumineuse incidente 12, ou sensiblement perpendiculaire à l'axe de propagation Z.
On remarque, dans cet exemple, l'absence d'optique de grossissement entre le capteur d'image 16 et l'échantillon 10. Cela n'empêche pas la présence éventuelle de microlentilles de focalisation au niveau de chaque pixel du capteur d'image 16. Cela permet de former une image de transmission de l'onde lumineuse 14 transmise par l'échantillon en minimisant la distance entre l'échantillon et le capteur d'image. L'onde lumineuse 14 transmise par l'échantillon est également l'onde lumineuse d'exposition, à laquelle est exposé le capteur d'image 16. Une telle configuration, désignée par le terme imagerie sans lentille, permet d'utiliser un dispositif d'analyse particulièrement simple et compact. En l'absence d'optique de grossissement, la distance d entre l'échantillon et les pixels du capteur d'image est de préférence inférieure à 2 cm, voire à 1 cm, et préférentiellement comprise entre 50 pm et 2 cm, de préférence comprise entre 100 pm et 5 mm.
Un processeur 40, par exemple un microprocesseur, est apte à traiter les images I acquises par le capteur d'image 16. En particulier, le processeur est un microprocesseur relié à une mémoire programmable 42 dans laquelle est stockée une séquence d'instructions pour effectuer les opérations de traitement d'image et de calcul décrites dans cette description. Cette mémoire programmable 42 peut également comporter des informations de calibration du dispositif, comme cela sera évoqué ultérieurement. Le microprocesseur peut être relié à un écran 44.
Les dispositifs décrits en lien avec les figures IA à IC peuvent permettre une analyse d'un échantillon, par exemple un échantillon sanguin, et plus particulièrement :
une détermination d'un paramètre de coagulation, par exemple d'un temps de coagulation, comme décrit dans EP2669678 ou EP2233923;
un dosage d'un analyte présent dans l'échantillon, par exemple un taux de glycémie, comme décrit dans EP3115770, ou un taux de protéines D Dimer, comme décrit dans US9506935.
Lorsqu'on effectue une analyse d'un paramètre de coagulation, un réactif, propice au déclenchement d'une réaction de coagulation, est mélangé à l'échantillon. On acquiert successivement différentes images de l'échantillon à l'aide du capteur d'image. On détermine une corrélation entre les images acquises, par exemple entre deux images successives, en calculant un coefficient de corrélation. La figure 2A représente une évolution temporelle d'un coefficient de corrélation. L'axe des abscisses représente le temps, tandis que l'axe des ordonnées est la valeur du coefficient de corrélation. La courbe obtenue suit une décroissance marquée, suivi d'un plateau bas, avant une remontée rapide, la remontée rapide témoignant de l'immobilisation des globules rouges, ou autres particules diffractantes, dans le sang. A partir d'une telle courbe, un temps de coagulation peut être établi. Sur cette courbe, l'évolution du processus de coagulation est représentée par une double flèche. Le temps de coagulation Tc correspond à une différence entre les instants tc et t0 représentés sur cette figure.
Lorsqu'on réalise un dosage d'un analyte, un indicateur coloré, sensible à l’analyte, et/ou un réactif propice à l'agglutination de particules en présence de l’analyte peut être introduit dans l'échantillon. On mesure une évolution temporelle de l'intensité de l'onde lumineuse d'exposition 14 au cours du temps, ce qui permet un dosage de l’analyte.
Les inventeurs ont constaté que les analyses précédemment évoquées étaient plus répétables en présence d'un diffuseur de lumière 17, destiné à diffuser la lumière se propageant vers le capteur d'image. En l'absence d'un filtre spatial 18 couplé à la source de lumière 11, le diffuseur de lumière 17 peut être disposé entre la source de lumière 11 et l'échantillon 10. Lorsque la source de lumière 11 est couplée à un filtre spatial 18, comme illustré sur la figure IA, le diffuseur peut être disposé entre le filtre spatial 18 et l'échantillon 10. Quelle que soit la configuration, le diffuseur 17 peut également être disposé entre l'échantillon 10 et le capteur d'image 16. Le diffuseur 17 peut être une plaque diffusante, disposée entre la source de lumière (ou entre le filtre spatial) et la zone de support, destinée à recevoir l'échantillon, ou entre la zone de support et le capteur d'image. Le diffuseur 17 peut également être disposé au niveau de la chambre fluidique 13 dans laquelle s'étend l'échantillon 10. Par exemple, une paroi transversale 15 de la chambre peut faire office de diffuseur. Sur la figure IB, on a représenté un diffuseur 17 accolé à une paroi transversale 15. Sur la figure IC, on a représenté un diffuseur 17 intégré dans une paroi transversale 15.
Le diffuseur 17 peut également être ménagé au niveau du capteur d'image 16, par exemple au niveau d'une fenêtre, dite fenêtre d'entrée du capteur d'image, à travers laquelle se propage l'onde lumineuse 14. La fenêtre d'entrée s'étend entre l'échantillon 10 et les pixels du capteur d'image 16. Elle peut être réalisée selon un matériau diffusant, ou peut être rendue diffusante suite à un traitement de surface.
Le diffuseur 17 peut comporter une surface permettant la diffusion ou la diffraction de la lumière. Il peut par exemple s'agir d'une surface rugueuse. Il peut également s'agir d'un élément diffusant dont les surfaces sont lisses. La capacité de diffuser peut êtrequantifiée par le coefficient de diffusion réduit μ5', connu de l'homme du métier. Dans ce cas, le coefficient de diffusion réduit du diffuseur 17 est de préférence supérieur à 0.1 cm1, voire supérieur à 1 cm1. Il est de préférence inférieur à 500 cm1, voire inférieur à 300 cm1, ou à 100 cm1.
Le diffuseur 17 utilisé peut avoir fait l'objet d'une sélection préalable, sur la base d'images acquises par le capteur d'image 16, en présence ou en l'absence d'échantillon entre la source de lumière 11 et le capteur d'image. La phase de sélection est détaillée dans la suite de la description.
La présence d'un tel diffuseur permet de réduire la variabilité des mesures. Les analyses effectuées sont plus précises et/ou plus répétables qu'en l'absence de diffuseur, comme on le montre dans les essais décrits ci-dessous.
Une première série d'essais a été réalisée en mettant en œuvre des essais de coagulation sanguine, comme décrit dans la demande EP2669678. Au cours de ces essais, l'échantillon a été introduit dans la chambre fluidique décrite en lien avec les figures 2a et 2b de W02017006037, et inséré dans le dispositif d'analyse décrit en lien avec les figures la et lb de ce document. Les paramètres des essais sont les suivants :
source de lumière : diode laser de longueur d'onde 670 nm ;
épaisseur de la chambre fluidique : 150 pm ;
capteur d'image : CMOS, au format VGA, comportant des pixels de 5 pm x 5 pm ;
distance entre la source de lumière et l'échantillon : 5 cm ;
distance entre l'échantillon et le capteur d'image : 3 mm.
L'échantillon utilisé était du sang total, auquel on a ajouté un réactif de coagulation (thromboplastine). On a acquis des images de l'échantillon selon une fréquence d'acquisition de 10Hz, le temps de pose de chaque image étant de 100 ms. On a sélectionné, sur chaque image, une région d'intérêt (200 pixels x 20 pixels), et on a calculé un coefficient de corrélation entre les régions d'intérêt de deux images successives. Des mesures ont été effectuées sans diffuseur. Des mesures ont été également effectuées en interposant un diffuseur 17 entre la source de lumière 11 et l'échantillon 10, le diffuseur 17 étant plaqué contre une paroi transversale 15 de la chambre fluidique 13. Le diffuseur utilisé, désigné par Dl, était composé d'un papier calque de 70g/m2, d'épaisseur comprise entre 60 et 70 pm. Les figures 2A et 2B représentent l'évolution temporelle du coefficient de corrélation respectivement sans et en présence du diffuseur, en fonction du temps. On observe que la coagulation est observée dans les deux configurations, le phénomène de coagulation étant représenté par une double flèche sur chacune de ces figures. Les mesures ont été répétées, en suivant le même protocole, à partir d'un même sang, 4 fois en l'absence du diffuseur et 4 fois en présence du diffuseur. Au cours de chaque mesure, on a estimé le temps de coagulation Tc, tel que précédemment défini, auquel on considère que la coagulation est atteinte.
On a déterminé, dans chaque configuration, un coefficient de variation CV(Tc) correspondant à l'écart type du temps de coagulation σ(Τε) sur la moyenne du temps de coagulation Tc, de telle sorte que CV(Tc~) =
TC
Selon la première configuration, sans diffuseur, CV(Tc) = 12.4 10 “3. Selon la deuxième configuration, en présence du diffuseur, CV(Tc) = 8.5 10 “3.
Ainsi, le diffuseur 17 permet de réduire la dispersion du temps de coagulation Tc mesuré, la dispersion étant quantifiée par le coefficient de variation. La reproductibilité des mesures est donc améliorée.
Une deuxième série d'essais a été réalisée, en effectuant un dosage de la glycémie dans des échantillons comportant du sang total. Les paramètres expérimentaux sont similaires à ceux listés en lien avec la première série d'essais. Sur chaque échantillon, 500 mesures ont été effectuées.
Le dosage de la glycémie a été réalisé par le déclenchement d'une double réaction enzymatique à partir du glucose présent dans le sang. L'échantillon était du sang total, auquel des enzymes (Diaphorase et Glucose déhydrogénase) ont été ajoutées, ainsi qu'un sel de tétrazolium, aboutissant à la formation d'un indicateur coloré (Formazan), dont la concentration dépend de la quantité de glucose dans l'échantillon. La réaction colorimétrique engendrée est connue, et est par exemple décrite dans EP3115770, cité dans l'art antérieur. Dix minutes après le mélange, le sang a été introduit dans la chambre fluidique 13. On a réalisé 500 images de l'échantillon, à la fréquence de 10 images par secondes, le temps de pose de chaque image étant de 0.1 s. A ce stade, on considère que la transmission du sang est stabilisée. Autrement dit, les fluctuations entre les différentes images ne sont représentatives que du bruit de mesure, et ne sont pas liées à une évolution de la réaction colorimétrique dans l'échantillon.
On a sélectionné, sur chaque image acquise, une région d'intérêt de 80 x 80 pixels, dont on a mesuré l'intensité moyenne, exprimée en niveaux de gris GL. On a ensuite calculé un coefficient de variation :
CV(GL) = où
GL désigne l'intensité moyenne sur les 500 images acquises ;
ct(GL) représente l'écart-type.
Trois échantillons ont été testés, et pour chaque échantillon, on a utilisé une première configuration, sans diffuseur, et une deuxième configuration, avec le diffuseur Dl.
Lorsqu'aucun diffuseur n'était utilisé, les coefficients de variation CV(GL) ont pris les valeurs respectives de 0.29 %, 0.59% et 0.68 %. En présence d'un diffuseur, les coefficients de variation ont pris les valeurs respectives de 0.18 %, 0.18% et 0.16 %. Comme constaté suite à la première série d'essais, la présence d'un diffuseur réduit la dispersion des mesures et améliore leur reproductibilité.
Au cours d'une troisième série d'essais, on a utilisé la chambre fluidique 13 vide, cette dernière ayant fait l'objet de mesures temporellement espacées. On a ainsi acquis une première image à un instant ti, puis :
une deuxième image, à ti + 11 minutes ;
une troisième image, à ti + 17 minutes ;
une quatrième image, à ti + 26 minutes ;
une cinquième image, à ti + 37 minutes ;
une sixième image, à ti + 49 minutes ;
une septième image, à ti + 59 minutes ;
une huitième image, à ti + 70 minutes ;
une neuvième image, à ti + 78 minutes ;
une dixième image, à ti + 87 minutes.
On a ensuite déterminé une région d'intérêt de 200 pixels x 200 pixels sur chaque image, dont on a obtenu l'intensité moyenne I. On a calculé un coefficient de variation de l'intensité moyenne I de chaque image, noté CV(J), tel que
CT(/) = où :
T désigne la moyenne des intensités moyennes des régions d'intérêt des images;
σ(7) représente l'écart-type de l'intensité moyenne de chaque image.
Les essais ont été effectués sans diffuseur, ainsi qu'avec le diffuseur Dl, tel que précédemment décrit, ainsi qu'avec un diffuseur D2, formé d'un papier calque de densité 90 g/m2.
En l'absence de diffuseur, CV(I) = 3.07 %.
En présence du diffuseur Dl, CV(I) = 0.47 %.
En présence du diffuseur D2, CV(I) = 0.67 %.
De même que dans la première série d'essais et la deuxième série d'essais, la reproductibilité des mesures est améliorée.
Ainsi, lorsqu'on effectue une analyse d'un échantillon à partir d'une image acquise selon une configuration sans lentille, l'interposition d'un diffuseur, comme précédemment décrit, permet d'améliorer la reproductibilité des mesures.
Le diffuseur peut être choisi en fonction du coefficient de diffusion, ou du coefficient de diffusion réduit, du matériau qui le constitue. Des plages de valeurs ont été indiquées ci-avant. Le diffuseur peut également être sélectionné de façon expérimentale, en effectuant différentes images sans échantillon interposé entre la source de lumière et le capteur d'image, et en déterminant une intensité moyenne dans une région d'intérêt prédéterminée, ou dans l'ensemble de l'image, selon le principe décrit en lien avec la troisième série d'essais. Un diffuseur est retenu s'il permet d'obtenir une réduction de la dispersion des images par rapport à la configuration sans diffuseur. La dispersion des images peut être quantifiée par un coefficient de variation, comme défini en lien avec la troisième série d'essais. On peut également établir un indicateur de dispersion de l'intensité des pixels de chaque image, et établir une moyenne ou une médiane des indicateurs de dispersion ainsi calculés.
La sélection du diffuseur peut également être réalisée en utilisant un échantillon de calibration, dont on maîtrise les propriétés optiques de diffusion, par exemple de l'intralipide, et en 5 effectuant une série d'images avec et sans diffuseur. Les figures 3A, 3B et 3C illustrent une distribution de l'intensité des pixels sur une zone d'intérêt de 200 x 200 pixels sur une image acquise en utilisant respectivement aucun diffuseur, puis les diffuseurs DI et D2. On observe que les diffuseurs DI et D2 permettent un resserrement de chaque distribution, témoignant ainsi qu'une moindre dispersion des résultats. Ce type d'essai permet de sélectionner l'un de ces 10 diffuseurs pour l'utiliser dans le dispositif comme précédemment décrit.
L'invention pourra être mise en œuvre dans des domaines de l'analyse d'un fluide, par exemple l'analyse d'un fluide biologique, tel du sang, mais également dans le domaine du contrôle d'échantillons dans d'autres domaines industriels, par exemple l'agroalimentaire ou le contrôle de l'environnement. L'invention ne se limite pas à l'observation d'échantillons liquide, et peut 15 s'appliquer à l'observation d'échantillons solides, par exemple des résidus secs ou des lames de tissus, de type lame d'anatomopathologie, suffisamment fines pour pouvoir être observées par imagerie sans lentille.

Claims (15)

  1. REVENDICATIONS
    1. Dispositif d'analyse d'un échantillon comportant :
    une source de lumière (11), configurée pour émettre une onde lumineuse (12), dite onde lumineuse incidente, vers un échantillon (10), la source de lumière étant couplée à un filtre spatial (18) ou non couplée à un filtre spatial ;
    un support (10s), destiné à recevoir l'échantillon analysé, définissant une zone de support (Zs), de telle sorte que lorsque l’échantillon est disposé sur le support, il s'étend selon la zone de support;
    un capteur d'image (16), configuré pour recevoir une image de l'échantillon illuminé par la source de lumière (11), aucune optique de grossissement ou de formation d'image n'étant disposée entre le capteur d'image et la zone de support (Zs);
    le dispositif étant caractérisé en ce qu'il comporte un diffuseur (17), disposé entre :
    la source de lumière (11) et la zone de support (Zs), lorsque la source de lumière (11) et n'est pas couplée à un filtre spatial ;
    ou entre le filtre spatial (18) et la zone de support (Zs), lorsque la source de lumière est couplée à un filtre spatial ;
    ou entre la zone de support (Zs) et le capteur d'image (16).
  2. 2. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel le filtre spatial (18) est un diaphragme, disposé entre une source de lumière (11) et la zone support (Zs), la source de lumière et le diaphragme formant une source de lumière ponctuelle.
  3. 3. Dispositif selon la revendication 2, dans lequel le diffuseur est disposé entre la source de lumière ponctuelle et la zone de support (Zs).
  4. 4. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le diffuseur est disposé entre la zone de support (Zs) et le capteur d'image (16).
  5. 5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l'onde lumineuse incidente se propage vers l'échantillon selon un axe de propagation (Z), le dispositif comportant une chambre fluidique (13), maintenue par le support d'échantillon (10s), et s'étendant dans la zone de support (Zs), la chambre fluidique (13) étant apte à recevoir l'échantillon, la chambre fluidique comportant une paroi transversale (15), s'étendant perpendiculairement à l'axe de propagation (Z), ou sensiblement perpendiculairement à ce dernier, selon une tolérance angulaire de + 20°, la paroi transversale (15) formant le diffuseur (17).
  6. 6. Dispositif selon la revendication 5, dans lequel le diffuseur(17) est une surface diffusante ou diffractante ménagée dans la paroi transversale (15).
  7. 7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le diffuseur (17) est constitué d'un matériau dont le coefficient de diffusion réduit est compris entre 0.1 cm' 1 et 500 cm1
  8. 8. Procédé d'analyse d'un échantillon (10), l'échantillon (10) étant disposé entre une source de lumière (11) et un capteur d'image (16), le procédé comportant les étapes suivantes :
    a) illumination de l'échantillon par la source de lumière, la source de lumière étant configurée pour émettre une onde lumineuse (12), dite onde lumineuse incidente, se propageant vers l'échantillon, la source de lumière étant couplée à un filtre spatial (18) ou étant non couplée à un filtre spatial ;
    b) acquisition d'une image de l'échantillon par le capteur d'image, le capteur d'image étant exposé à une onde lumineuse (14), dite onde lumineuse d'exposition, se propageant entre l'échantillon (10) et le capteur d'image (16), aucune optique de grossissement ou de formation d'image n'étant disposé entre le capteur d'image et l'échantillon;
    c) analyse de l'échantillon en fonction de l'image acquise par le capteur d'image ;
    le procédé étant caractérisé en ce qu'un diffuseur de lumière (17) est disposé :
    lorsque la source de lumière (11) est couplée à un filtre spatial (18), entre le filtre spatial et l'échantillon (10) ou entre l'échantillon (10) et le capteur d'image (16);
    lorsque la source de lumière (11) n'est pas couplée à un filtre spatial (18), entre la source de lumière (11) et l'échantillon (10), ou entre l'échantillon (10) et le capteur d'image (16).
  9. 9. Procédé selon la revendication 8, dans lequel le diffuseur de lumière (17) est disposé entre la source de lumière (11) et l'échantillon (10), de manière à diffuser l'onde lumineuse incidente (12).
  10. 10. Procédé selon la revendication 8, dans lequel le diffuseur de lumière (17) est disposé entre l'échantillon (10) et le capteur d'image (16), de façon à diffuser l'onde lumineuse d'exposition (14).
  11. 11. Procédé selon l'une quelconque des revendications 8 à 10, dans lequel : l'onde lumineuse incidente (12) se propage vers l'échantillon (10) selon un axe de propagation (Z) ;
    l'échantillon (10) est disposé dans une chambre fluidique (13) ;
    une paroi transversale (15) de la chambre fluidique forme le diffuseur (17), la paroi transversale s'étendant perpendiculairement ou sensiblement perpendiculairement, selon une tolérance angulaire de ±20°, à l'axe de propagation (Z).
  12. 12. Procédé selon l'une quelconque des revendications 8 à 11, dans lequel le diffuseur (17) est sélectionné, préalablement aux étapes a) à c), par une phase de sélection comportant les étapes suivantes :
    i) illumination du capteur d'image (16) par la source de lumière (11);
    ii) acquisition d'une image ou d'une série d'images par le capteur d'image ;
    iii) détermination d'un niveau d'intensité associé à chaque image, et obtention d'un paramètre représentant une dispersion des niveaux d'intensité ainsi déterminés ;
    les étapes i) à iii) étant mises en œuvre avec et sans diffuseur (17), le diffuseur étant sélectionné lorsque la dispersion en présence de diffuseur est moindre que sans le diffuseur.
  13. 13. Procédé selon la revendication 12, dans lequel les étapes i) à iii) sont mises en œuvre en présence d'un échantillon dit de calibration entre la source de lumière (11) et le capteur d'image (16).
  14. 14. Procédé selon la revendication 12, dans lequel les étapes i) à iii) sont mises en œuvre sans échantillon entre la source de lumière (11) et le capteur d'image (16).
  15. 15. Procédé selon l'une quelconque des revendications 8 à 14, dans lequel le coefficient de diffusion réduit du diffuseur (17) est compris entre 0.1 cm1 et 500 cm1.
FR1763333A 2017-12-28 2017-12-28 Dispositif d'analyse d'un echantillon Pending FR3076351A1 (fr)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR1763333A FR3076351A1 (fr) 2017-12-28 2017-12-28 Dispositif d'analyse d'un echantillon

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR1763333 2017-12-28
FR1763333A FR3076351A1 (fr) 2017-12-28 2017-12-28 Dispositif d'analyse d'un echantillon

Publications (1)

Publication Number Publication Date
FR3076351A1 true FR3076351A1 (fr) 2019-07-05

Family

ID=62222781

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
FR1763333A Pending FR3076351A1 (fr) 2017-12-28 2017-12-28 Dispositif d'analyse d'un echantillon

Country Status (1)

Country Link
FR (1) FR3076351A1 (fr)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3523054A (en) * 1968-02-09 1970-08-04 Trw Inc Diffusing screen for holographic camera
US20090262365A1 (en) * 2008-04-18 2009-10-22 Commissariat A L'energie Atomique Optical device for analyzing a scattering medium held by a support
US20170045439A1 (en) * 2014-04-30 2017-02-16 Commissariat A L'energie Atomique Et Aux Energies Alternatives Method and system for detecting at least one particle in a bodily fluid, and associated method for diagnosing meningitis

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3523054A (en) * 1968-02-09 1970-08-04 Trw Inc Diffusing screen for holographic camera
US20090262365A1 (en) * 2008-04-18 2009-10-22 Commissariat A L'energie Atomique Optical device for analyzing a scattering medium held by a support
US20170045439A1 (en) * 2014-04-30 2017-02-16 Commissariat A L'energie Atomique Et Aux Energies Alternatives Method and system for detecting at least one particle in a bodily fluid, and associated method for diagnosing meningitis

Non-Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
BAHRAM JAVIDI ET AL: "Cell identification using single beam lensless imaging with pseudo-random phase encoding", OPTICS LETTERS, vol. 41, no. 15, 1 August 2016 (2016-08-01), US, pages 3663, XP055516721, ISSN: 0146-9592, DOI: 10.1364/OL.41.003663 *
FUNAMIZU HIDEKI ET AL: "Estimation of spectral transmittance curves from RGB images in color digital holographic microscopy using speckle illuminations", OPTICAL REVIEW, SPRINGER VERLAG, TOKYO, JP, vol. 23, no. 3, 20 January 2016 (2016-01-20), pages 535 - 543, XP035891679, ISSN: 1340-6000, [retrieved on 20160120], DOI: 10.1007/S10043-016-0180-3 *
MAHAJAN SWAPNIL ET AL: "Measurement of concentration of sugar in solutions with laser speckle decorrelation", VISUAL COMMUNICATIONS AND IMAGE PROCESSING; 20-1-2004 - 20-1-2004; SAN JOSE,, vol. 9525, 18 May 2015 (2015-05-18), pages 95253H - 95253H, XP060055403, ISBN: 978-1-62841-730-2, DOI: 10.1117/12.2184698 *
VARUN KUMAR ET AL: "Study of heat dissipation process from heat sink using lensless Fourier transform digital holographic interferometry", APPLIED OPTICS, OPTICAL SOCIETY OF AMERICA, WASHINGTON, DC; US, vol. 54, no. 6, 20 February 2015 (2015-02-20), pages 1257 - 1266, XP001593835, ISSN: 0003-6935, [retrieved on 20150211], DOI: 10.1364/AO.54.001257 *

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP2669678B1 (fr) Procédé et système de caractérisation d'une variation de la vitesse de particules ou d'une agglomération de particles contenues dans un liquide, telles que des particules sanguines
EP3274689B1 (fr) Procédé et dispositif d'analyse de particules
EP2734884B1 (fr) Dispositif optique d'éclairage conoscopique a cone creux pour microscope optique et procédé de microscopie optique en conoscopie
EP3274694B1 (fr) Procédé de détermination de l'état d'une cellule
EP3025144B1 (fr) Procédé pour trier des cellules et dispositif associé
FR3054037A1 (fr) Dispositif d’observation d’un echantillon
EP3199941B1 (fr) Procédé d'observation d'un échantillon par imagerie sans lentille
EP3115770B1 (fr) Procédé d'estimation d'une quantité d'analyte dans un liquide
EP3637194B1 (fr) Procédé de détermination de paramètres d'une particule
EP3054281B1 (fr) Dispositif de mesure d'un signal optique rétrodiffusé par un échantillon
EP3236241A1 (fr) Procédé et dispositif d'estimation de propriétés optiques d'un échantillon
FR3076351A1 (fr) Dispositif d'analyse d'un echantillon
FR3075960A1 (fr) Dispositif de mesure d'un rayonnement retrodiffuse par un echantillon et procede de mesure utilisant un tel dispositif.
EP4217713A1 (fr) Procede d'analyse d'un echantillon biologique avec determination de la repartition spatiale de biomasse le long de l'axe optique
FR3034524A1 (fr) Procede de determination du niveau d'agglutination de particules dans un echantillon
WO2019135060A1 (fr) Système d'imagerie holographique et procédé d'analyse par imagerie holographique avec détection de défauts dans la chambre d'observation
FR3082943A1 (fr) Procede de comptage de particules de petite taille dans un echantillon
EP2446245B1 (fr) Granulometre perfectionne
EP2596338A1 (fr) Procede d'estimation de la quantite d'entites deposees sur des microparticules en suspension dans une solution, dispositif associe et utilisation de ce dispositif.
EP3220131B1 (fr) Procédé et dispositif de caractérisation d'un échantillon liquide comportant des particules
EP3364171B1 (fr) Procede de detection d'une variation locale d'indice de refraction d'un milieu dielectrique situe a la surface d'un capteur optique
FR3139916A1 (fr) Microscope optique avec résonateur
WO2010149887A1 (fr) Methode perfectionnee de mesure granulometrique
FR3044766A1 (fr) Systeme de mesure optique et son utilisation

Legal Events

Date Code Title Description
PLFP Fee payment

Year of fee payment: 2

PLSC Publication of the preliminary search report

Effective date: 20190705

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 3

RX Complete rejection

Effective date: 20210812