MXPA01002554A - Sistema optico multimodal para diagnostico de tejido - Google Patents

Abstract

Se describe un aparato y método de acuerdo con la invención para combinar una o más modalidadesópticas (método espectroscópico), que incluyen, pero que no se limitan a fluorescencia, absorción, reflectancia, anisotropia de polarización y modulación de fase, para desacoplar cambios morfo1ógicos y bioquímicos asociados con cambios de tejido debido a enfermedad, y por lo tanto proporcionar un diagnóstica preciso de la condición del tejido.

Description

SISTEMA ÓPTICO MULTIMODAL PARA DIAGNÓSTICO DE TEJIDO ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN 1. Campo de la invención La invención se relaciona con un aparato y con métodos para determinar característica de tejido de, por ejemplo, un humano o un animal.

Antecedentes de la técnica relacionada Los métodos espectroscópicos para determinar característica de tejido se conocen y se han utilizado ampliamente para investigar cambios en tejido. Están disponibles muchas de estas distintas técnicas eepectroscópicas que proporcionan información eepecífica dependiendo de la naturaleza de la interacción de la luz con las células o cromóforos naturales presentes en el tejido. Estas interacciones incluyen la absorción de luz a una longitud de onda particular, la reemisión de luz absorbida como fluorescencia, la dispersión (cambio de dirección) de luz a una longitud de onda particular y el cambio de polarización entre la luz absorbida o dispereada y la luz reemitida.

Por ejemplo, se sabe que al irradiar un tejido objetivo con radiación electromagnética y detectar la radiación electromagnética regresada para determinar las característicae del tejido objetivo. En métodoe conocidos, las amplitudes y longitudes de onda de la radiación que regresa se analizan para determinar las características del tejido objetivo. Por ejemplo, la Patente de los Estadoe Unidos No 4,718,417 para Kittrell et al., describe un método para diagnosticar el tipo de tejido dentro de una arteria, en donde se inserta un catéter dentro de la arteria y se utiliza la luz de excitación a longitudes de onda particulares para iluminar la pared interior de la arteria. El material o el tejido dentro de la pared de la arteria emite radiación fluorescente en respuesta a la luz de excitación. Un detector detecta la radiación fluorescente y analiza las amplitudes y longitudes de onda de la radiación fluorescente emitida para determinar si la porción iluminada de la pared arterial es normal, o está cubierta con una placa. El contenido de la Patente de los Estados Unidos No. 4,718,417 se incorpora en la presente como referencia. La Patente de los Estados Unidos No. 4,930,516 para Alfano et al., describe un método para detectar tejido canceroso, en donde se ilumina una muestra de tejido con luz de excitación a una primera longitud de onda, y se detecta radiación fluoreecente emitida en respuesta a la luz de excitación. La longitud de onda y la amplitud de la radiación fluorescente emitida después se examinan para determinar si la muestra de tejido es canceroea o normal. El tejido normal típicamente tendrá picos de amplitud a ciertas longitudes de onda conocidas, mientras que el tejido canceroso tendrá picos de amplitud a diferentes longitudee de onda. De manera alternativa, la amplitud espectral del tejido normal diferirá del tejido canceroso en la misma longitud de onda. La descripción de la Patente de los Estados Unidos No. 4,930,516 se incorpora- en la presente como referencia. Los métodos descritoe antes se denominan como espectroscopia de fluorescencia . Otras patentes adicionales, tales como la Patente de los Estados Unidos No. 5,369,496 para Alfano et al., describen métodos para determinar características de materiales biológicos, en donde el tejido objetivo se ilumina con luz, y la luz difundida por la parte trasera o reflejada es analizada para determinar las características del tejido. El contenido de la Patente de los Estados Unidos No. 5,369,496 se incorpora en la presente como referencia. Este tipo de método se denomina como espectroscopia de absorción. También se conoce buscar el tiempo de decaimiento de emisionee fluorescentes para determinar el tipo o condición de un tejido iluminado. Estos métodos se denominan como espectroscopia separada en tiempo. Generalmente, el aparato para detección del tiempo de duración de emisiones fluorescentes se ha concentrado en medir directamente el tiempo de duración de las emisionee fluorescentes. Típicamente, se dirige una deecarga muy corta de luz de excitación al tejido objetivo, y deepués se detectan con un detector las emisiones fluorescentee del tejido objetivo. Se regietra la amplitud de las emisiones fluorescentes respecto al tiempo conforme las emisiones fluorescentee decaen. Las emisiones fluorescentes se pueden detectar en longitudes de onda específicae, o eobre una gama de longitudes de onda. Después se examina el perfil de decaimiento de amplitud como una función del tiempo para determinar la propiedad o condición del tejido objetivo. Por ejemplo, la Patente de los Estadoe Unidos No. 5,562,100 para Kittrell et al., describe un método para determinar característicae de tejido que incluyen iluminar un tejido objetivo con un pulso corto de radiación de excitación a una longitud de onda particular, y detectar radiación fluorescente emitida por el tejido objetivo en respueeta a la radiación de excitación. En eete método, se registra la amplitud de la radiación emitida, sobre el tiempo, conforme decae la emisión. Después se utiliza el perfil de amplitud para determinar las características de un tejido objetivo. De manera similar, la Patente de los Estadoe Unidos No. 5,467,767 para Alfano et al., describe un método para determinar si una muestra de tejido incluye células cancerosas, en donde se examina el perfil de decaimiento de amplitud de emisiones ¿^Éte^ á^^^ÉI«^ fluorescentes. Los contenidos de las Patentes de los Estados Unidos Nos. 5,562,100 y 5,467,767 se incorporan en la presente como referencia. Otras Patentes de los Estados Unidos han explicado que el tiempo de decaimiento de emisionee fluoreecentes se puede medir indirectamente utilizando desplazamiento de fase o mediciones de anisotropía de polarización. Por ejemplo, la Patente de los Estados Unidos No. 5,624,847 para Lakowicz et al . , describe un método para determinar la presencia o concentración de diversas sustancias utilizando un método de desplazamiento de fase. La Patente de los Estados Unidos No. 5,515,864 para Zuckerman describe un método para medir la concentración de oxígeno en la sangre utilizando una técnica de medición de anisotropía de polarización. Cada uno de estos métodos mide de manera indirecta el tiempo de duración de emisiones fluorescentes generadas en reepueeta a radiación de excitación. Los contenidos de las Patentes de loe Eetadoe Unidos Nos. 5,624,847 y 5,515,864 se incorporan en la presente como referencia. Ninguno de los métodos de la técnica anterior discutidos antes, solo, es suficiente para medir con precisión cambios en las características de tejido. Esto es, como se discute de manera más completa despuée, conforme un tejido experimenta cambioe de eu condición normal a, por ejemplo, un tejido canceroso, la eepectroecopía de fluorescencia se vuelve menos efectiva para determinar las características de tejido debido a que es menos sensible a los cambios morfológicos que se presentan, en comparación con la espectroecopía de abeorción. De igual manera, la eepectroecopía de abeorción por 5 si sola ee ineuficiente para determinar cambioe en lae características de tejido debido a que es menos sensible a cambios bioquímicos en el tejido, en comparación con la espectroscopia de fluorescencia. Se conoce combinar dos o más técnicas de medición para llegar a una determinación final más precisa. Por ejemplo, la Patente de los Estados Unidos No. 5,582,168 para Samuels et al . , cuyo contenido se incorpora en la presente como referencia, describe un aparato y método para detectar cambios en el cristalino de un ojo. Samuels et al., describe la medición tanto de la transmisión o la emisión Raman de fluorescencia, así como la dispersión, reflexión o efectos similares. El material bajo examen después se normaliza utilizando una relación de la intensidad de emieión de fluorescencia respecto a la dispersión o la intensidad reflejada. Sin embargo, aunque eete método determina cambioe bioquímicos debidos a enfermedad, no determina cambios morfológicos debidos a enfermedad. De manera adicional, generalmente, los métodos espectroecópicoe de la técnica anterior se enfocan en característicae de tejido en un solo punto o en un número jfei=aafe mínimo de puntos en el tejido. Al tomar las mediciones justo como un punto o un número mínimo de puntoe puede eer erróneo en la medida en que no proporciona un mueetreo suficiente del área de tejido para reflejar con precisión la condición del tejido.

DESCRIPCIÓN BREVE DE LA INVENCIÓN La invención se enfoca en proporcionar un método y aparato que proporcione mediciones precisas de los cambios en las características de los tejidos. Los métodos y aparatos de acuerdo con la invención combinan más de una modalidad óptica (método espectroscópico) , que incluye, pero que no se limita a fluorescencia, absorción, reflectancia, anisotropía de polarización y modulación de fase para desacoplar cambios morfológicos y bioquímicos con cambios tisulares y por lo tanto proporcionar un diagnóstico preciso de la condición del tejido. Las mediciones tomadas de acuerdo con diversos métodos espectroscópicos se pueden ponderar por igual para propósitos de diagnóstico o se pueden ponderar de diversas maneras para producir un mejor resultado de diagnóstico. Por ejemplo, los resultados se pueden ponderar en base en las características particulares del tejido objetivo, tales como, por ejemplo la edad del paciente, el metabolismo hormonal, la viscosidad de la mucosa, diferencias en el sistema circulatorio y nervioso.

La invención abarca aparatos y métodos para determinar característicae de los tejidos objetivo, en donde se utiliza radiación electromagnética de excitación para iluminar un tejido objetivo y la radiación electromagnética que regresa del tejido objetivo se analiza para determinar las características del tejido objetivo. Algunos aparatos y métodos que constituyen la invención se pueden utilizar para realizar un diagnóstico en o ligeramente por debajo de la superficie de tejido, por ejemplo, de un humano o un animal. Por ejemplo, loe métodos de aparatos que constituyen la invención se pueden utilizar para diagnosticar la condición de la piel, el reveetimiento de los lúmenes corporales naturales tales como el tractogastrointestinal o las superficies de órganos o vasos sanguíneos . Otros aparatos y métodos que constituyen la invención se pueden utilizar para realizar un diagnóstico profundo dentro de los tejidos, por ejemplo, de un humano o un animal en donde la radiación de excitación debe pasar a través de varios centímetros de tejido antes de interactuar con el tejido objetivo, tal como en el diagnóstico de tumores y lesiones profundas en la mama de un humano o animal. De acuerdo con una modalidad preferida de la invención, se proporciona un aparato y método el cual utiliza fluorescencia en combinación con reflectancia con el fin de desacoplar los cambios bioquímicos de los cambios morfológicos. La información de fluorescencia y reflectancia se debe analizar t>'.-. y comparar por separado, o de manera alternativa, se puede calibrar para tomar en consideración la atenuación debida a absorción y dispersión. Otras combinaciones de métodos espectroscópicos además de la fluorescencia y la reflectancia también pueden ser adecuados . Las mediciones que utilizan diversos métodos espectroscópicos se pueden tomar simultáneamente, o se pueden tomar una después de otra con la condición de que el intervalo de temporización crítico, definido como el período de tiempo entre las mediciones, se mantenga por debajo de cierto intervalo de tiempo. Las técnicas descritas en lo anterior preferiblemente se utilizan para determinar características de porciones múltiples de un tejido objetivo. El tejido objetivo se puede analizar en su totalidad por la toma simultánea de mediciones en una pluralidad de puntos de interrogación que cubren suetancialmente toda la superficie del tejido, o al tomar mediciones únicamente en una porción de la pluralidad de puntos de interrogación que cubren sustancialmente la totalidad de la superficie de tejido en intervalos de tiempo hasta que se han tomado mediciones de la totalidad de la pluralidad de puntos de interrogación. Además, el tejido objetivo se puede dividir en una pluralidad de áreas de campo para crear un patrón de campo. Deepués se pueden tomar mediciones en una pluralidad de puntos j Zi ij?i^^^^ - lu de análisie dentro de cada una de las áreas de campo. Las áreas de campo después se pueden analizar por separado y se comparan con el fin de diagnosticar una condición del tejido objetivo. El tejido objetivo despuée ee puede volver a dividir en un conjunto diferente de áreae de campo y las áreas de campo se analiza y comparan con el fin de diagnosticar la condición del tejido. Las áreas de campo pueden ser todas de tamaño idéntico o se pueden conformar, o pueden tener tamaños o formas variadas. Además, el tejido objetivo se puede volver a dividir en áreas de campo del mismo tamaño y forma que las áreas de campo originales, las cuales después se cambian de posición únicamente, o se pueden volver a dividir en áreas de campo de un tamaño o forma diferentes, o de tamaños o formas variadas. Como se discute antee, se pueden utilizar las técnicas que constituyen la invención para determinar las condicionee de porcionee múltiplee de un tejido objetivo, y se pueden utilizar las condiciones determinadas para crear un mapa del tejido objetivo. Tal mapa después se puede exhibir en una pantalla de exhibición o se puede presentar en un formato de copia impresa. Además, se pueden utilizar técnicas para alimentar información en un algoritmo de reconocimiento de patrón, o red neural . Las ventajas, objetivos y características adicionales de la invención se establecerán en parte en la descripción que eigue y en parte ee volverán evidentes para aquellos habitualmente expertos en la técnica ante el examen de lo siguiente o se pueden aprender a partir de la práctica de la invención. Los objetivos y ventajas de la invención se pueden llevar a cabo y se obtienen como se resalta particularmente en las reivindicaciones anexas.

DESCRIPCIÓN BREVE DE LOS DIBUJOS Las modalidades preferidas de la invención se describirán a continuación con referencia a las siguientes figuras de dibujos, en donde a los elementos similares se les denomina con números de referencia similares, y en los que: la figura 1 es un diagrama esquemático que muestra un aparato que constituye la invención capaz de realizar una medición de desplazamiento de fase; la figura 2 es un diagrama esquemático de un endoscopio que constituye la invención; lae figurae 3A y 3B muestran otra modalidad de la invención; las figuras 4A, 4B y 4C muestran las porciones de extremo de diversas modalidades de la invención,- la figura 5 es una vista en sección transversal de otra modalidad de la invención; lae figurae 6A y 6B eon vietas en sección transversal alternativas del aparato de la figura 5, tomado a lo largo de la línea de sección 10-10; lae figurae 7A, 7D, 8 y 9 mueetran divereae diepoeicionee de fibrae ópticas,- la figura 10 muestra otra modalidad de la invención,- la figura HA muestra un diagrama esquemático que muestra otra modalidad de la invención; lae figurae 11B-11D muestran cómo se puede dividir el tejido objetivo en una pluralidad de áreas de campe- la figura 12 muestra las etapas de un método que constituye la invención,- y las figuras 13-51 son gráficas que ilustran los resultados de diversas pruebas realizadas utilizando la invención.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LAS MODALIDADES PREFERIDAS En los métodos de la técnica anterior en la sección de antecedentes de la invención, el contenido de la información de la interacción de la luz (y en consecuencia el método espectroecópico utilizado) ee, generalmente, específico para el tipo de cambio en el tejido. Esto ee, el tejido tumoral difiere del tejido normal de varias formas. El tejido tumoral generalmente se deriva de tejido normal después de que este último ha experimentado varios cambios. Estos cambios se pueden inducir por varios factores intrínsecos y extrínsecoe . Eetoe incluyen la presencia de ciertos rasgos heredados, mutación cromosómica, transformación de células malignas inducida por virus y efectos mutagénicos de radiación UV o de rayos X, por mencionar algunas . Los primeros cambios que se presentan el curso de células normales que se vuelven malignas son bioquímicos. Uno de los primeros cambios observados es un incremento en la actividad glicolítica lo que permite los tumores crecer a un gran tamaño con requerimientos disminuidoe de oxígeno. Las células tumorales invasivas secretan colagenaea tipo IV destruyendo la barrera de la membrana basamental , un componente principal del cual es colágeno IV. Esto permite a lae células tumorales invasoras pervivir en el estroma subyacente o en el tejido conectivo. Muchas otras enzimas (por ejemplo, catesinas, hialuronidasas, proteoglicanos y colagenasas tipo I, II y III) debilitan la matriz extracelular y contribuyen a invasión tumoral adicional . Conforme los tumores crecen en tamaño sobrepasando 1-2 nm3, el suministro de oxígeno y otros nutrientes se vuelve limitado. Se ha demostrado que muchos tumores secretan factores angiogénicos tumorales, los cuales inducen a formación de vasos sanguíneos dentro del tumor para suminietrar el oxígeno necesario en los nutrientes para un crecimiento tumoral sostenido.

Los cambios morfológicos aparecen posteriormente en el desarrollo del progreso del tumor. Tales cambios se definen como cualquier cambio en el tamaño promedio de la célula, apariencia de la célula, disposición celular y la presencia de células no nativas. Además, la perfusión aumentada debido a los efectos de angiogénesie reeulta en una diferencia total en la apariencia del tejido. El tejido normal está altamente diferenciado en tipo y disposición de células. Además, las células normales son altamente específicas en cuanto a tejido. Las células tumorales pierden esta especificidad de tejido así como la diferenciación celular ,y la disposición. Una diferencia notable entre las células tumorales y las normales es el cambio en el citoesqueleto, la red de microtúbolos y los microfilamentos en el citoplasma. El citoesqueleto en células normales está muy organizado mientras que en las células tumorales está desorganizado. Además, debido a que las células tumorales se dividen rápidamente, el contenido de cromatin en el núcleo y el tamaño nuclear son mayores que en células normales . La espectroscopia de absorción es más seneible a los cambios morfológicos que se producen posteriormente en el progreso del tumor. Se realizan mediciones ya sea en la geometría de transmisión en donde la muestra se colocan entre la fuente de luz y el detector, o en una geometría de reflectancia en donde la fuente y el detector están en el mismo lado. En cualquier configuración, los cambios en la absorción en el tejido que se producen entre los tumores y un tejido normal se puede medir. Por ejemplo, la vascularización aumentada debida a angiogénesie provoca absorción sanguínea aumentada. La propagación de luz a través y la reemitida desde el tejido, sin embargo, se ve afectada en gran medida por las interacciones de dispersión de luz y no depende simplemente del espectro de absorción de los cromóforos de tejido. Por lo tanto, además de reportar cambios en la absorción, tales técnicas son sensiblee a cambioe en el tamaño, estructura y disposición de las células y organelos celulares todo lo cual contribuye a un cambio en las propiedades de dispersión del tejido. Las células tumorales tienen núcleos agrandados y puesto que los núcleos tiene un índice de refracción diferente en comparación con el citoplasma celular, eirven como eficientee difusores de luz. Se observa un comportamiento similar de otros organelos celulares tales como, por ejemplo, mitocondria y retículos endoplásmicos . En espectroscopia de absorción, por lo tanto, los dos efectos, absorción y dispersión, determinan la cantidad de radiación medida en el detector. De manera sencilla, estos efectos pueden ser aditivos o pueden tender a cancelarse entre si. Por lo tanto, es necesario desacoplar de alguna manera estoe efectoe para proporcionar una medición preciea de lae propiedades del tejido. En la técnica anterior se han descritos muchae técnicas para llevar a cabo esto. Véase, por ejemplo, la Patente de los Estadoe Unidoe No. 5,630,423 para Wang et al., y lae referenciae mencionadae ahí, lae cualee se incorporan en la presente como referencia. Ahora es posible obtener con una precisión razonable los coeficientee para diepersión y absorción. Una solución diferente para la espectroscopia de absorción es el uso de técnicas de despolarización de reflectancia. En esta solución, se dirige luz polarizada linealmente sobre el tejido y la imagen reflejada que regresa se observa a través de polarizadores paralelos y perpendiculares a la dirección de polarización de la luz incidente. El componente paralelo tiene muestreada el te ido de superficie y el componente perpendicular, después de muéstrear el tejido más profundo, se disemina varias veces y consecuentemente es despolarizado. Al analizar los botones que han muestreado el tejido superficial, el espectro de absorción de este tejido se puede generar independientemente de los efectos de dispersión. Adicionalmente, al modular el grado de despolarización en la radiación que regresa utilizada para análisis, ee puede controlar la profundidad del tejido analizado . Los cambios bioquímicos tempranos se detectan mejor por un cambio en las propiedades de fluorescencia de los cromóforos nativos. Los principales fluoróforos presenten en mémm. A & los tejidos son los aminoácidos aromáticos tirosina, fenilalanina y triptófano, los metabolitos NAD(H) y FAD(H) y las proteínas estructuralee colágeno y elastina. Todos estos fluoróforos poseen espectros característicoe de absorción y 5 fluorescencia. Las propiedades de fluorescencia de estas moléculas dependen de su ambiente químico que incluye pH, solvatación y eetado de oxidación. Por ejemplo, la forma reducida de NAD(H) fluorece, mientras que la forma oxidada no lo hace. Lo inverso es cierto para FAD(H) . La acción de diversae proteasas secretadae por células tumorales como se describe en lo anterior, sobre las proteínas eetructuralee, provoca que las porciones fluorescentes (triptofano, fenilalanina, etcétera) sean expuestas en un ambiente local diferente (solvatación, viscosidad e hidrofobisidad) y por lo tanto cambia en sus características fluorescentee . Aunque los cambios bioquímicos preceden a los cambios morfológicos que se producen como resultado de los primeros, no es realista considerar un tejido enfermo que difiere del tejido normal circundante únicamente por su bioquímica intrínseca. Si esto fuera válido, entonces al medir simplemente la fluorescencia uno podría identificar y localizar enfermedades. En la realidad, existen varios grados de cambios morfológicos que acompañan a los cambioe bioquímicoe . Estos cambios aparecen posteriormente en el desarrollo del progreso del tumor y se definen como cualquier cambio en los núcleos de las células promedio, tamaño celular, apariencia, disposición de células y la presencia de célulae no nativas. Además, loe efectoe de la respuesta del huésped tal como, por ejemplo, perfusión aumentada a partir de angiogénesie resulta en una diferencia total en la apariencia de tejido. Los cambios morfológicos agregan más complejidad a las mediciones tanto en la absorción y en la dispersión por exitación y la luz fluorescente por lo tanto alteran la señal de fluorescencia real . Si el tumor es temprano, la posibilidad de cambios morfológicos mesurables que han ocurrido son bajos y en consecuencia la fluorescencia por si sola puede ser capaz de identificar tumores tempranos de tejido normal vecino. Sin embargo, una vez que se han producido cambios significativos en la morfología, la medición ahora involucra la complicación agregada de separar o desacoplar los efectos de los cambioe espectrales de fluorescencia y de los cambios en la señal de fluorescencia debidos a la dispersión y reabsorción. Por ejemplo, en el diagnóstico de hiperplasia y pólipos adenomatosos de tejido colonico normal, se observa una disminución de 390 nm de fluorescencia (excitación de 337 nm) conforme los tipos de tejido cambian de normal, como se observa por Shoemacher et al., en las páginas 63-78 de Lasers in Surg. Med (12) 1992, la cual ee incorpora en la preeente como referencia. Esto puede ser interpretado como una disminución en la fluorescencia de colágeno o como un incremento en la abeorción de hemoglobina. De hecho, los autores muestran que el efecto se debe a un análisis de fluorescencia del colágeno (en si mismo sin cambio) en la capa submucosa por la mucosa engrosada en un adenoma . Claramente, por lo tanto al simplemente medir el cambio en la fluorescencia de los desplazamiento espectralee a los cambios de intensidad, no es suficiente para medir con precisión cambios en las característicae de tejido y establecer, por ejemplo, un diagnóstico basado en fluorescencia. Es difícil realizar una medición de fluorescencia que sea verdaderamente independiente del efecto de dispereión y absorbancia. Con el fin de desacoplar los efectos de los cambios bioquímicos y morfológicoe, los grados relativos de los cuales varían dependiendo del grado de progreso del tumor, se requiere una solución multimodal. Tal solución requiere un dispoeitivo capaz de medir tanto la fluorescencia como los espectros de absorción del área de interés. Ambas mediciones se pueden realizar en el mismo sitio y preferiblemente al mismo tiempo de manera que se aseguran una condición idéntica. El desacoplamiento se puede llevar a cabo de diversas maneras, las cuales se discutirán posteriormente. Los métodos de fluorescencia separadoe en tiempo eon en gran medida independientes de los efectos de dispersión y observancia. Esto es especialmente v lido para el diagnóstico de cáncer epitelial y condiciones similaree en donde la distancia atravesada por la luz es pequeña. Las mediciones separadas en tiempo miden la duración en tiempo de fluorescencia de un fluoróforo. Este es una propiedad molecular intrínseca y como tal es independiente de interferencias extrañas tales como concentración de fluorósforo (con la condición de que esté presente una señal mensurable con una relación señalaruido adecuada) o fluctuaciones de la fuente de luz . Tales métodos se han demostrado para mediciones transcutáneas de implantes fluorescentes y se ha demostrado que es euperior a mediciones de fluorescencia en estado estable. Véase Bambot et al., Biosens and Bioelectronice (10) 1995 en las páginas 643-652 y la Patente de los Estados Unidos No. 5,628,310 para Rao et al., las cuales se incorporan en la presente como referencia. Loe miemoe cambioe bioquímicoe de tejido que resultan en desplazamientos espectrales de fluorescencia y cambios de intensidad también generalmente cambia las duraciones de tiempo de fluorescencia. Se sabe comúnmente que los procesos no radiactivos que eliminan la población del estado excitado de fluoro provocan cambios grandes en el tiempo de duración de fluorescencia. Tales procesos no radiactivos es probable que resulten en un cambio del ambiente fisicoquímico que rodea a los fluoróforos intrínsecos en un tumor que está surgiendo.

Loe métodoe eeparados en tiempo están acompañados ya sea de un dominio de tiempo o un dominio de frecuencia, este último también conocido como fluorimetría de modulación de fase. Las mediciones de modulación de fase se pueden llevar a cabo con instrumentación más barata y menos compleja que la utilizada para medir directamente el tiempo de decaimiento de fluorescencia. Por ejemplo, se puede dirigir un haz de luz modulada en intensidad sobre la muestra. La fluorescencia que regresa de la muestra también es modulada en cuanto a intensidad a la misma frecuencia. Sin embargo, debido al tiempo de duración de la fluorescencia finita del fluoróforo en el tejido, la señal de fluorescencia que regresa es desviada de fase y esta desviación de fase se relaciona con el tiempo de duración de fluorescencia. El impedimento más grande para utilizar los métodos separados en tiempo actualmente es el costo. Este costo es proporcional a la magnitud tanto de la frecuencia de modulación como a la frecuencia de luz . La frecuencia de modulación utilizada es nominalmente el inverso del tiempo de duración del fluorósforo que es analizado. Dados tiempos de duración de fluorescencia cortos (de algunos nanosegundoe) de los cromóforos intrínsecos en el tejido que sirven como marcadores para enfermedades, se requieren frecuencias de modulación elevadas (de varios cientos de megahertz) , que requieren de la necesidad de equipo y técnicas de RF . Además, la mayor parte de los cromóforos intrínsecos tienen máximos de absorción a longitudes de onda bajas (altas frecuencias) . Las fuentes de luz en estado sólido y los detectores que operan a estas longitudes de onda que son capaces de ser modulados intríneecamente a las frecuencias de modulación requisito eon coetoeoe y raros. Al tener estas dos áreae, una fuente de luz de baja longitud de onda/detectores y equipo electrónico digital de frecuencia RF que sean un área activa de investigación y desarrollo en reducciones de costo significativas es lo que se espera en el futuro. Una alternativa al método de cambio de fase discutido antes para determinar el tiempo de duración de fluorescencia es la medición de despolarización de fluorescencia o anisotropía. La instrumentación utilizada es similar a la utilizada para despolarización de reflectancia. En realidad, el mismo instrumento se puede utilizar fácilmente para medición en base en ambos principioe. En una eolución traneparente (en donde los botones no se despolaricen debido a la dispersión) , la medición de anisotropía de polarización de fluorescencia proporciona un estimado del tiempo de duración de fluorescencia de los fluoróforos que son analizados. Esto es representado por la ecuación de Perrin (Perrin et. al.) la cual se relaciona con anistropía de fluorescencia (r) respecto al tiempo de duración (t) -»3C »*8&r -j,-. 0 t = 1 + Ecuación 1 r f en donde r0, es la anisotropía de la molécula cuando está ausente el movimiento brouniano, es decir, en el estado congelado o en un medio altamente viscoso, r es el tiempo promediado de anisotropía observada, t es el tiempo de duración de fluorescencia de la molécula y f es el tiempo de correlación de rotación brouniano. Hablando estrictamente, la ecuación anterior es válida únicamente para un solo decaimiento exponencial único tanto en tiempo de duración de fluorescencia como en anisotropía. El decaimiento de anisotropía es exponencial único solo para una molécula esférica (despolarización isotrópica) el tiempo de correlación rotacional se define, por sencillez, para una esfera la cual es,- ?V f= Ecuación 2 RT en donde ? ee la viecoeidad, V es el volumen, R es la constante universal de los gaeee y T es la temperatura absoluta. Como se ilustra en la ecuación 1, la anisotropía refleja cambios tanto en el tiempo de duración de fluorescencia como en el tiempo de correlación rotacional. El tiempo de duración de fluorescencia de los fluoróforos instríneecos cambia con el progreso del tumor. De manera similar, un cambio en las propiedades físicae localee talee como microviscosidad, 5 temperatura o fluidez de membrana cambiarán el tiempo de correlación rotacional y resultarán en un cambio en la isotropía. Las Patentes de los Estados Unidos Nos. 4,115,699, 4,122,348 y 4,131,800, las cuales se incorporan en la presente como referencia, describen la medición de cambios en la microviscoeidad y fluidez local debido a tumores malignos que utilizan colorantes lipofílicos exhógenos aeí como el método de despolarización de fluorescencia. El principal inconveniente con esta técnica cuando se aplica a mediciones de tejido in vivo ee la deepolarización caueada por evento de diepersión múltiple en tejido. Se ha demostrado, sin embargo, que una porción significativa de la excitación polarizada permanece polarizada antes de la excitación del fluoróforo y la fluorescencia resultante también es polarizada sustancialmente cuando alcanza al detector. No obstante, es necesario desacoplar la despolarización debido a dispersión a partir de la despolarización debido al tiempo de duración de fluorescencia y el tiempo de correlación de rotación. Las técnicas de acuerdo con la invención están diseñadas para diferenciar tejido normal de diversas etapas de tejido canceroso en base en únicamente en los datos espectroscópicos. Factores adicionales tales como por ejemplo la edad del paciente, estado menopáusico, estado menstrual o antecedentes previos de enfermedad se pueden agregar a las entradas espectroscópicas para obtener una mejor diferenciación. La solución multimodal de acuerdo con la invención se pude llevar a cabo en un modo de formación de imagen. En otras palabras, los métodos espectroecópicoe múltiples se utilizan en el análisis de tejido en varios puntos de análisis a alta resolución espacial concurrentemente. El razonamiento detrás de esta solución es la variabilidad en la firma espectroscópica de tejido normal conocido entre pacientes y el hecho de que el 99% de los pacientes el órgano completo no está enfermo. La mejor manera de realizar esto sin un conocimiento a prior de lo que es normal, es medir el tejido tanto normal como anormal, esto es todo el órgano. Las áreas visualmente normales de un órgano con precánceres o cánceres que son siempre sospechosos y un análisis concluyente casi eiempre ee el resultado de una biopsia e histología. Esta observación es consietente con el fenómeno de cancerización de campo, como se discute por D.P. Slaughter, et al., en "Field Cancerization in Oral Squamour Epithelium: Clinical Implication of Multicentric Origin" ?n Cáncer 6, 1953, en las páginas 963-968, el cual se incorpora ^^^í^^^th^tt^^^i^í^^^^^^'tí. en la presente como referencia. Existe una cantidad considerable de evidencia, particularmente para cáncer de mama, la cual muestra que el epitelio de mama supuestamente normal derivado de un paciente con cáncer de mama está "condenado" y es precanceroso. Esto explica la tasa relativamente alta de segundo cáncer de mama incidente en mujeres tratadas para la enfermedad, como se discute por G.F. Schwartz, et al., en "The Prevalence of carcinoma In Situ In Normal and Cáncer Aseociated Breaete" Hum Pathol 16, 1985, en las páginas 796-807, el cual se incorpora en la presente como referencia. Los inventores creen que existe un patrón similar con el cáncer cervical y que puede explicar el alto número de mujeres (50%) con antecedentes de pruebas de pap negativas quienes desarrollaron cáncer cervical, como se discute en Cáncer Diagnostics, The World Marker, Clínica Reports, PJB Publications, 1997, en la página 72, el cual se incorpora en la presente como referencia. Tal patrón además garantiza el uso de modo de formación de imagen en la detección de cáncer. La invención ahora se discutirá adicionalmente con referencia a los dibujos. La figura 1 es un diagrama esquemático de un aparato de acuerdo con una modalidad preferida de la invención. El aparato incluye una fuente 20, la cual produce radiación electromagnética que es transportada a un tejido 50 objetivo, preferiblemente por una o más fibras 52 ópticas de emisión. El aparato también puede incluir un filtro 22 para controlar selectivamente la radiación electromagnética emitida de la fuente 20 de radiación. La fuente 20 puede comprender, por ejemplo, un láser, un diodo emieor de luz, un tubo fluoreecente, un bulbo incandecente o cualquier otro tipo de diepositivo que sea capaz de emitir radiación electromagnética, como es bien conocido por aquellos expertos en la técnica. La radiación electromagnética que regresa desde el tejido 50 objetivo se detecta por un detector 56. Como se discute después, el detector puede utilizar cualquiera de los métodos conocidos para determinar característicae de tejido que incluyen, pero que no se limitan a fluorescencia, absorción, reflectancia, anisotropía, cambio de fase o cualquier otro método espectroscópico conocido que incluya aquellos métodos discutidos en la sección de Antecedentes de la Invención de esta descripción. Preferiblemente, el detector utiliza dos o más métodos espectroscópicos los cuales proporcionan una medición mejor y más precisa de las características del tejido objetivo en comparación con una sola medición y por lo tanto un diagnóstico más completo de la condición del tejido. La radiación electromagnética que regresa está constituida tanto de emieionee fluorescentes de los fluoróforos en el tejido objetivo que se han excitado por la radiación de excitación y la radiación electromagnética de excitación que se ha difundido o reflejado del tejido objetivo. En una modalidad preferida de la invención, como ee discute posteriormente, el detector 56 realiza medicionee baeadas en intensidad en ambas formas de la radiación electromagnética. Estas mediciones se combinan para deeacoplar loe cambioe morfológicoe de loe cambios bioquímicos. El detector puede comprender, por ejemplo, un tubo fotomultiplicador, un diodo fotosensible, un dispositivo acoplado a carga o cualquier otro tipo de detector de radiación electromagnética, como también es bien conocido por aquellos expertos en la técnica. Si el detector es un dispositivo acoplado de carga pequeña, se debe localizar en el extremo distal de un endoscopio o un instrumento de catéter. En este caso, el dispositivo acoplado a la carga puede estar localizado de antemano adyacente al tejido objetivo de manera que el detector puede detectar directamente la radiación de regreso. El dispositivo acoplado en carga puede necesitar algún medio para comunicar su información a un procesador 44. Si el detector no es un dispositivo acoplado a carga que se localiza en el extremo distal de un instrumento, la radiación electromagnética de retorno se puede transportar al detector 56 a través de una o más fibras ópticas 54 de retorno. Las fibras ópticas 54 de retorno y las fibras ópticas 52 de excitación se pueden localizar conjuntamente dentro del mismo instrumento, o se pueden localizar en instrumentos separados. De manera alternativa, se pueden utilizar las mismae fibras ópticae dentro de un inetrumento para realizar lae funcionee tanto de excitación como de retorno. El diepositivo 44 procesador puede incluir una memoria 45 y una pantalla 47. De hecho, el dispositivo 5 procesador puede comprender una computadora personal típica. En las modalidades preferidas de la invención, el detector 56 puede detectar las emisionee fluorescentes de fluoróforoe en el tejido objetivo simultáneamente con la radiación electromagnética de excitación que se difunde o refleja del tejido objetivo para proporcionar un análisis completo del tejido que se analiza. Alternativamente, se pude configurar el dispositivo para detectar primero las emisiones fluorescentes de los fluoróforos en el tejido objetivo y despuée, subsecuentemente, la radiación electromagnética de excitación que es difundida o reflejada del tejido objetivo. En este último caso, el período de tiempo entre las detecciones, denominado en lo siguiente como el "intervalo de sincronización crítica" debe minimizarse para evitar artefactos de movimiento o cambios de tejido significativoe que puedan denigrar los resultados generales. El período de tiempo entre las detecciones preferiblemente es menor de aproximadamente 0.25 segundoe,- sin embargo, cuanto menor sea el período de tiempo más precisos serán los resultados. La figura 2 muestra un endoscopio que se puede utilizar para llevar a la práctica las técnicas de medición de acuerdo con la invención. El endoscopio 60 incluye un conjunto 52 de fibras ópticas transmisoras las cuales pueden transportar radiación electromagnética de excitación a partir de una fuente 20 de radiación a un tejido objetivo. El endoscopio 60 también incluye un conjunto 54 de fibras ópticas de retorno para comunicar emisionee fluorescentes o radiación electromagnética reflejada/dispereada deede un tejido objetivo a un detector 56. En modalidadee alternativae, las fibras ópticas de transmisión y de retorno se pueden colocar de manera conjunta, pueden ser las mismas fibras o puede ser un conjunto doble de fibras, como se discute después. Esto es, reeulta preferible realizar detecciones simultáneas en una pluralidad de puntos de análisis en vez de realizarlo en un solo punto o en un número mínimo de puntos. Esto permite una evaluación de los cambios de efecto de campo sobre un área del tejido o suetancialmente en todo el tejido, como se discutirá de manera más completa en lo siguiente. Al tomar las mediciones solo en un punto de interrogación o en un número mínimo de puntos de interrogación puede ser erróneo pues no proporciona un muestreo suficiente del área de tejido para reflejar con precisión la condición del tejido. Por ejemplo, el detector se puede configurar para realizar detecciones en una gran cantidad de puntos de análisis distribuidos sobre sustancialmente toda el área superficial del tejido objetivo. Esto es, las fibras ópticas 54 de retorno *S¿gtt^ c ja »zá. zifc -pueden incluir una gran cantidad de fibras ópticas distribuidas para permitir que se realicen detecciones en un número grande correspondiente de puntos de análisis en el tejido, preferiblemente abarcando sustancialmente toda la superficie del tejido objetivo. Cada una de las fibras ópticas puede transmitir radiación electromagnética de excitación al tejido objetivo y después regresar la radiación electromagnética de retorno al detector 56. El tejido puede ser analizado en su totalidad o se puede dividir en una pluralidad de áreas de campo . Alternativamente, se puede localizar una fibra óptica de transmieión y una fibra óptica de retorno en cada uno de los puntos de interrogación (véase, por ejemplo la figura 7B) . Además, cada punto de interrogación puede incluir un conjunto doble de fibras ópticas, una fibra óptica de transmisión y una fibra óptica de retorno para detectar fluorescencia y una fibra óptica de transmisión y una fibra óptica de retorno para detectar dispersión o reflectancia (véase, por ejemplo, la figura 7C) . En tal caso, las fibras ópticas se pueden colocar para que enfoquen el mismo punto en el tejido objetivo (véase, por ejemplo, la figura 7D) . De manera adicional, el aparato puede incluir un núcleo 114 giratorio, como se discute con respecto a la modalidad de la figura 5, o alternativamente el tejido se puede montar en una mesa giratoria (no mostrada) de manera que el ^ e>^.^^á <^í^-^^s^ & : .-^^-^e - '' & ?-m.,.-^ ^^^^ ^m^íAjS, S^^? £^í detector 56 realice lae deteccionee solo en una porción de puntos de análisis múltiples. Después, ya sea la cabeza giratoria o la mesa giratoria pueden girar y el detector puede realizar detecciones en el siguiente conjunto de puntos de análisie. El proceso continúa hasta completarse, por ejemplo, 6 rotaciones con el fin de cubrir sustancialmente toda la superficie del tejido objeto. El endoscopio 60 también puede incluir una manija 62 para colocar el endoscopio, o para hacer funcionar un dispositivo 64 en un extremo distal del endoscopio 60 diseñado para remover muestras de tejido de un paciente. El endoscopio también puede incluir un dispositivo 66 para introducir una dosis de medicamento a un tejido objetivo. Además, la fuente de radiación 20 electromagnética se puede configurar para emitir una descarga de radiación terapéutica que se puede suministrar al tejido objetivo por el endoscopio. Las figuras 3A y 3B muestran la estructura de un endoscopio o catéter el cual puede constituir la invención. El aparato incluye una porción 70 de cuerpo larga la cual está diseñada para ser insertada en el cuerpo de un humano o un animal. La porción 70 de cuerpo debe tener un diámetro lo suficientemente pequeño para poder ser insertada en los vasos sanguíneos u otros lúmenes naturales del humano o animal . El dispositivo incluye un extremo 80 proximal, el cual mantiene los extremos proximales de lae fibrae ópticae ^a^ 72a-72c. Las fibras ópticas se extienden a lo largo del dispoeitivo y terminan en la porción 74 de retención dietal. La porción 74 de retención dist-ü^ mantiene las fibras ópticas en fibras ópticas se mantienen de manera que pueden iluminar porciones seleccionadae del extremo 76 dietal del dispositivo. Esta orientación también permite que el extremo distal de las fibras ópticas reciba radiación de áreas seleccionadas fuera del extremo 76 distal del dispositivo. Como se observa mejor en la figura 3B, las fibras ópticas se colocan de manera que existe una fibra óptica 72a central única rodeada por un primer anillo de fibras ópticas 72b, las cuales a su vez están rodeadas por un segundo anillo de fibras ópticas 72c. Por supueeto, son posibles otras orientaciones de fibras ópticas. Al aplicar radiación electromagnética de excitación a las fibras ópticas seleccionadas y al monitorear la radiación electromagnética que regresa a través de las fibrae ópticas seleccionadas, es posible determinar las características de los tejidos objetivos en las posiciones seleccionadas fuera del extremo distal del dispositivo. Por ejemplo, si la fibra óptica central 72a emite radiación electromagnética 90 hacia un tejido objetivo, y se detecta radiación electromagnética de regreso a travée de la miema fibra óptica, la radiación electromagnética de regreso se puede analizar utilizando cualquiera de los métodos anteriores para determinar las características de un tejido objetivo que se localiza adyacente al centro del extremo distal del dispositivo. Se puede utilizar el mismo proceso para determinar la condición de un tejido objetivo en posicionee diferentes alrededor del extremo distal del dispoeitivo. Lae figurae 4A-4C ueetran divereos extremos distales diferentes del dispositivo. En la figura 4A, los extremos distales de las fibras ópticas se mantienen por una porción 98 de retención que dirige los extremos distalee de las fibras ópticas 97 en una dirección particular. Se une un alambre o barra 96 flexible a la porción 98 de retención y se extiende al extremo proximal del dispositivo. Al hacer girar el alambre o barra 96 flexible, la porción 98 de retención también puede girar. Esto permite que los extremos distales de las fibras ópticas se dirijan a porciones diferentes del extremo distal del dispositivo. La figura 4B muestra otra modalidad de la invención que incluye una o más porciones 92a, 92b de globo inflable. Una figura óptica 72 se localiza en el centro del dispositivo por una porción 94 de sujeción. Cada uno de los globoe inflables 92a, 92b también se mantiene por la porción 94 de sujeción. Al inflar o vaciar selectivamente las diferentes porciones del globo, ee puede dirigir la fibra óptica 72 para que ilumine porcionee diferentes del extremo distal del dispositivo o para recibir radiación de retoiio desde las posiciones seleccionadas adyacentes al extremo distal del dispositivo. La figura 4C muestra una modalidad del dispositivo similar a la modalidad que se muestra en las figuras 3A y 3B. Esta figura muestra como pasa la radiación electromagnética a través de las fibras ópticas 72a-72c y se puede utilizar para iluminar selectivamente material o tejido adyacente a porciones eeleccionadas del extremo distal del dispositivo. En la figura 4C, únicamente las fibras ópticas superiores emiten radiación electromagnética fuera del dispositivo. Esta radiación electromagnética se utiliza para deetruir o atomizar placa la cual ee forma sobre la pared interior de un vaso sanguíneo. Al aplicar radiación electromagnética a fibras ópticas seleccionadas, un doctor puede remover con cuidado o corregir problemas con tejidos o materiales objetivo. Se puede utilizar otro dispositivo que constituye la invención para determinar las caracteríeticae de tejido que ee mueetra, en su sección transversal longitudinal, en la figura 5. El instrumento 110 incluye un alojamiento 112 exterior cilindrico con una tapa de extremo 120 circular configurada para hacer contacto con el tejido objetivo. Se monta un núcleo 114 interior cilindrico giratorio en el alojamiento 112 exterior. Un conjunto de fibras ópticas 116 se localizan dentro del núcleo interior 114.

Las fibras ópticae 116 pasan a lo largo del núcleo 114 interior y se colocan en patrón específico en el extremo adyacente en la tapa de extremo 120 del alojamiento 112 exterior. El extremo del núcleo interior 114 adyacente a la 5 tapa de extremo 120 se monta dentro del alojamiento exterior 112 con un cojinete giratorio 122. La tapa de extremo 120 ee por lo menos parcialmente transparente o transmisora de manera que la radiación electromagnética pueda pasar desde las fibras ópticas a través de la tapa de extremo para iluminar el tejido objetivo adyacente a la tapa de extremo 120. La luz dispersada o generada por el tejido objetivo después pasa de regreso a través de la tapa 120 de extremo y de regreso a las fibras ópticas 116. El núcleo interior 114 también se monta dentro del alojamiento exterior 112 por un mecanismo 118 de retén. El mecanismo de retén está diseñado para sostener el núcleo interior 114 y asegura que el núcleo interior gire dentro del alojamiento exterior 112 en cantidades angulares predeterminadas . 20 En la figura 6A se muestra una vista en sección transversal de una modalidad del instrumento, tomado a lo largo de la línea de sección 10-10 de la figura 5. El núcleo interior 114 está soetenido dentro del alojamiento 112 por el mecanismo de retén. En esta modalidad, el mecanismo de retén incluye dos montajes 134 con dedos 136 cargados con resorte que se desvían alejándose del núcleo 114 interior. El mecanismo de retén también incluye cuatro topes 130, cada uno de los cuales tiene una depresión central 132. Los resortee 136 cargadoe con reeorte se configuran para acoplar las repreeionee 132 5 centralee de loe topee 130 para provocar que el núcleo interior giratorio se apoye en posiciones rotacionales angulares predeterminadas. En la modalidad que se muestra en la figura 6A, se proporcionan 4 topes en la superficie interior del alojamiento 112 exterior. Por lo tanto, el núcleo 114 interior 0 será girable en incrementos de aproximadamente 90°. En modalidades alternativas similaree a la mostrada en la figura 6A, 4 montes 134, cada uno con su propio dedo 136 cargado por resorte, se pueden unir al núcleo 114 interior. La provisión de cuatro de tales montes servirá para mantener el núcleo 114 5 interior mejor centrado dentro del alojamiento 112 exterior. En la figura 6B se muestra una modalidad alternativa del mecanismo de retén. En esta modalidad, se eeparan seis topes 130 alrededor del interior del alojamiento 112 exterior.

Tres montes 134, cada uno con su propio dedo 136 cargado por 0 resorte, se montan en el núcleo 114 interior. Los tres montes 134 están separados alrededor del exterior del núcleo 114 interior en aproximadamente 120°. Esta modalidad permitirá que el núcleo interior gire a posiciones predeterminadas en incrementos de 60°. Además la posición de los tres montes ¿?^s^.^~?ám £iá?^^^i iS6i i^ás ..:,.. separados 120° ayuda a* mantener el núcleo interior 114 soportado en el centro del alojamiento 112 interior. Con referencia a la figura 5, los extremos de las fibras ópticas se pueden montar en una placa 121 de extremos circular que mantiene las figuras ópticas en un patrón predeterminado. La placa 121 de extremo circular se unirá rígidamente al extremo del núcleo 114 interior cilindrico. Además, un agente 123 de coincidencia de índice se puede localizar entre la placa 121 de extremo y la tapa 120 de extremo en el alojamiento 112 exterior. El agente 123 de coincidencia de índice puede servir tanto como un agente de coincidencia de índice óptico como un lubricante para mantener la rotación libre de la placa 121 de extremo en relación a la tapa 120 de extremo. En la figura 7A se muestra un diagrama que muestra la manera en que las fibras ópticas se colocan sobre la cara de una modalidad del instrumento. La cara del instrumento, la cual sería la tapa 120 de extremo del dispositivo que se muestra en la figura 5, se indica por el número 140 de referencia en la figura 7A. Los círculos 142 negros representan las posiciones de fibras ópticas detrás de la tapa 120 de extremo. Los círculos 144 blancos representan las posicionee en que ee moverán las fibras ópticas si el núcleo 114 interior del instrumento gira aproximadamente 90°. Por lo tanto, cada uno de los círculos representa posiciones que se pueden analizar con las fibras ópticas. En algunas modalidades del dispositivo, una sola fibra óptica se localizará en cada una de las posiciones que se mueetran por los círculos 142 negros en la figura 7A. En este caeo, la luz de excitación se desplazará por la fibra y será emitida en cada posición de análisis indicada por el círculo 142 negro. La luz difundida desde, o producida por el tejido objetivo atravesará de regreso lae mismas fibras a un detector o arreglo de detector, tal como el detector 56 que se muestra en la figura 1. En modalidades alternativas, se pueden colocar pares de fibras ópticas en cada posición indicada por los círculos negros 142A, 142B, como se muestra en la figura 7B. En las modalidades alternativas, una fibra óptica de cada par conducirá luz de excitación al tejido óptico, y la segunda fibra óptica de cada par conducirá luz difundida desde o generada por el tejido objetivo a un detector. En otras modalidades alternativas adicionales, las fibras múltiples para transportar luz de excitación o fibras múltiples para transportar luz difundida desde, o generada por el tejido objetivo se localizarán en cada posición de análisis indicada por los círculos negros 142A, 142B, 142C y 142D para permitir la detección simultánea por ejemplo, tanto de fluorescencia como de reflectancia, como se muestra en la figura 7C. En este último caso, las fibras ópticas se pueden colocar para enfocarse en el mismo punto del tejido objeto, como se muestra en la figura 7D. Para utilizar un instrumento que tenga el patrón de fibra óptica que se muestra en la figura 7A, el instrumento primero se debe de colocar de manera que la tapa 120 de extremo esté adyacente al tejido objetivo. La tapa 120 de extremo puede estar en contacto con el tejido objetivo, o puede estar separada de la superficie del tejido objetivo. Además, se puede interponer un material de coincidencia de índice entre la tapa 120 de extremo y el tejido objetivo. Después, se utilizarán fibras ópticas durante un primer ciclo de medición para medir simultáneamente las características de tejido en cada una de las posiciones de análisis en la figura 7A que tenga un círculo 142 negro. Se pueden medir las características de tejido utilizando cualquiera de las técnicas de medición discutidae antes. Después, el núcleo 114 interior se puede girar aproximadamente 90° dentro del alojamiento 112 exterior, y las fibras ópticas se utilizarán durante un segundo ciclo de medición para medir simultáneamente las característicae en cada una de las posiciones de análisie en al figura 7 que tengan un círculo 144 blanco. El inetrumento puede incluir marcas (no mostradas) sobre la tapa 120 de extremo o en alguna otra parte, las cuales actúan como una herramienta localizadora para permitir al ?tkt . %&?s ¡ tá J&m1í?,¿~ fe-gs«s&?. ,. -. *g^¿a*aa ! usuario determinar cuantas rotaciones ee han realizado y por lo tanto determinar cuánto del tejido se ha analizado. Al construir un instrumento como se muestra en las figuras 5, 6A o 6B y que tengan los patrones de fibras ópticas que se muestran en las figuras 7A-7D, tiene muchas ventajas importantes. Por ejemplo, al construir un instrumento de esta manera se permite que el instrumento analice muchos puntos adicionales en el tejido objetivo que los que serían posibles si el núcleo interior no girara. La capacidad para girar del núcleo interior 114 y tomar una segunda serie de mediciones en posiciones diferentes sobre el tejido objetivo, incrementa esencialmente la resolución del dispositivo. Además, cuando se empaca un número grande de fibras ópticas dentro de una cara en contacto con el tejido de un instrumento, puede presentarse diafonía entre las fibras ópticas . La diafonía puede presentarse cuando la luz de excitación de una posición de análisis se dispersa desde el tejido objetivo y entra a una posición de análisis adyacente. La diafonía también se puede presentar si la luz de excitación de una primera posición de análisis se desplaza a través del tejido objetivo y entra a una posición de análisie adyacente. Una de las maneras más fáciles de reducir o eliminar la diafonía es eeparar las posiciones de análisis adicionalmente. Sin embargo, el incrementar la separación entre posiciones de análisie reducirá la resolución del dispositivo.

Un instrumento , que constituye la invención, con un núcleo interior giratorio, permite que las posiciones de análisis durante cualquier ciclo de medición único se separen lo suficiente para reducir o eliminar euetancialmente la diafonía. Debido a que se utilizan ciclos de medición múltiples, el dispositivo es capaz de obtener excelente resolución. Por lo tanto, se obtiene una buena resolución sin impacto negativo en la sensibilidad o selectividad causada por la diafonía. Además, se requieren menos fibras ópticas y menos detectores correspondientes para obtener una resolución dada. Además, la capacidad para obtener una pluralidad de mediciones de tejido simultáneamente a partir de posiciones separadae a travée de la totalidad del tejido objetivo tiene otroe beneficioe. Si ee diseña el instrumento para detectar crecimientoe cancerosos u otros tejidos malignos, el área de tejido objetivo analizada por el instrumento es probable que tenga tanto tej ido normal como tej ido enfermo . Como se indica en lo anterior, las características de tejido pueden variar significativamente de una persona a otra y las características de tejido pueden variar de manera significativa sobre períodos de tiempo relativamente breves. Por esta razón, una manera de determinar las posiciones de áreas enfermas es establecer una línea de base para tejido normal y despuée comparar los resultados de medición para cada punto de análisie con la medición de línea de base. La manera más fácil para determinar la posición de un área enferma es simplemente buscar una medición de aberración o varianza. Debido a que las características de tejido pueden cambiar de manera relativamente rápida, con el fin de establecer varianzas precisas definidas claramente entre características de tejido, es deseable tomar una pluralidad de lecturas simultáneamente sobre un área tan grande como sea posible. En el método preferido de acuerdo con la invención esto puede incluir tomar mediciones de fluorescencia en una pluralidad de puntos de análisis, y subsecuentemente después tomar mediciones de reflectancia en la misma pluralidad de puntos de análisie. Alternativamente, las mediciones de fluorescencia y reflectancia se pueden tomar simultáneamente. De manera ideal, todas las mediciones se deben llevar a cabo durante el mismo período de tiempo. En una modalidad preferida, el aparato y método realizan mediciones por lo menos de este intervalo de tiempo crítico. El intervalo de tiempo crítico se define como la duración de tiempo máxima entre dos mediciones espectroscópicas lo que proporciona los beneficios descritos aquí. Aunque este valor puede variar dependiendo de diversos factores que incluyen los descritos antes, se ha determinado que el intervalo de temporización crítica entre las mediciones subeecuentee debe eer menor de aproximadamente 0.25 eegundos, de manera más preferible menor de aproximadamente 0.1 segundo, como se discute adicionalmente después.

Existen varios efectos los cuales vuelven deseable llevar a cabo mediciones fluorescentee y de reflectancia de los puntos analizados ya sea simultáneamente o tan simultáneamente como sea posible. En primer lugar, los cambios en presión sanguínea los cuales se producen durante cada ciclo de latido cardíaco pueden tener un efecto grande sobre el contenido de sangre en el tejido. Debido a que la sangre absorbe fuertemente ciertas longitudes de onda de la luz, la cantidad variable de sangre presente en un punto analizado durante partes diferentes de un ciclo de latido cardíaco pueden provocar resultados de medición los cuales varíen significativamente. Para eliminar esta fuente de error potencial, las mediciones tanto fluorescentes como de reflectancia se deben tomar dentro de un intervalo de tiempo lo suficientemente pequeña de manera que el contenido de sangre permanezca igual. Son suficientes períodos de tiempo menores de aproximadamente 0.25 segundos. Otra manera de eliminar el error potencial es tomar mediciones múltiples de los mismos puntos de análisis durante porciones diferentes de un ciclo de latido cardíaco, y después promediar los resultados. Otro factor a considerar es el movimiento del paciente. Si el paciente se mueve, incluso ligeramente durante un ciclo de medición, la presión de contacto entre el instrumento de medición y el tejido analizado puede cambiar. Esto también afecta los resultadoe de medición. Por lo tanto, al obtener mediciones simultáneamente o casi tan simultáneamente como sea posible, también ayuda a evitar errores de medición causados por el movimiento del paciente. Además, debido a que los tumores de tejido pueden ser tan pequeños como aproximadamente 1 mm, la resolución del dispoeitivo preferiblemente es de aproximadamente 1 mm. En otras palabras, para obtener una resolución requisito, la separación entre puntos de análisis debe ser de aproximadamente 1 mm. Desafortunadamente, cuando las posiciones de análisis están separadas aproximadamente 1 mm durante un solo ciclo de medición, se puede producir diafonía eignificativa, y la precisión de los resultados de medición es pobre. Un instrumento que constituye a la invención permite que las posiciones de análisis estén separada lo euficiente para eliminar esencialmente la diafonía y al mismo tiempo obtener una resolución requisito de 1 mm. Aunque no todas las mediciones de obtienen exactamente al mismo tiempo, durante cada ciclo de medición, se realizan mediciones simultáneae en posiciones separadas a través de la totalidad del tejido objetivo, lo cual puede incluir áreas tanto normales como enfermas. Por lo tanto, los resultados de cada ciclo de medición se pueden utilizar para detectar varianzas en las características de tejido que ayudan a localizar áreas enfermas. Por estas razones, un instrumento que constituye la invención equilibra los requerimientos de diseño que compiten de resolución, eliminaci n de diafonía y el deseo de realizar todas las mediciones simultáneamente para aeegurar que lae características de tejido que vacían en el tiempo se tomen en consideración. En la figura 8 se muestra una segunda disposición para las fibras ópticas de un dispositivo como se muestra en la figura 5. En esta modalidad, las posiciones de análisie se disponen en un patrón de panal de abeja hexagonal. Los círculos 142 negros indican las posiciones que se ocuparían por fibras ópticas durante un primer ciclo de medición, y los círculoe 144 blancoe indican posiciones que se ocuparían por las fibras ópticas durante un segundo ciclo de medición después de que el núcleo 112 interior ha girado aproximadamente 60°. Este patrón obtiene una separación máxima entre posiciones de análisis adyacentes durante cada ciclo de medición y esencialmente duplica la resolución del instrumento. En la figura 9 se muestra una tercera disposición de las fibras ópticas de un dispositivo que se muestra en la figura 5. En esta modalidad, las fibras ópticas nuevamente se colocan de acuerdo a un patrón de panal de abeja hexagonal. Sin embargo, se utilizan mucho menos fibras ópticas en esta modalidad. Esta tercera modalidad está diseñada para uso en un proceso de medición que requiere seis ciclos de medición. El núcleo interior del dispoeitivo girará aproximadamente 60° entre cada ciclo de medición. Durante el curso de los seis ?i&? tí»itS¡>!£??.~. cicloe de medición, el dispositivo finalmente analizará la totalidad de las posicionee de análieis con círculos 142 negros y círculos 144 blancos que se muestran en la figura 9. Esta modalidad permite distancias de separación incluso mayores 5 entre las posiciones de análisis durante un solo ciclo de medición (para reducir o eliminar sustancialmente la diafonía) y al mismo tiempo se obtiene excelente resolución de medición. Además, se requerirán mucho menos fibras ópticas y detectores correspondientes para obtener una resolución de medición dada.

Se han llevado a cabo estudios experimentales por los solicitantee para determinar la separación entre posicionee de interrogación que ee neceearia para eliminar eustancialmente la diafonía. Los estudios se llevan a cabo utilizando un par de fibras ópticas en cada posición de interrogación, en donde una fibra en cada par proporciona luz de excitación, y la otra fibra en cada par se utiliza para detectar luz. Lae fibrae ópticae de excitación tienen un diámetro de aproximadamente 200 µm, las fibrae de detección tienen un diámetro de aproximadamente 100 µm. Lae mediciones se realizan sobre estándaree de referencia ópticos y tejido. Bajo estas condiciones, es necesario separar las posiciones de interrogación aproximadamente 3 mm para eliminar sustancialmente la diafonía. Por lo tanto, si un instrumento no se diseña como se describe antes, de manera que el núcleo interior pueda girar en las posicionee de análisis a localización diferentes en el tejido objetivo, el dispositivo únicamente será capaz de obtener una resolución de aproximadamente 3 mm. La modalidad actualmente preferida de la invención utiliza un patrón de fibra óptica similar al que se muestra en la figura 9. Por lo tanto, el dispositivo se diseña para llevar a cabo eeie ciclos de medición para completar la totalidad de las mediciones dentro del tejido objetivo. El núcleo 114 interior se hace girar 60° entre cada ciclo de medición. La modalidad actualmente preferida utiliza pares de fibras ópticas en cada posición de análisis. Cada par de fibra óptica incluye una fibra de excitación que tiene aproximadamente 200 µm de diámetro y una fibra óptica de detección que tiene aproximadamente un diámetro de 100 µm. La dispoeición de las fibras ópticae permite que lae poeicionee de análieie eetén separadas aproximadamente 3.0-3.5 mm, y aún así obtener una resolución de aproximadamente 1 mm. Para determinar las posiciones de áreas enfermas dentro de un tejido objetivo es necesario tomar medicionee de una pluralidad de poeicionee diferentee en un tejido objetivo separado en por lo menos dos dimensiones. Cada medición puede requerir longitudes de onda de excitación múltiple y la detección de longitudee de ondae múltiplee de luz difundida o generada. Por lo tanto, lae mediciones involucran tres dimensiones de medición, dos dimensiones para el área del tejido objetivo y una tercera dimensión que comprende la información espectral. En la figura 10 se muestra un dispositivo capaz de llevar mediciones en estas tres dimensiones. El instrumento incluye una fuente 20 de luz y un montaje 22 de filtro. Una pluralidad de fibras ópticas 116A de excitación se dirigen desde el montaje 22 de filtro al tejido 50 objetivo. Una pluralidad de fibras 116b de detección avanzan alejándose del tejido 50 objetivo. Lae fibras ópticas 116a de excitación y las fibras ópticas 116b de detección se colocan en paree, como se describe antes. La fuente 20 de luz y el montaje 22 de filtro permiten que se utilicen longitudes de onda específicas de luz para iluminar el tejido 50 objetivo vía las fibras ópticas 116a de excitación. El montaje 22 de filtro puede ser un filtro óptico de paso de banda único o filtros ópticos múltiples que pueden colocarse selectivamente entre la fuente 20 de luz y las fibras ópticas 116a de excitación. Alternativamente, en la fuente 20 de luz y el montaje 22 de filtro se pueden sustituir con una fuente de luz sintonizable en cuanto a su longitud de onda. En otras modalidades alternativas adicionales, se pueden utilizar una pluralidad de fuentes de luz tales como láseres para transmitir selectivamente longitudes de onda específicae o bandas de longitud de onda de luz de excitación. También pueden ser apropiadas otras fuentes.

Las fibras de detección se dirigen a un sistema 55 óptico. La luz de las fibras 116b de detección pasan a través del sistema óptico al interior de un arreglo 56 detector. El arreglo de detector puede, comprender una pluralidad de detectores fotosensibles, o una pluralidad de espectrofotómetros. El arreglo 56 de detector preferiblemente es capaz de obtener resultadoe de medición para cada una de las fibras 116b de detección, simultáneamente. El sistema óptico 55 puede incluir una pluralidad de filtros ópticos que permiten que el arreglo 56 detector determine la intensidad de luz en ciertas longitudes de ondas predeterminadas. En una modalidad preferida, el arreglo de detector puede ser un arreglo bidimensional de detectores fotosensibles tales como un dispositivo acoplado de carga (CCD) . El sistema óptico puede comprender un espectrógrafo que está configurado para eeparar la luz de cada fibra óptica de detección 116b en una pluralidad de longitudee de onda diferentee y enfocar lae diferentes longitudes de onda a través de una línea de pinceles sobre el CCD. Por lo tanto, cada línea de pinceles en el CCD puede corresponder a una sola fibra de detección. Las inteneidades de las diferentes longitudes de onda de la luz transportada por una sola fibra 116b de detección se puede determinar en base en las salidae de una línea de pincelee del CCD. Cuanto mayor eea la salida de un pincel particular, xx?ayo ¡será la intensidad en una longitud de onda particular. La modalidad preferida es capaz de obtener excelente flexibilidad. Debido a que la totalidad de las longitudes de onda de la luz siempre se detectan, el software del instrumento simplemente puede seleccionar los pinceles de interés para cada medición y por lo tanto determinar la intensidad en longitudes de onda particulares. Durante una primera medición, ee examinarán ciertoe pincelee representativos de las características fluorescentes. Durante una medición subsecuente se examinarán pinceles diferentes, representativos de las característicae de difueión. Además, el dispositivo puede ser reconfigurado esencialmente para tomar mediciones completamente diferentes eimplemente al cambiar el eoftware de control. Por lo tanto, se puede utilizar un solo dispositivo para una amplia variedad de clases diferentes de mediciones. En los métodos preferidoe de la invención, una de lae estructuras descritas antes se utilizaría para llevar a cabo una serie de ciclos de mediciones. Cuando se utiliza la modalidad que tiene un núcleo giratorio, el núcleo interior del dispositivo puede girar entre los ciclos de medición. Una vez que se han completado todas lae mediciones de un ciclo de medición, el núcleo interior girará y se llevarán a cabo mediciones adicionales de loe ciclos.

En el método preferido, sin embargo, las mediciones se llevan a cabo utilizando dos o más métodos espectroscópicos durante cada ciclo de medición. Por ejemplo, durante un solo ciclo de medición, el dispoeitivo puede llevar a cabo una medición de las características fluorescentes y una medición de las características de reflectancia. Sin embargo, también pueden ser apropiadas otras medicionee y combinacionee de métodoe espectroscópicos . Así, se pueden comparar las mediciones de fluorescencia y reflectancia y se pueden analizar para separar los efectos debidos a cambios bioquímicos y de tejido morfológico para proporcionar un diagnóstico más preciso de la condición del tejido. Como se ha discutido previamente, las mediciones se pueden llevar a cabo sobre suetancialmente toda el área superficial del tejido objeto, simultáneamente o en intervalos, se pueden analizar los resultados. Alternativamente, el tejido objeto se puede dividir en áreas de campo para crear un patrón de campo. El hecho de dividir el tejido objeto en áreas de campo permite el análisis de áreas particulares de tejido, por ejemplo áreas particulares del tejido en donde es probable que se produzcan cambios . Por ejemplo, el aparato de la figura 1 puede incluir además una unidad 560 de ajuste de área de campo y una unidad 570 de procesamiento de área de campo, como se muestra en la figura HA. La unidad 560 de ajuste de área de campo puede -j» *^«te¿te» tf=t-to * *.- <*<. .¡ifc. pBitiliifffra^ ,¡s afe*sgfc dividir el tejido objetivo en una pluralidad de áreas de campo 580, como se muestra en las figuras 11B-11D, para crear un patrón de campo 500. Las áreas de campo 580 pueden tener cualquier forma y tamaño deseado (véase, por ejemplo, las diferentes áreas de campo dimensionadas y conformadas que se muestran en las figuras 11B-11D) . Además, las divieionee se pueden basar en inspección visual del tejido objetivo, o el resultado de pruebas previas realizadas sobre el tejido objetivo, y se pueden programar previamente en el aparato, o se pueden introducir por el usuario. Las mediciones despuée pueden eer tomadas por el receptor 54 en cada una de la pluralidad de puntos 542 de análisis dentro del área de campo respectiva y la unidad 570 de procesamiento de área de campo después puede analizar las mediciones para cada una de las áreas 580 de campo respectivas. La unidad 570 de procesamiento de área de campo puede comparar además los resultados para cada área 580 de campo respectiva con los resultados para otras áreas 580 de campo. La figura 11B y 11C muestra 4 y 8 áreas de campo "en forma de rebanada de pastel", respectivamente. En cada caso, después de que se toman las mediciones por el detector 54 en cada una de la pluralidad de puntos 542 de análisis dentro de las áreas de campo respectivas y los resultados se analizan por la unidad 570 de procesamiento de área de campo para cada una de las áreas 580 de campo respectivas, la unidad 560 de ajuste -- .- X.-. -^., ;.^,.;,^ ^^Z-^.^-^^¿¿^-(fc^^IsgCg^^^ S * m^ ^? -m.^Í*ímí.. de área de campo restablecerá las áreas 580 de campo al hacer girar el área de campo a conjuntos diferentes de grupos de puntos de análisis (véase la flecha en la figura 11C) , o puede establecer áreas de campo que tengan un tamaño y forma diferentes, tales como las áreas de campo que se muestran en la figura 11D. Como se muestra en la figura 11D, estas áreas de campo no necesitan ser idénticas en tamaño o forma. Alternativamente, la unidad 560 de ajuste de área de campo y la unidad 570 de procesamiento de área de campo se pueden incorporar en el procesador 44 y las divisiones se pueden preprogramar en el procesador o en el software acompañante . La figura 12 muestra etapas de un método preferido de acuerdo con la invención. En una primera etapa S1000, se ilumina un tejido objetivo con radiación electromagnética en longitudes de onda predeterminadas, preferiblemente una longitud de onda para detectar características de fluorescencia y una longitud de onda para detectar características de reflectancia. En una segunda etapa S1010, el detector 56 preferiblemente utiliza una de las disposiciones de fibra óptica discutidas antes, detecta la radiación electromagnética regresada. En la etapa S1020, se calculan las intensidades de fluorescencia y reflectancia y en la etapa S1030, se comparan las intensidades de fluoreecencia y reflectancia y ee analizan utilizando un método preferido diecutido en lo eiguiente. En la etapa S1040, se determinan las características de tejido. La desconvolución o desacoplamiento se pueden llevar a cabo de diversas maneras como ee describe en lo siguiente. Cualquiera o la totalidad de los parámetros discriminantes se pueden combinar con el fin de proporcionar la diferenciación o discriminación total. 1. Utilizando una combinación lineal de intensidades medidae de fluorescencia y reflectancia como el parámetro discriminante.

P = a F?m + bR?x + cR?m Ecuación 1 En donde ?x es la longitud de onda de excitación de fluorescencia, ?m es la longitud de onda de emisión de fluorescencia, F es la intensidad de fluorescencia y R es la intensidad de reflectancia. Los factores a, b y c son factores de ponderación que se seleccionan empíricamente para proporcionar la mejor diferenciación. 2. Utilizando una combinación lineal para las relaciones de fluorescencia y reflectancia como el parámetro de diferenciación.

P = a F?m + bF?m Ecuación 2 R?m R?x 3. Utilizando una combinación lineal para lae relaciones de fluorescencia y reflectancia en longitudes de onda de emisión de fluorescencia múltiple como el parámetro de diferenciación.

P = a F?lm + bR?lm + cR?2m Ecuación 3 En donde ?lm y ?2m son dos longitudes de onda de emisión de fluorescencia diferentes, ?lx y ?2x son las longitudes de onda de excitación correspondientes, F es la inteneidad de fluoreecencia y R es la intensidad de reflectancia. Los factores a, b y c son factores de ponderación que se seleccionan empíricamente para proporcionar la mejor diferenciación. 4. Utilizando las mediciones de rendimiento de cuanto (también conocido como eficiencia de cuanto) como el parámetro de diferenciación. El rendimiento de cuanto define el rendimiento de fluorescencia real en términos del número de fotones de fluorescencia generados por el fluoróforo por fotón de luz absorbida.

P = F?m Ecuación 4 1 - bR?x S - ^7 - Las intensidades de fluorescencia y reflectancia se corrigen para luz de fondo y se normalizan con las intensidadee medidas de un objetivo de calibración. Los factores a y b son factores de ponderación que se seleccionan empíricamente para proporcionar la mejor discriminación. 5. La sangre tiene una absorbancia de banda amplia con tres picos visibles distintos alrededor de 410 nm, 545 nm y 575 nm. Por otra parte, los cambios de absorbancia de sangre de vascularización aumentada en tejido canceroso, y es un marcador importante de enfermedad. Por otra parte, los artefactos relacionados con la absorbancia de sangre se producen en los espectros medidos a partir de sangrado local e inflamación. El factor diferenciador espectral descrito antes por lo tanto se debe corregir para la absorbancia de la sangre. Esto se puede hacer ya sea al normalizar el factor diferenciador para la reflectancia de la sangre.

Po = £ Ecuación 5 R„ .

O al restar la reflectancia de la sangre Pcorr = P - d . R3angre Ecuación 6 En donde d es un factor de corrección empírico y Rsange es la reflectancia de la sangre a una longitud de onda seleccionada empíricamente. 6. Alternativamente, la intensidad establecida, F?m, R?m y R?x, en donde ? se selecciona para cada fluoróforo se modulan colectivamente contra los resultados de patología en un análisie de componente de principio o una regresión logística. Esto despuée puede formar la base de técnicas de reconocimiento de patrón, tales como, por ejemplo, árboles de clasificación y regresión (CART) , como se describe por L. Brieman, et al., en Classification and Regression Trees, Monterey CA: Wadsworth & Brooks/Cole, 1984, la cual se incorpora en la presente como referencia, redes normales e híbridos de las mismas . Las técnicas de acuerdo con la invención están diseñadae para diferenciar tejido normal de divereae etapas de tejido canceroso en base en únicamente en datos eepectroecópicos . Los factoree adicionales tales como por ejemplo edad del paciente, estado menopáusico, estado menstrual, antecedentes previos de enfermedad, se pueden agregar a la entrada espectroscópica para obtener una mejor diferenciación . En cada una de las modalidades descritas antes en las cuales se llevan a cabo una pluralidad de ciclos de medición sobre un tejido objetivo y un núcleo interior que tiene fibras ópticas dispuestas en un patrón predeterminado se hace girar entre los ciclos de medición para realizar una pluralidad de mediciones en un tejido objetivo, las modalidades alternativas pueden utilizar algún otro mecanismo de movimiento de más del giratorio. La invención abarca otros tipoe de movimiento o dispositivo de traslación que permiten que se tomen una pluralidad de mediciones sobre un tejido objetivo con un número limitado de detectores que están separados lo suficiente para evitar diafonía. Además, como se ha discutido previamente, las mediciones se pueden tomar sobre toda el área del tejido objetivo simultáneamente, o el tejido objetivo se puede dividir en áreas de campo y se pueden tomar medicionee en cada área de campo . Además, el aparato y los métodos y constituyen la invención hacen posible llevar a cabo mediciones in vivo de tejidos en el interior de los pasajes o lúmenes corporales. Un endoscopio que constituye la invención se puede insertar en un lumen corporal natural de un humano o animal para realizar una búsqueda para detectar la presencia de tejido canceroso o enfermo. Esto significa que no se requiere cirugía para localizar y examinar tejidos dentro del cuerpo del humano o animal bajo estudio. El uso junto de mediciones de fluorescencia y mediciones de reflectancia proporciona una determinación más aA- Ü-.* - JjjtéJ&¡St1*, ~ precisa de lae caracteríeticas de tejido objetivo en comparación con una sola de las mediciones . Las técnicas descritas antes se pueden utilizar para mapear las condiciones de un área de tejido objetivo. Por 5 ejemplo, se pueden utilizar las técnicas descritas antes para determinar una condición de un tejido objetivo adyacente a un extremo distal de un dispositivo de medición. El dispositivo de medición después se puede mover adyacente a una porción diferente del tejido objetivo y se pueden repetir las mediciones. Este proceso se puede repetir muchas veces para determinar las condiciones de porciones diferentes de un área de tejido objetivo. La condición determinada después se puede utilizar para crear un mapa del área de tejido objetivo la cual se puede imprimir o exhibir en un monitor. 15 Uno de los problemas más difíciles con el diagnóstico de diagnóstico in vivo y las mediciones de una enfermedad es la diversidad biológica de las propiedades de tejido normal entre diferentee pacientes o incluso dentro del mismo paciente. Además, esta diversidad es variable en el tiempo tanto a largo plazo como a un corto plazo. Las variaciones a largo plazo se pueden deber a la edad del paciente, ambiente hormonal, metabolismo, viscoeidad de la mucosa y diferencias en los sistemas circulatorio y nervioso. Las variaciones a croto plazo pueden ser de cambios en la perfusión sanguínea debido a los SilJ^Jt latidos cardíacos, movimiento físico, cambios de temperatura local, etcétera. Debido a la variabilidad de las características de tejido para determinar con precisión si un tejido objetivo está enfermo, uno necesita comparar mediciones del tejido objetivo con mediciones de tejidos normales a partir del mismo paciente. Las mediciones del tejido normal conocido deben realizarse concurrente o simultáneamente con las mediciones del tejido objetivo. Las mediciones de tejido normal después sirven como una línea de base para la normalidad, cuyas variaciones se pueden interpretar como enfermedad. Para llegar a una medición de línea de base se pueden utilizar diversae eetrategias. En primer lugar, se pueden utilizar las características visuales, tales como las pigmentaciones (nevi) en la piel o pólipos en el colon para identificar regiones potencialmente anormales. Los espectros normalizados o promediados de genes múltiples que rodean a estas regiones potencialmente anormales y visualmente distintas se pueden utilizar para establecer mediciones de línea de base. Las mediciones de línea de base después se pueden comparar con mediciones tomadas en regiones anormales y visualmente distintas . Las mediciones de regiones normales y anormales en base en las características visualee puede eer automatizada utilizando capacidades de formación de imágenes del dispositivo de medición mismo. En una estrategia alternativa, se pueden tomar mediciones en regiones separadas a lo largo de una porción de un lumen o tejido. La separación entre las regiones dependerá del tipo de tejido que esté siendo eometido a diagnóstico. Después se pueden calcular diferenciales entre mediciones individuales tomadas en regiones diferentes. Si las diferenciales son mayores de una cantidad preestablecida, el tejido entre las diferenciales excesivamente grandes se puede diagnosticar como enfermo. En otra estrategia alternativa, también se puede utilizar como un marcador de enfermedad un gradiente en la respuesta espectral conforme uno se mueve alejándose de un sitio visualmente sospechoso. Esto se automatiza fácilmente y se puede implementar de manera efectiva en cualquier modalidad de formación de imagen. Además, también se pueden utilizar algoritmos de reconocimiento de patrones (por ejemplo redes neurales) para analizar diferencias en las lecturas tomadas de diversos sitios en un mismo paciente o en lecturas múltiples de pacientes diferentes . Se han completado pruebae preliminaree utilizando el aparato deecrito antes y métodos para determinar la efectividad de la invención para determinar cambios de tejido en el cervix. Los resultados se establecen en lo siguiente. Las pruebas fe-te^ J-&£ comparan los resultados obtenidos por la invención con resultados citológicos, colopscópicos e histológicos. El estudio involucra a 27 voluntarios humanos,- sin embargo, los datos de un paciente no se pudieron recolectar debido a un error de equipo. Cinco de los pacientes se midieron utilizando una sonda de la primera generación que tiene una ventana transparente rígida en la interfase del dispoeitivo/cervix y un medidor monocromático capaz de producir excitación de radiación electromagnética a longitudes de onda de 290 y 460 nm. Sin embargo, el análisis de señal a ruido indica que la luz de dispereión y otroe problemae volvieron muchos de los datos inutilizables, especialmente a longitudes de onda superiores (460 nm) con respecto a las mediciones de fluorescencia y la totalidad de las longitudes de onda con respecto a las mediciones de reflectancia. para los pacientes restantes, se utiliza una sonda de la segunda generación que tiene una ventana flexible así como un nuevo medidor monocromático el cual permite que se utilice una longitud de onda electromagnética de excitación adicional de 350 nm. En la tabla 1 a continuación se comparan los resultados de citología, colopscopía e histología de los veintiún pacientes. Los resultados histopatológicos de los veintiún pacientes muestran que seis presentan displacía en grado moderado alto o euperior, incluyendo un cáncer. De loe 15° inferiores a los altos que se han probado, siete presentan displacía de grado bajo, tres presentan inflamación, dos aparecen normales en la colopscopía pero tienen antecedentes de enfermedad cervical y ee trataron con terapéutico tópico 90 días antes bajo un protocolo experimental separado, dos presentaron resultados de Pap anormales pero no fueron sometidos a biopsia debido a la coloscopía normal y uno presentó una prueba de Pap normal y los resultados de colopscopía, y por lo tanto no se sometió a biopsia.

TABLA 1 ¿~ ^«o,.. JíMÉL -+ Paciente incluido pero no medido. „-•z% ^^mmú¡¡í^^^¿^^^ ** No hubo lesión observada eir colposcopía, pero puede haber cambios dentro del cafeal . De los seis casos con grado alto de displasia/cáncer, la prueba, Pap realizó una mala clasificación de tres al considerarlos normales, reac1^gßs a ASCUS (sensibilidad = 50%) . De los diez casoe con grado inferior al elevado para los cuales estuvo disponible la prueba Pap y los resultados de biopsia, la prueba Pap clasificó a los diez como en grado inferior al alto (especificidad = 100%) . La colposcopía también clasificó a un solo tres de los seis casoe de grado alto/cáncer con precieión (50% de eensibilidad) pero clasificó correctamente ocho de diez lesiones de grado inferior al alto correctamente (especificidad = 80%) . Se examinaron intensidades en longitudes de onda específicae lae cualee correeponden a la presencia y actividad de biomoléculas conocidas en tejido cervical. Se tomaron mediciones de fluorescencia a longitudes de onda de aproximadamente 290 nm (triptofano) , 350 nm (NADH) y 460 nm (FAD) . Las mediciones de reflectancia se tomaron a longitudes de onda de aproximadamente 320 nm, 420 nm (hemoglobina) y en un intervalo de 540-580 nm (hemoglobina) . Esto hace referencia a las biomoléculas dominantes para estas longitudes de onda,- sin embargo, también se pueden excitar biomoléculas secundarias tales como, por ejemplo colágeno y elastina. Se encontró un pico de reflectancia aproximadamente a 320 nm el cual parece *b. , i^:%¿X£.^ ^»m<&:.. representar un punto en el espectro en donde las biomoléculae discutidas antee y otrae biomoléculas no absorben, por lo que produce un pico de reflectancia observada. Las mediciones se realizaron utilizando un sistema 5 de fibra óptica el cual adquiere datos de intensidad de fluorescencia y reflectancia como una serie de imágenes CCD. Con el fin de extraer datos con significado, los espectros de tejido experimentaron una serie de operaciones de corrección y calibración antes de las mediciones de tejido. Se realizaron calibración de longitud de onda lo que involucra asignación de una longitud de onda a cada punto de dato espectral. Se realizó una sustracción del fondo, lo que involucra la remoción de una señal "oscura" preeente en el CCD y cualquier eeñal de luz ambiente (por ejemplo de lae lucee del cuarto) adquirida durante lae mediciones de tejido. Se realizó una calibración de intensidad la cual involucra normalización de intensidades espectrales de tejido por las intensidades medidas de un estándar de fluorescencia/reflectancia. Se realizó una corrección de luz Stray la cual involucra corrección de espectro o de esencia de tejido para luz Stray monocromador de excitación. Además, se realizó una corrección de respuesta de sistema el cual involucra corregir para la respuesta espectral no uniforme del sistema de recolección (fibras ópticas, filtro, espectrógrafo, CCD) . 25 Con el fin de determinar la calidad de los datos, se examina la relación de señal a ruido (SNR) , diafonía y viabilidad. La relación señal a ruido es el ruido electrónico del CCD así como el "ruido" óptico y artefactos superpuestos a la señal de fluorescencia. Si la SNR es mayor que la necesaria, se puede reducir el tiempo de exposición. Si la SNR es demasiado baja, puede necesitar un incremento en el tiempo de exposición y se exploran otras opciones . La diafonía se presenta cuando la cantidad de luz recolectada por una fibra óptica de recolección es afectada por otras fibras de excitación circundantes. Este parámetro depende en gran medida de la suspensión entre las fibras y el tejido. La variabilidad involucra la cantidad de variabilidad interpaciente e intrapaciente en los espectros (por ejemplo intensidad o localización de los picos) medida a partir del epitelio en un estado dado (normal, dispásico, etcétera) el cual puede alterar la capacidad de diagnóstico de la diferenciación baeada en fluorescencia/reflectancia . Durante esta prueba, se realizan tres tipos generales de análisis de datos: media, desviación estándar y coeficiente de varianza. La media, la desviación estándar y el coeficiente de varianza de la intensidad en cada una de las longitudes de onda para todos los espectros de un paciente se calculan. El análisis se realiza utilizando mediciones tomadas en 252 puntos de datos distribuidos sobre toda la superficie del cervix. El cervix también se divide en cuadrantes y se realizan mediciones para cada cuadrante. Después se comparan los cuadrantes que contienen resultados de biopsia de tejido normal con los cuadrantes que contienen tejido que tiene resultado de biopsia anormales . La inspección de los espectros para cada paciente de los 252 puntos en el cervix pude ser el medio más directo para estimar el SNR. Para determinar la diafonía y variabilidad, un medio efectivo ee producir mapas de color falso del cervix basados en datos espectrales. Un parámetro clave de cada espectro (por ejemplo intensidad a una longitud de onda de señal, relación de inteneidad entre doe longitudes de onda) puede ser codificada por colores y mapeada a la posición en la cual se midió en el cervix. Los mapas de este tipo permiten que se condense un gran volumen de datos adquiridos de cada paciente a una forma más manejable para obtener una visión cualitativa en las relaciones espaciales en los datos. Las mediciones de intensidad de fluorescencia y reflectancia, en cada una de las longitudes de onda respectivas para la totalidad de los 252 puntos de datos en el cervix, después se analizan de varias formas diferentes. En primer lugar, se calculan la media, la desviación estándar y el coeficiente de varianza utilizando los resultados de medición de la totalidad de los 252 puntos de datos. Las gráficas que muestran estos valores calculados aparecen en las Figuras 13-26. Los puntos de datos se caracterizan como normales, con un grado bajo de dispasia/inflamación o con alto grado de displaeia, en baee en un examen histológico que se realiza subeecuente a las mediciones espectroecópicas . Despuée, el cervix ee divide en cuatro zonas, o áreas de campo y se calculan, la media, la desviación estándar y el coeficiente de varianza en una base zona por zona. Los resultados para cada zona después se comparan entre sí para intentar localizar zonas potencialmente normales en el cervix. Los valores calculados para cada zona se examinan después para determinar si se ha obtenido una relación de señal a ruido suficiente. Si la relación señal ruido de una zona particular es demasiado baja, se desechan los datos de esa zona. Además, como se mencionó antes, se realiza un examen histológico subeecuente en las muestras de tejido recolectadas de cada paciente. Si se toma una muestra de tejido y se analiza para una zona particular que tenga la relación señal a ruido necesaria, el resultado se gráfica en las Figuras 27-38. Sin embargo, si una muestra de tejido para una zona particular de un paciente no se obtiene y se analiza, no hay manera de caracterizar los puntos de datos, y los resultados no se grafican en las Figuras 27-38. Por lo tanto, los puntos de datos en las Figuras 27-38 únicamente representan cuadrantes que tienen una relación de señal a ruido suficientemente alta, y subsecuentemente se analizan histológicamente para determinar su condición real . Finalmente, los datos se analizan en una "base por rotación" . Como se describe en lo anterior, el dispositivo utilizado para recolectar los datos tiene cuarenta y dos (42) puntos de análisis de fibra óptica distribuidos sobre la cara que hace contacto con el cervix. Se lleva a cabo un primer ciclo de medición para recolectar los 42 resultadoe de medición. Deepués, las fibras ópticas se hacen girar 60° durante un segundo ciclo de medición, y se obtienen 42 mediciones adicionales en posiciones nuevas. Se repite este proceso de rotación y medición hasta que se han llevado a cabo mediciones en la totalidad de los 252 puntos a través del cervix. Las mediciones que se obtienen se analizan en una base por rotación. En otras palabras, se calcula la media, la desviación estándar y el coeficiente de varianza para las 42 mediciones tomadas durante el primer ciclo de medición, los valores nuevos se calculan utilizando las 42 mediciones tomadas durante cada ciclo de medición subsecuente. Nótese que los resultados de medición de cada ciclo se distribuyen de manera sustancialmente uniforme sobre la totalidad del cervix. Todos los valores calculados para cada ciclo de medición por rotación se muestran en las Figuras 39-50.

Lae Figuras 13 y 14 muestran gráficas de dos parámetros de las medias versus el coeficiente de varianza (CV) y la desviación estándar (SD) , respectivamente, para la totalidad de los veintiún casos. Los primeros cinco casos se estandarizan para tomar en consideración las diferencias en el tipo de intervalo entre estos y los demás diez y seis casos. En la Figura 13, los seie casos con alto grado/cáncer parecen estar agrupados en la esquina derecha superior de la gráfica (por encima de la línea diagonal y a la derecha de las tres lesiones de grado bajo por encima de la línea) . El análisis restante involucra a los diez y seie pacientes posterioree probados con la segunda sonda de generación y un nuevo medidor monocromático. Las Figuras 15-26 muestran los valoree calculados para toda la cervix. La tabla 2 abajo resume el grado de superposición entre los casos de alto grado y los casos de bajo grado/inflamación/normal para cada una de las tres mediciones de fluorescencia y reflectancia, que muestran el porcentaje de prediccionee negativae correctas en donde n = 12 utilizando el umbral por debajo de la medición del nivel más baja para los cuatro casoe de alto grado (ee decir, a 100% de eeneibilidad) . La tabla 2 incluye todoe los casoe de dieplaeia de grado eubalto, que incluyen dieplasia de bajo grado (n = 7) , inflamación (n = 3) , resultados Pap anormales, pero sin biopsia (n = 2), pacientes asintomáticos con antecedentes de enfermedades quienes experimentaron un tratamiento experimental (n = 2) , y personas normales (n = 1) . Como se puede ver en la tabla 2, las longitudes de onda de 290 nm para mediciones de fluorescencia y 320 nm para mediciones de reflectancia muestran la última cantidad de superposición entre los casos de alto grado y de sub alto grado.

TABLA 2 Lae Figuras 27-38 muestran las mediciones calculadas para cuadrantes que tienen una relación señal a ruido suficientemente alta y en donde se analizan subsecuentemente para determinar su condición. El objetivo del análisis por cuadrantes es indicar si la información espacial de bajo del nivel de cuadrante está disponible y para determinar si los cuadrantes normales pueden ser diferenciados de los cuadrantes anormales . Se pueden identificar de manera confiable un total de diez y nueve cuadrantes los cuales contienen un sitio de biopsia enfermo o normal. De estos, ninguno era un cuadrante normal, ocho contenían un bajo grado de enfermedad inflamatoria y dos contenían enfermedad en alto grado. El uso de una longitud de onda de 290 nm para mediciones de fluorescencia parece separar los datos en virtud dentro de las mediciones de cuadrante de variabilidad (SD y CV) . La fluorescencia media parece ser un elemento diferenciador a 350 y 420 nm. Parece que una lesión de alto grado, la cual se diagnostica por la prueba Pap como normal y por colposcopía con metaplasia, la cual puede ser diagnosticada por error como una enfermedad de alto grado en una biopsia. Por lo tanto, aunque se ha visto previamente que la totalidad de las mediciones del cervix fueron de poco valor diagnostico, cuando se toman debajo del nivel de cuadrante, es decir en un área de campo más pequeña, las mediciones se vuelven diagnósticamente más "significativas". aa-&.» . , "" " "**'* Las Figuras 39-50 muestran que por rotación de las mediciones calculadas. Este análisis se realiza con el fin de determinar si los datos de rotación individuales, a partir de un ciclo de medición único, proporcionan una clave respecto a si la totalidad de un subconjunto para las seie poeiciones de rotación son necesarias. En general, los datos de rotación únicos reflejan que el conjunto de datos integrado, con una superpoeición de más bitios. En base en los resultados, parece que los datos por rotación son similares a los datos del cervix completo. Esto sugiere que la resolución obtenida a partir de 42 puntos de análisie puede eer suficiente para predecir con precisión la condición del cervix. La Figura 51 muestra una gráfica de dos parámetros de la desviación estándar calculada de las mediciones de reflectancia utilizando una longitud de onda de 320 nm contra las medias calculadas de las mediciones de fluorescencia utilizando una longitud de onda de 460 nm. Como se puede ver, esta gráfica muestra una diferenciación entre las lesionee normales y de alto grado. Aunque es prematuro extraer conclueiones definitivas respecto a este conjunto pequeño de datos, los resultados son alentadores. Existen lesiones de alto grado mal clasificadae tanto por las pruebas Pap como por colposcopías cuales se pueden diferenciar por los métodos espectroscópicos de la invención. Además, los resultados de estos casos preliminares son consietentes con fenómenos biológicos conocidos y efectos de campo debido a carcinogénesis. Es de notar que las mediciones tanto de fluorescencia como de reflectancia proporcionan información discriminativa. Al haber observado las medias totales, la desviación estándar y los coeficientes de variación en longitudes de onda individuales, después se puede aprovechar la información espacial y espectral. Aquellos espectros medidos desde puntos en el tejido para los cuales está disponible histopatología (es decir, en o cerca del sitio de la biopsia) se pueden examinar específicamente por categoría, por ejemplo, normal versus anormal. Para utilizar adicionalmente la información espectral, el método preferido involucra tomar diversas relaciones de intensidad en las longitudes de onda clave discutidas antes. Sobrepasando este enfoque, se pueden utilizar técnicas de análisis estadístico avanzado (por ejemplo análisis de componente principal, Clasificación Bayesiana, Clasificación por Árboles, Redes Neurales Artificiales) para ayudar a identificar otras longitudes de onda lae cuales pueden ser efectivas para diferenciar y modelar un patrón de reconocimiento. Las modalidades anteriores son ejemplares y no ee deben considerar como limitantes de la invención. La presente enseñanza se puede aplicar fácilmente a otros tipos de aparatos. La descripción de la invención se pretende que sea ilustrativa y no que limite el alcance de las reivindicaciones. Será evidente para aquellos expertos en la técnica muchas alternativas como modificaciones y variaciones. ^Ü^^^^^Sá^ i^^^.i^S^^^^^^-mt^....

Claims (37)

REIVINDICACIONES

1. Un método para diagnosticar una condición de un tejido objetivo, caracterizado porque comprende las etapas de: a) irradiar un tejido objetivo con radiación electromagnética de excitación; b) detectar la radiación electromagnética regresada, la cual se regresa desde el tejido objetivo; c) determinar las características de la radiación electromagnética regresada utilizando por lo menos dos métodos espectroscópicos; d) combinar las características determinadas por al menos dos métodos espectroscópicos, por lo que se desacoplan cambios bioquímicos de cambios morfológicos en el tejido objetivo; y e) determinar una condición del tejido objetivo en las características determinadas combinadas.

2. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque por lo menos dos métodos espectroscópicos comprenden mediciones de fluorescencia y mediciones de dispersión o reflectancia.

3. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque se seleccionan por lo menos dos métodos espectroscópicos del grupo que consiste de mediciones de absorción, mediciones de difusión, mediciones de reflexión, mediciones anisotrópicas de polarización, mediciones de fluorescencia en estado estable y mediciones de fluorescencia separadas en tiempo.

4. El método de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado porque las mediciones de fluorescencia separadas de tiempo comprenden por lo menos una de las técnicas de modulación de fase, técnicas anisotrópicas de polarización y técnicas que monitorean directamente el perfil de decaimiento de emisiones fluorescentes.

5. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa b) comprende detectar simultáneamente radiación electromagnética emitida desde un tejido objetivo en respuesta a la radiación electromagnética de excitación y la radiación electromagnética de excitación que es difundida del tejido objetivo.

6. El método de conformidad con la reivindicación 5, caracterizada porque la etapa c) comprende realizar mediciones basadas en intensidad tanto en la radiación electromagnética emitida desde el tejido objetivo en respuesta a la radiación electromagnética de excitación y la radiación electromagnética de excitación que se difunde del tejido ob etivo.

7. El método de conformidad con la reivindicación 5 1, caracterizado porque la etapa b) comprende detectar radiación electromagnética emitida desde el tejido objetivo en respuesta a la radiación electromagnética de excitación y después detectar subsecuentemente radiación electromagnética de excitación que es difundida desde el tejido objetivo. 10

8. El método de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado porque el intervalo de tiempo de sincronización crítico, el cual se define como el período de tiempo entre la radicación electromagnética detectada emitida 15 desde el tejido objetivo en respuesta a la radiación electromagnética de excitación y subsecuentemente detección de la radiación electromagnética de excitación que es difundida desde el tejido objetivo, es no mayor de aproximadamente 0.25 segundos . 20

9. El método de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado porque la etapa c) comprende elaborar mediciones basadas en intensidad tanto de la radiación electromagnética emitida desde el tejido objetivo en respuesta 25 a la radiación electromagnética de excitación y la radiación ¿ y-rfZZ«sZi-.-- giitefia»,a. .^ sais *&m**& - electromagnética de excitación que es difundida desde el tejido objetivo.

10. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa b) comprende detectar radiación electromagnética que regresa de una pluralidad de puntos de interrogación distribuidos sobre el tejido objetivo.

11. El método de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque comprende además una etapa de dividir el tejido objetivo en un primer conjunto de áreas de campo, en donde la etapa c) comprende determinar las características de la radiación electromagnética regresada en cada uno del primer conjunto de áreas de campo utilizando por lo menos dos métodos espectroscópicos, la etapa d) comprende combinar las características determinadas por al menos dos métodos espectroscópicos para cada uno del primer conjunto de áreas de campo y la etapa e) comprende determinar una condición del tejido objetivo al comparar las características determinadas combinadas de cada uno del primer conjunto de áreas de campo.

12. El método de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque comprende además una etapa de identificar características visuales del tejido objetivo, en donde las áreas de campo se seleccionan en base en las características visuales identificadas del tejido objetivo.

13. El método de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque las áreas de campo se seleccionan en base en las características identificadas previamente del tejido objetivo.

14. El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque las características identificadas previamente del tejido objetivo comprenden características del tejido objetivo identificadas a través de pruebas previas del tejido objetivo utilizando por lo menos uno de citología, colposcopía e histopatología .

15. El método de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque comprende además, después de determinar una condición del tejido objetivo al comparar las características determinadas combinadas de cada uno del primer conjunto de áreas de campo, volver a dividir el tejido objetivo en un segundo conjunto de áreas de campo, diferente del primer conjunto de áreas de campo y las características de determinación de la radiación electromagnética regresada en cada uno del segundo conjunto de áreas de campo utilizando por lo menos dos métodos espectroscópicos, combinando las características determinadas por al menos los métodos espectroscópicos para cada uno del segundo conjunto de áreas de campo y determinar una condición del tejido objetivo al comparar las características determinadas combinadas de cada uno del segundo conjunto de áreas de campo.

16. El método de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque el método se realiza utilizando un aparato que comprende una fuente de irradiación, un detector y un procesador, en donde la etapa de detección de radiación electromagnética se realiza de una pluralidad de puntos de análisis comprende las etapas de: detectar la radiación electromagnética que regresa del tejido objetivo desde un primer subconjunto de la pluralidad de puntos de interrogación; mover por lo menos uno del aparato y el tejido; detectar radiación electromagnética que regresa del tejido objetivo a partir de un segundo subconjunto de la pluralidad de puntos de interrogación; nuevamente mover por lo menos uno del aparato y el tejido; y continuar este proceso hasta que se ha realizado la detección en la totalidad de la pluralidad de los puntos de análisis .

17. El método de conformidad con la reivindicación -j*»6a¡¡Uaa»aj ' dat P mMr*..'-* Ot?¡ 1, caracterizado porque comprende además una etapa de generar un mapa de condiciones de porciones diferentes del tejido en base en las características determinadas combinadas. 5

18. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además una etapa de transportar un proceso de reconocimiento de patrón para determinar si existe un patrón de condiciones dentro del tejido objetivo. 10

19. Un sistema para determinar una condición de un tejido objetivo en un humano o animal, caracterizado porque comprende : una fuente de radiación electromagnética para 15 proporcionar radiación electromagnética de excitación; un dispositivo que acopla la radiación electromagnética de excitación a un tejido objetivo; un dispositivo que detecta la radiación electromagnética que regresa desde el tejido objetivo; 20 un procesador configurado para determinar las características de la radiación electromagnética regresada utilizando por lo menos dos métodos espectroscópicos, en donde el procesador combina las características determinadas por cada una de por lo menos dos métodos espectroscópicos con el 25 fin de desacoplar cambios bioquímicos de cambios morfológicos ,lx? aS-ft^tg-i. en el tejido objetivo y determina una condición del tejido objetivo en base en las características determinadas combinadas .

20. El sistema de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado porque por lo menos dos métodos espectroscópicos comprenden métodos de medición de fluorescencia y difusión de métodos de medición de reflectancia .

21. El sistema de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado porque se seleccionan por lo menos dos métodos espectroscópicos del grupo que consiste de mediciones de absorción, mediciones de difusión, mediciones de reflectancia, mediciones de anisotropía de polarización, mediciones de fluorescencia en estado estable y mediciones de fluorescencia separadas en tiempo.

22. El sistema de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado porque el dispositivo que detecta la radiación electromagnética que regresa se configura para detectar simultáneamente la radiación fluorescente emitida por fluoroforos endógenos en respuesta a la radiación de excitación y a la radiación electromagnética de excitación que se difunde del tejido objetivo.

23. El sistema de conformidad con la reivindicación 22, caracterizado porque el procesador realiza mediciones basadas en intensidad tanto en la radiación fluorescente emitida por fluoroforos endógenos en respuesta a la radiación 5 de excitación y la radiación electromagnética de excitación que se difunde desde el tejido objetivo.

24. El sistema de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado porque el dispositivo que detecta radiación 10 electromagnética se configura para detectar primero radiación fluorescente emitida por fluoroforos en respuesta a la radiación de excitación y después detectar subsecuentemente la radiación electromagnética de excitación que se difunde de un tejido objetivo. 15 25. El sistema de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado porque el intervalo de sincronización crítico, el cual se define como el período de tiempo entre la detección de la radiación electromagnética emitida desde el 20 tejido objetivo en respuesta a la radiación electromagnética de excitación y subsecuentemente detectar la radiación electromagnética de excitación que se difunde desde el tejido objetivo, es no mayor de aproximadamente 0.25 segundos.

25

26. El sistema de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado porque el procesador realiza mediciones basadas en intensidad tanto de la radiación fluorescente emitida por fluoroferos endógenos en respuesta a la radiación de excitación así como la radiación electromagnética de 5 excitación que es difundida desde el tejido objetivo.

27. El sistema de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado porque el dispositivo que detecta la radiación electromagnética está configurado para detectar 0 radiación electromagnética que se regresa de una pluralidad de puntos de interrogación distribuidos sobre el tejido objetivo.

28. El sistema de conformidad con la reivindicación 27, caracterizado porque el procesador divide el tejido 5 objetivo en un primer conjunto de áreas de campo, determina las características de la radiación electromagnética regresada en cada uno del primer conjunto de áreas de campo utilizando por lo menos dos métodos espectroscópicos, combina las características determinadas por cada uno de por lo menos dos 0 métodos espectroscópicos para cada uno del primer conjunto de áreas de campo, y determina una condición del tejido objetivo en cada uno del primer conjunto de áreas de campo en base en las características determinadas combinadas de las áreas de campo respectivas. 5

29. El sistema de conformidad con la reivindicación 28, caracterizado porque el tejido objetivo se divide en áreas de campo de acuerdo con características identificadas previamente del tejido objetivo.

30. El sistema de conformidad con la reivindicación 29, caracterizado porque las características identificadas previamente del tejido objetivo son características identificadas visualmente del tejido objetivo.

31. El sistema de conformidad con la reivindicación 29, caracterizado porque las características identificadas previamente del tejido objetivo son características del tejido objetivo identificado a través de las pruebas previas del tejido objetivo utilizando por lo menos uno de citología, colposcopía e histopatología.

32. El sistema de conformidad con la reivindicación 28, caracterizado porque el procesador se configura adicionalmente para que, después de que el procesador determina una condición del tejido objetivo en cada uno del primer conjunto de áreas de campo en base en las características determinadas combinadas de las áreas de campo respectivas, dividir el tejido objetivo en un segundo conjunto de áreas de campo, diferente del primer conjunto de áreas de campo; determinar características de la radiación electromagnética regresada en cada uno del segundo conjunto de áreas de campo utilizando por lo menos dos métodos espectroscópicos, combinar las características determinadas por cada uno de por lo menos dos métodos espectroscópicos para 5 cada uno del segundo conjunto de áreas de campo y determinar una condición del tejido objetivo en cada uno del segundo conjunto de áreas de campo en base en las características determinadas combinadas de las áreas de campo respectivas. 10

33. El sistema de conformidad con la reivindicación 27, caracterizado porque el dispositivo que detecta radiación electromagnética es movible a una pluralidad de posiciones predeterminadas y se configura para detectar radiación electromagnética que regresa desde un subconjunto de la 15 pluralidad de puntos de interrogación en cada posición predeterminada .

34. El sistema de conformidad con la reivindicación 19, en donde el procesador también se configura para llevar a 20 cabo un proceso de reconocimiento de patrón para determinar si existe un patrón de condiciones dentro de un tejido objetivo.

35. El sistema de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado porque el procesador también se configura 25 para crear un mapa de condiciones determinadas de porciones j&á&Mia&aJii diferentes de un tejido objetivo.

36. Un método para diagnosticar tejido enfermo en un humano o animal, caracterizado porque comprende: irradiar el tejido objetivo con radiación electromagnética de excitación; detectar la radiación electromagnética que regresa, la cual regresa del tejido objetivo; determinar las características de la radiación electromagnética que regresa utilizando por lo menos dos métodos espectroscópicos, por lo que se desacoplan los cambios bioquímicos de los cambios morfológicos en el tejido objetivo que se producen debido a la enfermedad; y determinar una condición del tejido objetivo en base en las características determinadas.

37. Un sistema para determinar una condición del tejido objetivo en un humano o animal, caracterizado porque comprende : una fuente de radiación electromagnética para proporcionar radiación electromagnética de excitación; un dispositivo que acopla la radiación electromagnética de excitación a un tejido objetivo; un dispositivo que detecta la radiación electromagnética que regresa del tejido objetivo; y un procesador configurado para determinar las características de la radiación electromagnética que regresa ^ ^^^« ^At-^fefal».-«tStágÍtte^ <¿-<»-¿» .'-.- utilizando por lo menos dos métodos espectroscópicos, por lo que se desacoplan los cambios bioquímicos de los cambios morfológicos en el tejido objetivo que se producen debido a la enfermedad y determina una condición del tejido objetivo en base en las características determinadas. RESUDEN«. DE LA INVENCIÓN Se describe un aparato y método de acuerdo con la invención para combinar una o mas modalidades ópticas (método espectroecópico) , que incluyen, pero que no se limitan a fluorescencia, absorción, reflectancia, anisotropía de polarización y modulación de fase, para desacoplar cambios morfológicos y bioquímicos asociados con cambios de tejido debido a enfermedad, y por lo tanto proporcionar un diagnóstica preciso de la condición del tejido.