RU2288636C2 - Способ и системы для определения параметров и картографирования поражений ткани - Google Patents

Способ и системы для определения параметров и картографирования поражений ткани Download PDF

Info

Publication number
RU2288636C2
RU2288636C2 RU2002128728/14A RU2002128728A RU2288636C2 RU 2288636 C2 RU2288636 C2 RU 2288636C2 RU 2002128728/14 A RU2002128728/14 A RU 2002128728/14A RU 2002128728 A RU2002128728 A RU 2002128728A RU 2288636 C2 RU2288636 C2 RU 2288636C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
tissue
optical
light
images
agent
Prior art date
Application number
RU2002128728/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2002128728A (ru
Inventor
Константинос БАЛАС (GR)
Константинос БАЛАС
Деметриос ПЕЛЕКОУДАС (GR)
Деметриос ПЕЛЕКОУДАС
Original Assignee
Форт Фотоникс Лимитед
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Форт Фотоникс Лимитед filed Critical Форт Фотоникс Лимитед
Publication of RU2002128728A publication Critical patent/RU2002128728A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2288636C2 publication Critical patent/RU2288636C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/303—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor for the vagina, i.e. vaginoscopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00163—Optical arrangements
    • A61B1/00186—Optical arrangements with imaging filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0646—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements with illumination filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0075—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by spectroscopy, i.e. measuring spectra, e.g. Raman spectroscopy, infrared absorption spectroscopy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0084—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for introduction into the body, e.g. by catheters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N21/6486—Measuring fluorescence of biological material, e.g. DNA, RNA, cells
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/043—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances for fluorescence imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0071—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by measuring fluorescence emission
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0088—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for oral or dental tissue
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N2021/6417—Spectrofluorimetric devices
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G01N2021/6417—Spectrofluorimetric devices
    • G01N2021/6423—Spectral mapping, video display
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/21—Polarisation-affecting properties

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Gynecology & Obstetrics (AREA)
  • Reproductive Health (AREA)
  • Investigating, Analyzing Materials By Fluorescence Or Luminescence (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Microscoopes, Condenser (AREA)
  • Steering-Linkage Mechanisms And Four-Wheel Steering (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By The Use Of Chemical Reactions (AREA)
  • Dot-Matrix Printers And Others (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Credit Cards Or The Like (AREA)
  • Endoscopes (AREA)

Abstract

Изобретение относится к медицине, а именно к средствам для неинвазивного раннего обнаружения in vivo изменений, происходящих в биохимических и/или функциональных характеристиках эпителиальных тканей, по мере развития атипии, дисплазии, неоплазии и рака, а также для картографирования степени этих изменений. Способ основан на одновременном измерении пространственных, временных и спектральных изменений в характеристиках переизлученного исследуемой тканью света, которые происходят в результате совместного возбуждения ткани светом и специальными химическими агентами. Топическое или систематическое применение таких агентов приводит к недолговечному усилению контраста между нормальной и анормальной тканевыми зонами. Системы для определения параметров и картографирования поражений ткани обеспечивают фиксацию последовательных во времени изображений как в одном спектральном диапазоне, так и одновременно в нескольких спектральных диапазонах. Одна из систем содержит оптическую головку, оптическую систему для фокусировки переизлучаемого тканью света, детекторы изображения, аппликатор для нанесения агента распознавания патологии на образец ткани, источник света для освещения объекта и оптические фильтры. Вторая система дополнительно включает зонд, выполненный с возможностью крепления и устранения движения между тканью и оптической головкой. Использование изобретения позволяет повысить точность диагностирования предраковых состояний на ранней стадии развития. 3 н. и 45 з.п. ф-лы, 7 ил.

Description

Родственные заявки
В данной заявке испрашивается приоритет по заявке №20000100102, поданной в патентное ведомство Греции 28 марта 2000 года, и по заявке №09/739089, поданной в патентное ведомство США 15 декабря 2000 года.
Область применения изобретения
Данное изобретение относится к способу неинвазивного in vivo обнаружения и картографирования биохимических и/или функциональных патологических изменений в тканях человека, а также к предназначенному для этого устройству.
Предпосылки изобретения
Предвестники рака, так называемые предраковые состояния, зачастую поддаются лечению на ранней стадии обнаружения. Не подвергавшееся лечению предраковое состояние может развиваться и переходить в инвазивный рак, который впоследствии может дать метастазы. На этой стадии возможности успешной терапии значительно сокращаются. Следовательно, раннее обнаружение и объективная идентификация степени серьезности предракового состояния имеют важнейшее значение.
Возможности традиционных методов по обнаружению раковых и предраковых повреждений ткани, основанных на применении оптических инструментов, сильно ограничены. Это объясняется тем, что структурные и метаболические преобразования, происходящие с развитием заболевания, не вызывают существенного и какого-либо особого изменения спектральных характеристик патологической ткани.
Для получения более точного диагноза из подозрительных зон берут пробы на биопсию, которые подвергают гистологическому анализу. Однако проведение биопсии связано с некоторыми проблемами, такими как: а) возможность возникновения ошибок из-за взятия пробы, обусловленных визуальными ограничениями при обнаружении и локализации подозрительных зон; b) биопсия может влиять на естественное развитие внутриэпителиального изменения; с) картографирование и мониторинг патологических изменений требуют взятия многочисленных проб, что сопряжено с различными опасностями и ограничениями, и d) диагностическая процедура, выполняемая с пробами на биопсию и гистологической оценкой, является субъективной, дорогостоящей и трудоемкой, она должна быть качественной и требует значительных временных затрат.
Для преодоления недостатков традиционных процедур диагностики в последние годы было разработано несколько других способов и систем. Эти способы можно разделить на две категории - а) способы, основанные на спектральном анализе тканей in vivo, чтобы попытаться улучшить диагностическую информацию, и b) способы, основанные на химическом возбуждении тканей посредством специальных агентов, которые могут взаимодействовать с патологической тканью и избирательно изменять ее оптические характеристики, усиливая таким образом контраст между пораженной тканью и здоровой.
В первом случае экспериментальное применение спектроскопических способов обусловлено их способностью обнаруживать изменения в биохимических и/или структурных характеристиках ткани по мере развития болезни. В частности, для разных типов тканей широко применяется флуоресцентная спектроскопия. Сначала ткань возбуждают с помощью источника света (обычно лазера) с малой длиной волны (синий - ультрафиолетовый диапазон). Затем измеряют интенсивность излучаемого тканью флуоресцентного света, представленную в виде функции от длины волны света.
Garfield и Glassman в патенте США №5450857 и Ramanajum и др. в патенте США №5421339 предложили способ, основанный на использовании флуоресцентной спектроскопии и предназначенный для диагностики раковых и предраковых поражений шейки матки. Главный недостаток флуоресцентной спектроскопии заключается в том, что происходящие биохимические преобразования, связанные с развитием болезни, не обнаруживаются непосредственно в виде изменений измеряемых флуоресцентных спектров. Флуоресцентные спектры несут ограниченную диагностическую информацию, и это объясняется двумя основными причинами: а) Ткани содержат нефлуоресцентные хромофоры, например гемоглобин. Поглощение такими хромофорами света, излучаемого от флуорофоров, может привести к образованию искусственных провалов и пиков в флуоресцентных спектрах. Другими словами, спектры несут сложную информацию от нескольких составляющих, и поэтому сложно оценить изменения важных для диагностики показателей ткани; b) Спектры являются широкими, поскольку многочисленные составляющие ткани оптически возбуждены и вносят свой вклад в измеряемый оптический сигнал. В результате, спектры не несут конкретной информации о патологических преобразованиях, а следовательно, имеют ограниченную диагностическую ценность. Короче говоря, недостатками вышеуказанного флуоресцентного метода являются низкие чувствительность и специфичность при обнаружении и классифицировании поражений ткани.
С целью повышения чувствительности и специфичности этого способа, Ramanajum и др. в документе WO 98/24369 предложили способ, основанный на использовании нейронных сетей для анализа спектральных данных. В основе данного способа лежит подготовка компьютерной системы с большим количеством спектральных образцов, взятых от нормальных и патологических тканей. Измеряемый спектр каждый раз сравнивают с хранящимися спектральными данными, что облегчает идентификацию патологии ткани.
R.R.Kortun и др. в патенте США №5697373, направленном на повышение качества получаемой диагностирующей информации, предложил способ, основанный на сочетании флуоресцентной спектроскопии и комбинационного рассеивания. Последнее может обеспечивать получение большей аналитической информации, однако комбинационное рассеивание требует сложного оборудования и идеальных экспериментальных условий, что существенно препятствует его клиническому применению.
Известно, что ткани характеризуются отсутствием пространственной гомогенности. Следовательно, спектральный анализ распределенных пространственных точек является недостаточным для определения их состояния.
Dombrowski в патенте США №5424543 описывает многоволновую систему визуализации, способную фиксировать изображения ткани в различных спектральных диапазонах. С помощью такой системы в общем возможно картографировать важные для диагностики показатели, основанные на их особенных спектральных характеристиках. Однако вследствие незначительной разницы в спектрах нормальной и патологической тканей, которая, как правило, имеет место, исследование в узких спектральных диапазонах не позволяет выдвинуть на первый план эти характеристики, и более того, даже не обеспечивает идентификацию патологической зоны и определение ее стадии.
D.R.Sandison и др. в патенте США №5920399 описывают систему визуализации, разработанную для исследований клеток in vivo и сочетающую многополосную визуализацию и возбуждение ткани светом. Эта система также использует двойной волоконно-оптический пучок для передачи света от источника к ткани, а затем от ткани к оптическому детектору. Такие пучки размещают в контакте с тканью, и, пытаясь усилить разницу в спектральных характеристиках нормальной и патологической тканей, сочетают различные длины волн для возбуждения и формирования изображения.
В патенте США №5921926 J.R.Delfyett и др. предлагают способ диагностирования заболеваний шейки, основанный на сочетании спектральной интерферометрии и оптической когерентной томографии (ОКТ). Такая система объединяет трехмерную визуализацию и спектральный анализ ткани.
Далее, было представлено несколько усовершенствованных вариантов кольпоскопов (D.R.Craine и др., патент США №5791346 и K.L.Blaiz, патент США №5989184), большинство из которых имеют встроенную электронную систему визуализации, предназначенную для фиксации изображения и для анализа изображения ткани, включая количественную оценку размеров поражения. Для усиления оптической дифференциации между нормальной и патологической тканями в разных областях биомедицинской диагностики используют специальные агенты для местного или систематичного введения. Такие агенты включают раствор уксусной кислоты, толуидиновый синий и различные фотосенсибилизаторы (порфирины) (S.Anderson Engles, С.Klinteberg, К.Svanberg, S.Svanberg, In vivo fluorescence imaging for tissue diagnostics, Phys Med. Biol. 42 (1997) 815-24). Избирательное окрашивание патологических тканей происходит из-за свойства этих агентов взаимодействовать с изменившимися метаболическими и структурными характеристиками патологической зоны. Это взаимодействие постепенно и обратимым образом усиливает разницу в спектральных характеристиках отражения и/или флуоресценции нормальной и патологической тканей. Несмотря на то, что избирательное окрашивание патологической ткани представляет собой динамическое явление, в клинической практике интенсивность и пределы окрашивания подвергают качественной и статической оценке. Кроме того, в некоторых случаях ранних состояний патологии явление временного окрашивания после ведения агента является непродолжительным, и поэтому исследователь не может обнаружить изменения и даже оценить их интенсивность и пределы. В других случаях процесс окрашивания ткани протекает очень медленно, что вызывает неудобства для пациента и создает для исследователя проблемы при оценке интенсивности и пределов изменений по причине их постоянного изменения. Непосредственным следствием вышеуказанного обстоятельства является снижение диагностической ценности этих процедур диагностики. Таким образом, их полезность ограничена лишь упрощением локализации подозрительных зон при получении проб на биопсию.
Подытоживая вышесказанное, можно сделать следующие выводы:
а) Для обнаружения изменений структурных характеристик патологической ткани in vivo предложены и экспериментально используются различные традиционные спектроскопические методы (флуоресцентные, упругого/неупругого рассеивания и др.), основанные на рассеивании света. Основной недостаток этих методов заключается в том, что они обеспечивают точечную информацию, которая является недостаточной для анализа пространственно негомогенных тканей. Потенциальными возможностями по решению этой проблемы обладает многополосная визуализация, которая обеспечивает спектральную информацию (как правило, с меньшей разрешающей способностью) в любой пространственной точке исследуемой зоны. Тем не менее, информация, обеспечиваемая этими методами, как формирующими изображение, так и не формирующими его, имеет ограниченную диагностическую ценность, поскольку структурные изменения ткани, сопровождающие развитие болезни, не находят отражения в виде значительных и характерных изменений измеряемых спектров. Следовательно, собранную спектральную информацию нельзя напрямую соотносить с патологией ткани, и данное обстоятельство ограничивает клиническую пригодность этих методов.
b) Традиционные (не спектральные) методы визуализации обеспечивают возможность двух- или трехмерного картографирования важных диагностических характеристик. Их обычно применяют для измерения морфологических характеристик и в качестве клинических средств документирования.
c) Диагностические способы, основанные на избирательном окрашивании патологической ткани специальными агентами, позволяют усилить оптический контраст между нормальной и патологической тканями. Однако они предоставляют ограниченную информацию для идентификации заболевания in vivo и определения его стадии.
Избирательное взаимодействие патологической ткани с агентами, усиливающими ее оптический контраст относительно здоровой ткани, представляет собой динамическое явление. Поэтому резонно предположить, что измерение и анализ кинетических свойств могли бы обеспечить важную информацию для обнаружения in vivo, идентификации и определения стадии тканевых поражений. В предыдущей публикации, соавтором которой является один из изобретателей (С.Balas, A.Dimoka, E.Orfanoudaki, E.Koumandakis, "In vivo assessment of acetic acid-cervical tissue interaction using quantitative imaging of back-scattered light: Its potential use for the in vivo cervical cancer detection grading and mapping", SPIE-Optical Biopsies and Microscopic Techniques, том 3568, стр.31-37, (1998)), измерения изменений характеристик отраженного света представлены как функция длины волны и времени. Эти изменения происходят в шейке под действием местного введения раствора уксусной кислоты. В этом конкретном случае для измерения изменений интенсивности отраженного света как функции времени и длины волны в выбранных пространственных точках использовалась универсальная многоспектральная система визуализации, построенная на перестраиваемом жидкокристаллическом монохроматоре. Было обнаружено, что формы графиков зависимости интенсивности отраженного света от времени дают дополнительную информацию для непосредственной идентификации и определения стадии неоплазии ткани. Неопубликованные результаты, полученные этой научно-исследовательской группой, показывают, что подобные результаты можно получить и с другими агентами, обладающими свойством усиления оптического контраста между нормальной и патологической тканями. Тем не менее, экспериментальный способ, примененный в опубликованной работе, характеризуется несколькими недостатками, например: формирующему изображение монохроматору требуется время для изменения длины волны, следовательно, он не подходит для многоспектральной визуализации и анализа динамических явлений. Его нельзя использовать в качестве способа картографирования степени повреждения ткани, поскольку предложенные графики отражают временное изменение интенсивности отраженного света в выбранных точках. Отсутствие моделирования данных и параметрического анализа кинетических данных в каждой пространственной точке исследуемой зоны ограничивают пригодность этого способа в экспериментальных исследованиях и затрудняют его клиническое применение. Оптические приборы, используемые для визуализации интересующей зоны, являются приборами общего назначения и не отвечают специализированным техническим требованиям, предъявляемым к клиническому применению данного способа. Клиническому применению предложенной системы также препятствует то, что она не имеет соответствующих средств, которые во время процедуры фиксации изображения обеспечивают стабильное положение блока записи изображения относительно поверхности ткани. Указанное обстоятельство является очень важным, поскольку в течение процедуры обследования всегда наблюдаются небольшие движения пациента (т.е. дыхание). Если во время записи изображения после применения агента происходят микродвижения, то пространственные элементы фиксируемого изображения могут быть нечеткими. Это может значительно снизить точность расчета кривых в любой пространственной точке, отражающих кинетику связки маркер-ткань.
Сущность изобретения
В данном изобретении представлен способ мониторинга воздействий различающего патологии агента на образец ткани. Способ включает нанесение различающего патологии агента (например, уксусной кислоты) на пробу ткани и измерение во времени спектрального свойства этой пробы ткани (например, спектра испускания), вследствие чего осуществляется мониторинг воздействий различающего патологии агента на пробу ткани. Пробой ткани может быть проба, взятая из шейки матки, влагалища, кожи, матки, желудочно-кишечного тракта или из дыхательного тракта. Не стремясь ограничиться теорией, считают, что различающий патологии агент вызывает кратковременные изменения светорассеивающих свойств ткани (например, эпителия с отклонениями от нормы).
Согласно другому аспекту данное изобретение характеризует способ диагностирования in vivo отклонения ткани от нормы, например атипии, дисплазии, неоплазии (такой как пришеечная внутриэпителиальная неоплазия, CIN-I, CIN-II, CIN-III), кондилом или рака. Способ включает нанесение на ткань различающего патологии агента, например раствора уксусной кислоты или комбинации растворов, выбранных из множества кислых и щелочных растворов. Способ также включает облучение исследуемой ткани оптическим излучением и мониторинг во времени интенсивности света, излучаемого тканью, в результате чего и происходит диагностика отклонения исследуемой ткани от нормы. Оптическое излучение может быть широкополосным излучением, а в предпочтительном случае поляризованным оптическим излучением.
Предложенные неинвазивные способы пригодны для раннего обнаружения in vivo тканевых анормальностей/изменений. Способы также пригодны для картографирования степени анормальности/изменения эпителиальных тканей при развитии атипии тканей, дисплазий, неоплазий и раковых заболеваний.
В одном из вариантов осуществления изобретения представляющую интерес зону ткани освещают широкополосным оптическим излучением и вводят в контакт с различающим патологии агентом, например с одним агентом или с комбинацией агентов, которые взаимодействуют с зонами патологической ткани, характеризующейся измененной биохимической структурой и/или функциональностью клеток, и вызывают кратковременное изменение характеристик переизлученного от ткани света. Переизлученный тканью свет может представлять собой отражение, диффузное рассеяние, флуоресценцию или их комбинации и субкомбинации. Интенсивность излучаемого тканью света можно измерять (например, одновременно) в каждой пространственной точке представляющей интерес зоны ткани в отдельно взятый момент времени или на протяжении времени (например, за время взаимодействия агента с тканью). На основе количественной оценки пространственного распределения изменений в характеристиках света, переизлученного от ткани в определенные моменты времени перед оптическим и химическим возбуждением ткани и после него, может быть поставлен диагноз. Диагноз может быть также поставлен на основе пространственного распределения параметров, которые рассчитаны по кривым кинетики, полученным от переизлученного тканью света. Измерения этих кривых осуществляют одновременно в каждой пространственной точке исследуемой зоны во время оптического и химического возбуждения ткани.
В одном варианте осуществления изобретения этап освещения ткани включает в себя облучение исследуемой зоны ткани оптическим излучением с более узким спектральным диапазоном, чем спектральный диапазон света, излучаемого источником освещения. В другом варианте этап измерения интенсивности света включает в себя измерение интенсивности переизлученного света в спектральном диапазоне, ширина которого уже ширины спектрального диапазона чувствительности детектора. Еще в одном варианте этап измерения интенсивности света включает в себя одновременное измерение интенсивности переизлученного света во множестве спектральных диапазонов, ширина которых меньше ширины спектрального диапазона чувствительности детектора.
Согласно еще одному аспекту данное изобретение раскрывает устройство, предназначенное для неинвазивного раннего обнаружения in vivo тканевых анормальностей/изменений и для картографирования степени этих тканевых анормальностей/изменений в биохимических и/или функциональных характеристиках эпителиальных тканей при развитии атипий тканей, дисплазий, неоплазий и рака. Устройство содержит оптическую систему для улавливания света, переизлученного исследуемой зоной, избирательного увеличения и фокусирования изображения этой зоны. Устройство также может содержать детектор оптического изображения (детекторы оптических изображений), средства для модуляции, передачи, картографирования и фиксации изображения интересующей зоны ткани. Кроме того, устройство может содержать компьютер, имеющий средства хранения данных, средства для обработки и анализа, монитор для воспроизведения изображений, кривых и числовых данных; оптическую систему для оптического мультиплицирования изображения интересующей зоны ткани и источник света для освещения интересующей зоны. Также устройство может содержать оптические фильтры для выделения спектрального диапазона визуализации и освещения, средства распространения света и освещения интересующей зоны, электронную аппаратуру управления, а также при необходимости программное обеспечение для обработки и анализа данных. Программное обеспечение может помочь фиксировать изображение ткани и сохранять его как в конкретные моменты времени, так и для множества моментов времени, до и после применения различающего патологии агента.
Используя упомянутое выше устройство, можно создавать одно изображение или последовательность изображений, которые отражают пространственное распределение показателей кинетики изменений, вызванных в оптических характеристиках ткани, до и после применения агента. Величины пикселей изображения соответствуют пространственному распределению изменений интенсивности света, излученного тканью, в определенные моменты времени до и после оптического и химического возбуждения ткани. Пространственному распределению параметров можно поставить в соответствие величины яркости пикселя, выраженные в виде функции времени. Упомянутую функцию можно вычислять по измеренным и сохраненным изображениям и для каждого ряда пикселей с одинаковыми пространственными координатами.
В одном варианте осуществления изобретения на этапе оптической фильтрации детектор изображения содержит оптический фильтр, который расположен на оптическом пути лучей, формирующих изображение ткани, для записи последовательных во времени образов в выбранном спектральном диапазоне, ширина которого меньше ширины спектрального диапазона чувствительности детектора.
Еще в одном варианте выполнения изобретения оптическая система мультиплицирования изображения содержит оптику для разделения светового пучка, создающую два одинаковых изображения интересующей зоны. Эти изображения регистрируются двумя детекторами изображения, перед которыми расположены оптические фильтры. Фильтры выполнены с возможностью пропускать свет, ширина спектра которого уже ширины спектра чувствительности детектора, вследствие чего две группы последовательных во времени изображений одной и той же зоны ткани записываются одновременно, при этом каждый из них соответствует отдельному спектральному диапазону.
В другом варианте выполнения изобретения оптическая система мультиплицирования изображения содержит более одного разделителя пучка для создания множества одинаковых изображений интересующей зоны. Изображения регистрируются множеством детекторов изображений, перед которыми расположены оптические фильтры. Эти фильтры имеют различные характеристики пропускания и могут пропускать свет, ширина спектра которого уже ширины спектра чувствительности детектора. Таким образом, одновременно записываются многочисленные группы последовательных во времени изображений одной и той же зоны ткани, при этом каждый из них соответствует отдельному спектральному диапазону.
В дополнительном варианте осуществления изобретения оптическая система мультиплицирования изображения содержит один разделитель пучка для создания множества одинаковых изображений интересующей зоны, регистрируемых множеством детекторов изображений, перед которыми расположены оптические фильтры, в предпочтительном случае обладающие различными характеристиками пропускания и способные пропускать свет, ширина спектра которого уже ширины спектра чувствительности детектора, вследствие чего многочисленные группы последовательных во времени изображений одной и той же зоны ткани записываются одновременно, при этом каждая из них соответствует отдельному спектральному диапазону.
Еще в одном варианте осуществления изобретения оптическая система мультиплицирования изображения содержит один разделитель пучка для создания множества одинаковых изображений интересующей зоны, регистрируемых в различных подзонах одного и того же детектора. Оптические фильтры, имеющие различные характеристики пропускания, размещены на пути распространения расщепленных пучков. Эти фильтры выполнены с возможностью пропускать свет, ширина спектра которого уже ширины спектра чувствительности детектора. Многочисленные группы последовательных во времени изображений одной и той же зоны ткани записывают одновременно в разных зонах детектора, при этом каждая из них соответствует отдельному спектральному диапазону.
В другом варианте осуществления изобретения этап фильтрации источника света содержит оптический фильтр, размещенный на оптическом пути светового пучка освещения, и пропускает свет, ширина спектра которого уже ширины спектра чувствительности используемого детектора.
В дополнительном варианте осуществления изобретения этап фильтрации источника света включает применение ряда оптических фильтров и механизма выбора фильтра, который размещен на пути распространения облучающего света и таким образом обеспечивает возможность перестройки средней длины волны и ширины спектра света, освещающего ткань.
Еще в одном варианте осуществления изобретения в основе картографирования степени изменений, связанных с биохимическими и/или функциональными характеристиками интересующей зоны ткани, лежат пиксельные значения одного изображения из группы записанных последовательных во времени изображений интересующей зоны ткани.
В дополнительном варианте осуществления изобретения в основе этого картографирования лежат пиксельные значения, принадлежащие к ряду изображений, входящих в группу записанных последовательных во времени изображений интересующей зоны ткани.
Еще в одном варианте осуществления изобретения в основе этого картографирования лежат числовые данные, которые получены из пиксельных значений, принадлежащих к ряду изображений, входящих в группу записанных последовательных во времени изображений интересующей зоны ткани.
В дополнительном варианте осуществления изобретения для визуализации картографирования применяют шкалу псевдоцветов, представляющую в разных цветах разные пиксельные значения изображения или изображений, используемые для картографирования анормальных зон ткани.
В одном варианте осуществления изобретения изображение или изображения используют для обнаружения in vivo и идентификации границ эпителиальных поражений.
В другом варианте осуществления изобретения в качестве диагностических показателей для идентификации in vivo и определения стадии эпителиальных поражений используют пиксельные значения изображения или изображений, определяемые для картографирования степени изменений биохимических и/или функциональных характеристик ткани.
Еще в одном варианте осуществления изобретения изображение или изображения можно накладывать на цветное или черно-белое изображение той же самой исследуемой зоны ткани, выведенное на монитор. Зоны анормальной ткани выделяют и очерчивают их границы, упрощая тем самым выбор характерной зоны для взятия пробы на биопсию, избирательное хирургическое удаление анормальной зоны, а также оценку точности выбора и удаления соответствующего участка ткани.
В дополнительном варианте осуществления изобретения изображение или изображения, выбранные для картографирования степени изменений биохимических и/или функциональных характеристик ткани, используют для оценки эффективности различных терапевтических методик, таких как радиотерапия, лечение ядерными лучами, фармакологическая терапия и химиотерапия.
В другом варианте осуществления изобретения оптическая система, собирающая переизлученный исследуемой тканью свет, содержит оптико-механические элементы, которые используются в микроскопах для клинических диагностических обследований, в операционных микроскопах, кольпоскопах и эндоскопах.
В одном варианте выполнения изобретения, относящемся к применениям кольпоскопии, устройство может содержать расширитель и шарнирный кронштейн, к которому присоединена оптическая головка. Оптическая головка содержит лучепреломляющий объектив, оптическую систему фокусирования, механизм для выбора степени увеличения, окуляр, основание для крепления камеры и осветитель. Расширитель присоединен таким образом, что его центральная продольная ось перпендикулярна центральной поверхности объектива. Таким образом, если расширитель помещен во влагалище и закреплен там, то относительное положение оптической системы фиксации изображения и зоны исследуемой ткани поддерживается неизменным независимо от микродвижений шейки матки, которые имеют место быть при обследовании женщины.
В другом варианте выполнения изобретения устройство может дополнительно содержать распылитель для раздачи агента. Распылитель присоединен к шарнирному кронштейну - оптической головке этого устройства перед отверстием влагалища, где можно управлять опрыскиванием ткани и синхронизировать это опрыскивание с процедурой последовательной во времени фиксации изображения с помощью электронных средств управления.
В другом варианте выполнения предложенного устройства детекторные средства фиксации изображения и средства демонстрации изображения включают телевизионную систему. Телевизионная система имеет детектор с пространственной разрешающей способностью более 1000×1000 пикселей, а также монитор с диагональю, равной по меньшей мере 17 дюймам (43,18 см), вследствие чего наряду с большой зоной обзора обеспечивается высокая кратность увеличения, при этом сохраняется качество изображения.
Еще в одном варианте выполнения изобретения, предназначенном для микроскопов, используемых в клинических диагностических обследованиях, операционных микроскопов и кольпоскопов, система содержит шарнирный кронштейн, к которому присоединена оптическая головка. Оптическая головка содержит объектив, оптическую систему фокусирования, механизм задания степени увеличения, окуляр, штатив для крепления камеры, осветитель и два линейных поляризатора. Один линейный поляризатор размещен на оптическом пути светового пучка освещения, а другой - на оптическом пути лучей, формирующих изображение ткани. Плоскости поляризации этих поляризаторов можно вращать. Если эти плоскости перпендикулярны друг другу, то устраняется влияние отражения поверхности ткани на формируемое изображение.
В другом варианте выполнения изобретения, предназначенном для эндоскопии, эндоскоп может содержать оптические средства передачи света от источника света к поверхности ткани. Оптические средства также могут обеспечивать улавливание лучей и их передачу вдоль по существу одной и той же оси. Кроме того, оптические средства обеспечивают фокусировку лучей, формирующих изображение ткани. Эндоскоп также может содержать два линейных поляризатора. Один линейный поляризатор размещен на оптическом пути светового пучка освещения, а другой - на оптическом пути лучей, формирующих изображение ткани. Плоскости поляризации этих поляризаторов можно вращать. Если эти плоскости перпендикулярны друг другу, то устраняется влияние отражения поверхности ткани на формируемое изображение.
В другом варианте выполнения изобретения микроскопы для клинических диагностических исследований, операционные микроскопы и кольпоскопы могут вместо лучепреломляющего объектива содержать объектив-рефлектор. Объектив-рефлектор уменьшен таким образом, что второе отражательное зеркало размещено в центральной части его передней оптической апертуры. В задней, неотражающей части этого зеркала прикреплены средства освещения, испускающие свет в сторону объекта. Независимо от наличия или отсутствия оптической системы масштабирования и фокусирования освещения, центральный луч испускаемого светового конуса является соосным с центральным лучом светового пучка, входящего в линзу формирования изображения. С помощью оптической системы масштабирования и фокусирования освещения, которую можно автоматически подстраивать совместно с механизмом изменения степени увеличения оптической системы визуализации, можно одновременно и пропорционально изменять освещаемую зону и поле зрения системы визуализации. Любое снижение яркости изображения, вызванное повышением степени увеличения, компенсируют одновременным масштабированием и фокусированием пучка освещения.
Другие особенности и преимущества данного изобретения поясняются приведенным ниже подробным описанием, а также формулой изобретения.
Краткое описание чертежей
Фиг.1 схематично поясняет основные принципы предложенного способа.
Фиг.2 иллюстрирует вариант изобретения, включающий способ фиксации одновременно в двух спектральных диапазонах и в любой пространственной точке исследуемой зоны, а также кинетику изменений характеристик посылаемого тканью света до и после введения агента усиления контрастности.
Фиг.3 иллюстрирует другой вариант изобретения, включающий способ фиксации одновременно в различных спектральных диапазонах и в любой пространственной точке исследуемой зоны, а также кинетику изменений характеристик посылаемого тканью света до и после введения агента усиления контрастности.
Фиг.4 изображает схему медицинского микроскопа, содержащего источник света (ИС), механизм задания степени увеличения (ЗСУ), окуляр (О) и штатив для крепления блока фиксации (БФ), детектора (детекторов), считывающего электронного оборудования и т.п.
Фиг.5 изображает эндоскоп, содержащий окуляр (О), который можно приспособить к электронной системе визуализации, оптические волокна или кристаллы для передачи лучей освещения и лучей изображения, оптическую систему для линейной поляризации света, одна часть которой размещена на оптическом пути лучей освещения (ЛО), а другая - на пути луча, формирующего оптический образ ткани (Т).
Фиг.6 изображает кольпоскопическое устройство, содержащее шарнирный кронштейн (ШК), на котором закреплена оптическая головка (ОГ), включающая в себя источник (ИС) света, объектив (ОБ), окуляр (О) и оптику для задания степени увеличения (ЗСУ).
Фиг.7 изображает оптическое устройство визуализации, содержащее источник света, расположенный в центральной части его фронтальной апертуры.
Подробное описание изобретения
Данное изобретение относится к способу неинвазивного in vivo обнаружения и картографирования биохимических и/или функциональных патологических изменений в тканях (например, в ткани человека), а также к предназначенному для этого устройству. После выбора подходящего агента различения патологии, который усиливает оптический контраст между нормальной и патологической тканями (в зависимости от степени поражения ткани), этот агент вводят (например, локально) в ткань.
В качестве агента различения патологии можно использовать любой агент, способный изменять оптические свойства ткани, например агент, способный изменять характеристики отражения или характеристики флуоресценции ткани. Агентом различения патологии может быть кислый раствор, щелочной раствор, раствор порфирина или раствор предшественника порфирина. Предпочтительные примеры агента различения патологии для использования в предложенном способе включают раствор уксусной кислоты, например слабый раствор уксусной кислоты, или 5-амино-левулиновой кислоты.
Показанную на фиг.1 ткань (Т) опрыскивают из распылителя (Р), содержащего агент, например уксусную кислоту. В это же время ткань освещают источником, испускающим свет с характерной спектральной полосой, обусловленной оптическими характеристиками как агента, так и ткани. Характеристики света, излучаемого источником, можно регулировать путем выбора специальных источников (ИС) и оптических фильтров (ОФ). Источники света для освещения ткани включают в себя светодиоды и лазеры.
Для визуализации исследуемой зоны можно использовать светоулавливающую оптику (Л), которая фокусирует изображение на двумерном оптическом детекторе (Д). Выходной сигнал с последнего усиливается, модулируется и оцифровывается посредством соответствующего электронного оборудования (ЭО), в заключении изображение выводится на монитор (М) и заносится в средство хранения данных персонального компьютера (ПК). Между тканью (Т) и детектором (Д) могут быть расположены оптические фильтры (ОФЛ). Такой фильтр можно разместить для визуализации ткани (Т) в выбранных спектральных диапазонах, при которых обеспечивается максимальный контраст между зонами, оптические характеристики которых в различной степени подвержены изменениям, протекающим после введения соответствующего агента.
Перед введением последнего можно получить изображения и использовать их в качестве контрольных изображений. После введения агента детектор (Д) помогает в последовательные моменты времени фиксировать изображения ткани, которые впоследствии сохраняются в компьютерном средстве хранения данных. Частота измерений пропорциональна скорости изменения оптических характеристик ткани после введения агента.
Под используемым здесь термином оптическое свойство (С) подразумевается свойство, проявляющееся в результате взаимодействия электромагнитных волн и образца материала, например ткани, такой как ткань человека. Например, указанным свойством может быть интенсивность света после его взаимодействия с веществом, проявляемого в виде лучепоглощения, лучеиспускания или спектра комбинационного рассеяния. Динамическим оптическим свойством является такое свойство, которое получается из оптического свойства C(t), зависящего от времени, и определяется по измерениям C(t), произведенным более чем за один промежуток времени. Например, динамическим оптическим свойством может быть время релаксации или интеграл по времени от C(t).
На фиг.1 схематично показаны изображения одной и той же тканевой зоны, последовательно сохраненные до и после введения агента (ПМВ). На этих изображениях черные области представляют зоны ткани, не меняющие свои оптические характеристики (НОХ), тогда как бело-серые оттенки представляют зоны, изменяющие свои оптические характеристики (ИОХ) после введения агента. Одновременная фиксация интенсивности света, переизлученного каждой пространственной точкой исследуемой зоны ткани исследуемой зоны ткани в заранее заданные моменты времени, дает возможность расчета кинетики вызванных изменений.
На фиг.1 показаны две кривые, которые отражают пиксельное значение в точке xy, (ППxy) в зависимости от времени t. Кривая ИОХК соответствует зоне, где применение агента вызвало изменения (ИОХ) оптических характеристик ткани. Кривая (НОХК) соответствует зоне, где изменения не происходили (НОХ).
Каждому пикселю (x,y) можно поставить в соответствие некоторое пиксельное значение (например, интенсивности И), обычно зависящее от времени. Например, в момент времени ti и в пикселе (x,y) пиксельное значение можно обозначить как ППxy(ti). Время tрел(x,y) релаксации является одним из полезных динамических спектральных свойств, которое можно получить путем измерения зависящего от времени пиксельного значения в конкретном пикселе (x,y). Если максимальное значение изменяющейся во времени кривой ППxy обозначить как А, то tрел(x,y) будет удовлетворять выражению ППxy(tрел)=А/е, где е является основанием натурального алгоритма. Например, если кривую зависимости пиксельного значения от времени аппроксимировать экспонентой ППxy(t)=Аехр(-rt) с коэффициентом релаксации r, где r>0, то tрел(x,y)=1/r.
Расчет этих параметров (С) в каждой пространственной точке исследуемой зоны обеспечивает получение информации о кинетике (ИК), причем пиксельные значения коррелированы с указанными параметрами. Эти значения можно представить шкалой псевдоцветов (Cmin, Cmax), пространственное распределение которых обеспечивает мгновенную визуальную оценку интенсивности и степени вызванных изменений. В зависимости от степени корреляции интенсивности и степени вызванных изменений с патологией и стадией поражения ткани измеренные количественные данные и полученные параметры позволяют осуществить картографирование, описание и определение границ поражения. Псевдоцветное изображение кинетики (ИК) явления, отражающее пространственное распределение по меньшей мере одного параметра, можно наложить (предварительно рассчитав) на изображение ткани, которое выводится на экран в реальном масштабе времени. Использование наложенного изображения в качестве ориентира облегчает идентификацию границ поражения для успешного осуществления хирургического удаления всего пораженного участка или для определении подозрительных зон при взятии проб на биопсию. Кроме того, на основании корреляции кинетики явления со степенью патологии ткани измеренные количественные данные и полученные из них параметры могут обеспечить получение количественных клинических показателей для определения in vivo стадии поражения или его малых зон.
В некоторых случаях необходимо фиксировать кинетику явления более чем в одном спектральном диапазоне. Это может помочь при определении in vivo спектральных диапазонов освещения и/или визуализации, при которых достигается максимум диагностического сигнала. Кроме того, одновременная визуализация более чем в одном спектральном диапазоне может способствовать минимизации влияний нежелательного эндогенного рассеивания, флуоресценции и отражения ткани, оказываемых на измеряемый детектором оптический сигнал. Измеренный оптический сигнал включает в себя оптический сигнал, получаемый в результате взаимодействия маркера и ткани, а также свет, излучаемый эндогенными компонентами ткани. Во многих случаях записанная реакция компонентов ткани представляет собой шум, поскольку она перекрывает генерируемый оптический сигнал, несущий диагностическую информацию. Таким образом, разделение этих сигналов, основанное на их специфических спектральных характеристиках, приводит к максимизации отношения сигнал/шум, а следовательно, улучшает получаемую диагностическую информацию.
Фиг.2 иллюстрирует способ одновременного измерения кинетики изменения характеристик излученного тканью света в двух спектральных диапазонах и в любой пространственной точке исследуемой зоны, до и после введения агента усиления контраста. Излучаемый тканью свет собирается и фокусируется блоком (Л) оптического формирования изображения и пропускается через оптический элемент разделения луча (РЛ). Таким образом, создают два одинаковых изображения ткани (Т), которые могут фиксироваться двумя детекторами (Д1, Д2). Перед детектором можно разместить подходящие оптические фильтры (Офλ1), (Офλ2), вследствие чего можно фиксировать изображения с разными спектральными характеристиками. Кроме делителей луча для разделения изображения объекта можно использовать оптические фильтры, дихроичные зеркала и т.п. Детекторы (Д1), (Д2) синхронизированы таким образом, что они одновременно и в последовательные временные интервалы фиксируют соответствующие спектральные изображения ткани (Ткλ1), (Ткλ2), сохраняемые в компьютерном средстве хранения данных. Обобщая вышесказанное, можно сделать вывод о том, что многочисленные спектральные изображения можно фиксировать одновременно путем сочетания множества разделяющих элементов, фильтров и источников.
Фиг.3 иллюстрирует другой способ одновременного фиксирования кинетики изменения характеристик излученного тканью света в разных спектральных диапазонах и в любой пространственной точке исследуемой зоны, до и после введения агента усиления контраста. С помощью специальной призмы (МИП) и оптики формирования изображения можно на поверхности одного и того же детектора создавать многочисленные копии одного и того же изображения. На оптическом пути лучей, создающих копии изображения объекта, могут быть размещены различные оптические фильтры (Офλ1), (Офλ2), (Офλ3) и (Офλ4) так, что многочисленные изображения будут соответствовать различным спектральным областям.
При клиническом применении предложенных способов можно сочетать различные варианты осуществления вышеописанной визуализации и стандартные оптические диагностические устройства визуализации. Такими устройствами являются разнообразные медицинские микроскопы, кольпоскопы и эндоскопы, традиционно используемые для диагностических исследований ткани in vivo. Визуализация внутренних тканей тела человека в большинстве случаев требует, чтобы освещающие и формирующие изображение лучи, распространялись по одному и тому же оптическому пути через полости в теле. В результате, в обычных оптических диагностических устройствах отражение от поверхности ткани существенным образом влияет на формируемое изображения. Это ограничивает отображение информации для характеристик подповерхностной ткани, которые обычно имеют более высокую диагностическую ценность. Эта проблема становится особенно серьезной в случае эпителиальных тканей, таких как шейка матки, гортань и полость рта, которые покрыты жидкостью, например слизью и слюной. Поверхностное отражение также затрудняет обнаружение и измерение изменений оптических свойств ткани, возникающих после введения агентов, усиливающих контраст между нормальной и патологической тканями. Более конкретно, когда агент избирательным образом меняет характеристики рассеивания патологической ткани, сильное отражение поверхности, свойственное как патологической зоне ткани (агент реагирует), так и нормальной зоне ткани (агент не реагирует), перекрывает диагностический сигнал, возникающий в результате взаимодействия агента и подповерхностных компонентов ткани. Другими словами, отражение поверхности представляет собой оптический шум в диагностическом сигнале, значительно ослабляющий различаемый контраст между зоной ткани, которая реагирует с агентом, и зоной ткани, которая не реагирует с агентом.
Для точной диагностики с применением вышеуказанных устройств формирования изображения можно использовать соответствующую оптику, исключающую шум от поверхностного отражения. Фиг.4 изображает схему медицинского микроскопа, содержащего источник света (ИС), механизм задания степени увеличения (ЗСУ), окуляр (О) и штатив для крепления блока фиксации (БФ), (детектора (детекторов), считывающего электронного оборудования и т.п.). Для исключения поверхностного отражения используют два линейных поляризатора. Свет от источника проходит через линейный поляризатор (ЛПО), в результате чего на ткань падает линейно поляризованный свет (ЛПС). Отраженный от поверхности свет (ОС) имеет такую же плоскость поляризации, что и падающий свет (отражение Френеля). За счет размещения на пути излучаемого тканью света еще одного поляризатора (ПО), ориентированного под прямым углом к первому, исключается составляющая света, отраженного поверхностью. Не отраженный от поверхности свет проходит в ткань, где поляризация света приобретает случайный характер по причине его многократного рассеивания. Таким образом, часть переизлученного света проходит через поляризационную оптическую систему формирования изображения, неся улучшенную информацию о подповерхностных компонентах.
Фиг.5 изображает эндоскоп, содержащий окуляр (О), который может быть приспособлен к электронной системе визуализации, и оптические волокна или кристаллы для передачи как освещения, так и передающих изображение лучей. Эндоскоп также содержит первый линейный поляризатор (ЛПО), размещенный на оптическом пути лучей освещения (ЛО), и второй поляризатор (ПО), ориентированный под прямым углом к первому и размещенный на пути излучаемого тканью (Т) света. Поляризатор (ЛПО) можно расположить, как показано на чертеже или, как вариант, в месте, где свет входит в эндоскоп (ЭН). В последнем случае эндоскоп следует выполнять с использованием сохраняющих поляризацию кристаллов или оптического волокна для передачи света. При использовании таких сохраняющих поляризацию средств передачи света, на пути распространения передающих изображение лучей размещают для этих лучей поляризаторы, спереди или сзади окуляра (О).
Проблема эффективного клинического осуществления вышеописанного способа связана с микродвижениями пациента во время моментальной визуализации одной и той же зоны ткани. Эта проблема устраняется, если пациент находится под наркозом (открытая операция). Однако в большинстве случаев перемещения ткани относительно блока фиксации изображения, происходящие с течением времени при последовательной фиксации изображения, приводят к появлению пикселей изображения с одинаковыми координатами изображения, которые неточно соответствуют этой же пространственной точке x, y исследуемой тканевой зоны. Эта проблема обычно встречается в кольпоскопии. Способ устранения влияния на измеряемые временные данные, оказываемого относительным взаимным перемещением ткани и блока фиксации изображения, приведен ниже.
Изображенное на фиг.6 кольпоскопическое устройство содержит шарнирный кронштейн (ШМ), на котором закреплена оптическая головка (ОГ). Головка (ОГ) включает в себя источник света (ИС), объектив (ОБ), окуляр (О) и оптику для задания степени увеличения (ЗСУ). Блок фиксации изображения подсоединен к оптической головке (ОГ) через оптико-механический адаптер. Расширитель (РШ), используемый для открывания влагалищного канала при визуализации шейки матки, механически соединен с оптической головкой (ОГ), так что его продольная ось (ПО) симметрии перпендикулярна центральной зоне объектива (ОБ). Расширитель вводят во влагалище и раскрывают его крылья, оказывая давление на боковые стенки влагалища. Расширитель (РШ), механически соединенный с оптической головкой (ОГ), передает этой головке (ОГ) любые микродвижения пациента, при этом головка, установленная на шарнирном кронштейне (ШМ), повторяет указанные движения. Таким образом, относительное положение оптической головки и ткани сохраняется почти постоянным.
Еще одним важным аспектом для успешного клинического осуществления описанного в заявке диагностического способа является синхронизация введения агента различения патологии с началом процедуры моментальной визуализации. Фиг.6 изображает распылитель (Р), присоединенный к оптической головке микроскопа. Блок (БУР) содержит электронную систему для управления распылителем агента, а также может включать в себя емкость для хранения агента. Когда блок (БУР) получает соответствующую команду от компьютера, он распыляет на поверхность ткани предварительно определенное количество агента, причем процедура моментальной фиксации изображения начинается по этой же или по другой команде.
Диагностическое обследование тканей, находящихся вне прямого доступа и расположенных в полостях тела человека (ухо, шейка матки, полость рта, пищевод, ободочная кишка, желудок) осуществляют с помощью обыкновенных клинических микроскопов. В этих устройствах лучи освещения и формирования изображения почти соосны. Более конкретно, линия, перпендикулярная месту выхода света в пространство, и линия, перпендикулярная объективу, образуют угол в несколько градусов. В результате получается, что эти микроскопы функционируют на определенном расстоянии от объекта (на рабочем расстоянии), где освещаемая зона ткани совпадает с полем зрения системы визуализации. Установлено, что эти микроскопы непригодны в случаях, когда требуется осуществлять визуализацию ткани на небольших рабочих расстояниях и через полости тела человека, имеющие малый диаметр. Эти технические ограничения препятствуют успешному клиническому осуществлению описанного в заявке способа. Как сказано выше, устранение поверхностного отражения приводит к существенному улучшению диагностической информации, получаемой из количественной оценки кинетики взаимодействия маркер-ткань. Если в качестве оптического блока визуализации использовать обычный клинический микроскоп, то на стенках полости вследствие вышеуказанной геометрии освещения-визуализации происходят многократные отражения перед тем, как при исследовании свет достигнет исследуемую ткань. Многократные отражения более многочисленны в случае кольпоскопии из-за высокой отражательной способности крыльев расширителя, вставляемого во влагалище для облегчения обследования шейки матки.
Если осветитель устройства визуализации излучает линейно поляризованный свет, то многократные отражения придают случайный характер плоскости поляризации падающего света. Как указано выше, если падающий на ткань свет не является линейно поляризованным, то исключение влияния отражения поверхности на формирование изображения не может быть эффективным.
Фиг.7 изображает оптическое устройство визуализации, содержащее источник света, расположенный в центральной части его передней апертуры. При такой конструкции центральный луч излученного светового конуса является соосным с центральным лучом светового пучка, входящего в устройство визуализации. Это позволяет лучам освещения непосредственным образом достигать поверхности исследуемой ткани до того, как произойдут многократные отражения на стенке полости или расширителя. Используется объектив-рефлектор, содержащий первое отражательное зеркало (1ОЗ) и второе отражательное зеркало (2ОЗ). Источник (ИС) света размещен позади второго отражательного зеркала (2ОЗ), вместе с оптической системой (в случае ее необходимости), предназначенной для управления световым пучком, например для трансфокации и фокусировки (ОП). Объектив-рефлектор (ОР), заменяя обычный лучепреломляющий объектив, используемый в традиционных микроскопах, обеспечивает возможность визуализации полостей малого диаметра со свободой выбора рабочего расстояния. Оптику для трансфокации и фокусировки светового пучка можно настраивать одновременно с механизмом изменения степени увеличения оптической системы визуализации так, что зона освещения и поле зрения системы визуализации изменяются синхронно и пропорционально. Таким образом, яркость изображения сохраняется независимо от степени увеличения объектива. Геометрия освещения-визуализации, реализованная в этом оптическом устройстве визуализации, наряду с возможностями по управлению световым пучком, помогает исключить составляющую поверхностного отражения, влияющую на формирование изображения, а следовательно, способствуют эффективному осуществлению описанного в заявке способа.
Эквиваленты
Специалисты в данной области техники увидят или, применяя стандартные эксперименты, смогут найти многочисленные эквиваленты конкретных вариантов выполнения предложенного изобретения. Приведенная ниже формула изобретения охватывает эти эквиваленты.

Claims (48)

1. Способ диагностирования и картографирования анормальности ткани in vivo на основе построения ее оптического изображения, включающий: введение в образец ткани агента распознавания патологии; облучение указанной ткани оптическим излучением и измерение интенсивности света, переизлученного тканью, в каждой пространственной точке представляющей интерес зоны ткани, отличающийся тем, что указанное измерение интенсивности света осуществляют во время взаимодействия агента с тканью в каждый отдельно взятый момент времени и из измеренной интенсивности света определяют динамическое оптическое свойство для каждой указанной пространственной точки в более чем один момент времени.
2. Способ по п.1, в котором указанный переизлученный свет является светом, рассеянным тканью.
3. Способ по п.1, в котором указанный переизлученный свет является флюоресценцией.
4. Способ по п.1, в котором указанную ткань подвергают облучению широкополосным оптическим излучением.
5. Способ по п.1, в котором указанную ткань подвергают облучению оптическим излучением более узкого спектрального диапазона, чем спектральный диапазон света, излученного источником излучения.
6. Способ по п.1, в котором указанную интенсивность одновременно измеряют в каждой пространственной точке исследуемой зоны ткани.
7. Способ по п.6, в котором интенсивность одновременно измеряют в более чем одной спектральной полосе.
8. Способ по п.6, в котором измерение интенсивности осуществляют путем фиксации изображений, сохраненных (записанных) в последовательные моменты времени и имеющие пиксельные значения, каждое из которых ставится в соответствие интенсивности изучаемой представляющей интерес зоны ткани в определенные моменты времени.
9. Способ по пп.7 и 8, в котором указанные изображения являются одним или более спектральным изображением, собранным одновременно в каждый момент времени.
10. Способ по п.1, в котором указанное динамическое оптическое свойство является либо временем релаксации, либо интегралом от функции C(t), где С - интенсивность переизлученного света.
11. Способ по п.1, в котором указанную представляющую интерес зону ткани подвергают облучению поляризованным светом.
12. Способ по п.11, в котором дополнительно используют поляризатор для поляризации света, переизлученного из указанной представляющей интерес зоны ткани в направлении, перпендикулярному направлению поляризации света, облучающего ткань.
13. Способ по п.9, в котором введение указанного агента и начало процедуры визуализации синхронизированы.
14. Способ по п.1, в котором указанный агент выбран из группы, включающей в себя кислые растворы и щелочные растворы.
15. Способ по п.14, в котором кислый раствор является раствором уксусной кислоты.
16. Способ по пп.1, 6, 8 и 9, в котором указанные фиксированные изображения представлены шкалой псевдоцветов.
17. Способ по п.16, в котором указанные фиксированные изображения, представленные шкалой псевдоцветов, накладывают на изображение образца ткани.
18. Способ по п.16, в котором указанные фиксированные изображения, представленные шкалой псевдоцветов, накладывают на отображенное изображение указанного образца ткани, выполненное в реальном времени.
19. Способ по пп.1, 6, 8, 9 и 16-18, в котором указанные фиксированные изображения исследуемой области образца ткани, полученные с помощью анализа динамического оптического свойства, содержат карту, отображающую пространственное распределение степени и пределов указанных вызванных агентом изменений.
20. Система для измерения и картографирования динамических оптических свойств на основе построения изображения, содержащая:
а. оптическую головку для построения изображений, состоящую из:
I. оптической системы для улавливания и фокусирования переизлученного исследуемой тканью света и
II. детектора(ов) изображения, соединенного(ых) с платой для преобразования данных в цифровую форму и компьютером для фиксации множества изображений образца ткани в разные моменты времени, до и после введения указанного агента;
b. аппликатор для нанесения агента распознавания патологии на исследуемый образец ткани;
с. компьютер, содержащий средства хранения, программное обеспечение и аппаратные средства для анализа и обработки;
d. монитор для демонстрации изображений, кривых и числовых данных;
е. источник света для освещения образца ткани широкополосным непрерывным оптическим излучением;
f. оптические фильтры для выделения спектрального диапазона визуализации и освещения,
отличающаяся тем, что указанная система запрограммирована для выполнения моделирования и параметрического анализа кривых изменения пиксельных значений ППXY во времени, полученных, для заданного пространственного положения XY и для любого пространственного положения исследуемого образца живой ткани, из пары пиксельных значений ППXY, расположенных в соответствующей паре пространственных координат XY на указанных изображениях в моменты времени (ti), в которых указанные пиксельные значения были записаны, для вычисления параметров по указанным кривым, выражающих динамическое оптическое свойство, и для создания и отображения одного или более изображений, которые выражают пространственное распределение одного или более указанных параметров, выражающих динамические оптические свойства.
21. Система по п.20, в которой указанная оптическая система для улавливания и фокусирования переизлученного света содержит оптико-механические элементы, которые используются в медицинских микроскопах, операционных микроскопах и кольпоскопах.
22. Система по п.20, в которой указанная оптическая головка дополнительно содержит лучепреломляющий объектив, оптическую систему фокусирования и механизм для выбора степени увеличения.
23. Система по п.20, в которой указанная оптическая система для улавливания и фокусирования переизлученного света содержит оптико-механические элементы, которые используются в эндоскопах.
24. Система по любому из пп.20-23, в которой указанный детектор оптического изображения является двумерным оптическим детектором.
25. Система по п.20, дополнительно содержащая оптический разделитель светового пучка, предназначенный для создания двух изображений одной и той же представляющей интерес зоны ткани, зафиксированной одновременно.
26. Система по п.20, дополнительно содержащая оптические фильтры для выбора спектрального диапазона, каждый из которых имеет спектральный диапазон, ширина которого меньше ширины спектрального диапазона чувствительности указанного детектора.
27. Система по п.26, в которой указанные оптические фильтры расположены на оптическом пути лучей, формирующих изображения одной и той же зоны ткани для одновременной записи последовательных во времени изображений, каждое из которых соответствует разным спектральным диапазонам.
28. Система по п.20, в которой ткань облучается оптическим излучением более узкого спектрального диапазона, чем спектральный диапазон излучения источника света.
29. Система по п.20, в которой источник света для освещения ткани является светодиодом (СИД).
30. Система по п.21, в которой указанная оптическая система для улавливания и фокусирования переизлученного света дополнительно содержит объектив-рефлектор, содержащий первое отражательное зеркало и второе отражательное зеркало.
31. Система по п.30, в которой источник света размещен позади второго отражательного зеркала.
32. Система по п.20, дополнительно содержащая поляризатор для поляризации света, излученного источником света.
33. Система по п.32, дополнительно содержащая поляризатор для поляризации света, переизлученного представляющей интерес зоны ткани в направлении, перпендикулярном направлению поляризации света, облучающего ткань.
34. Система по п.20, дополнительно содержащая шарнирный кронштейн, к которому присоединена оптическая головка.
35. Система по п.20, дополнительно содержащая расширитель, предназначенный для облегчения исследования шейки матки.
36. Система по п.20, дополнительно содержащая зонд, присоединенный к указанной оптической головке, причем указанный зонд соединен с тканью так, что относительное движение между образцом ткани и оптической головкой по существу исключается.
37. Система по п.20, в которой указанный аппликатор агента содержит распылитель, который распыляет указанный агент на указанную ткань.
38. Система по п.37, дополнительно содержащая емкость для хранения указанного агента.
39. Система по п.37, дополнительно содержащая электронную систему, предназначенную для управления распылителем агента на поверхность ткани, когда начат процесс фиксации изображения.
40. Система по п.20, в которой указанное динамическое оптическое свойство является либо временем релаксации, либо интегралом от функции C(t), где С - интенсивность переизлученного света.
41. Система по п.20, в которой указанный агент выбран из группы, включающей в себя кислые растворы и щелочные растворы.
42. Система по п.20, в которой кислый раствор является раствором уксусной кислоты.
43. Система для диагностирования и картографирования патологической ткани, содержащая детектор для измерения различия между динамическими оптическими свойствами нормальной и анормальной ткани, источник света для освещения ткани, включенный вместе с детектором в оптическую головку, с которой соединен зонд, и электронную аппаратуру управления, отличающаяся тем, что система снабжена аппликатором для нанесения на ткань агента распознавания патологии и для запуска процесса фиксации изображения, причем зонд выполнен с возможностью крепления так, что устраняется относительное движение между тканью и оптической головкой.
44. Система по п.43, отличающаяся тем, что зонд включает в себя расширитель для введения во влагалище.
45. Система по п.43, отличающаяся тем, что зонд является эндоскопом для введения в желудочно-кишечный тракт или в дыхательный тракт.
46. Система по п.43, отличающаяся тем, что дополнительно содержит делитель пучка для разделения излученного тканью света на множество пучков, оптические фильтры, каждый из которых осуществляет пропускание в отдельном спектральном диапазоне, предназначенные для фильтрации каждого пучка из указанного множества пучков.
47. Система по п.43, отличающаяся тем, что содержит первый линейный поляризатор источника света.
48. Система по п.43, отличающаяся тем, что содержит дополнительный линейный поляризатор, ориентированный перпендикулярно первому линейному поляризатору.
RU2002128728/14A 2000-03-28 2001-03-28 Способ и системы для определения параметров и картографирования поражений ткани RU2288636C2 (ru)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
GR20000100102 2000-03-28
GR20000100102 2000-03-28
US09/739,089 US20020007123A1 (en) 2000-03-28 2000-12-15 Method and system for characterization and mapping of tissue lesions
US09/739,089 2000-12-15

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2002128728A RU2002128728A (ru) 2004-03-27
RU2288636C2 true RU2288636C2 (ru) 2006-12-10

Family

ID=40328199

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2002128728/14A RU2288636C2 (ru) 2000-03-28 2001-03-28 Способ и системы для определения параметров и картографирования поражений ткани

Country Status (18)

Country Link
US (7) US20020007123A1 (ru)
EP (2) EP2057936B1 (ru)
JP (2) JP4217403B2 (ru)
CN (1) CN100413460C (ru)
AT (1) ATE424757T1 (ru)
AU (1) AU4442301A (ru)
BR (1) BRPI0108944B8 (ru)
CA (1) CA2400702C (ru)
CY (1) CY1109134T1 (ru)
DE (1) DE60137914D1 (ru)
DK (1) DK1267707T3 (ru)
ES (2) ES2322235T3 (ru)
FI (1) FI20021477A (ru)
GR (1) GR1004180B (ru)
HK (1) HK1056108A1 (ru)
PT (2) PT2057936E (ru)
RU (1) RU2288636C2 (ru)
WO (1) WO2001072214A1 (ru)

Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2511499C2 (ru) * 2008-11-05 2014-04-10 Сони Корпорейшн Устройство формирования изображения и его способ управления дисплеем
RU2540254C2 (ru) * 2009-05-29 2015-02-10 Дженерал Электрик Компани Способ и устройство для планирования сканирования с использованием ультрафиолетового излучения
RU2574793C2 (ru) * 2013-08-01 2016-02-10 Закрытое акционерное общество "Новосибирский институт нейронаук" Способ интраоперационной диагностики границ злокачественной опухоли и устройство для его осуществления
RU2603427C2 (ru) * 2011-01-21 2016-11-27 Алькон Рисерч, Лтд. Комбинированный хирургический эндозонд для оптической когерентной томографии, подсветки или фотокоагуляции
US9844318B2 (en) 2013-03-26 2017-12-19 Novartis Ag Devices, systems, and methods for calibrating an OCT imaging system in a laser surgical system
RU2639790C1 (ru) * 2016-12-26 2017-12-22 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский государственный университет имени М.В. Ломоносова" (МГУ) Система для адресного контроля нейронов мозга живых свободноподвижных животных на основе размыкаемого волоконно-оптического зонда с многоканальными волокнами
RU2659013C2 (ru) * 2012-09-21 2018-06-26 Конинклейке Филипс Н.В. Маркирование цервикального изображения
RU2668490C2 (ru) * 2012-04-19 2018-10-01 Конинклейке Филипс Н.В. Инструменты наведения для ручного управления эндоскопом с помощью 3d-изображений, полученных до операции и во время операции
RU2671418C1 (ru) * 2017-12-26 2018-10-31 Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Национальный исследовательский университет "Московский институт электронной техники" Устройство для беспроводной чрескожной передачи оптической энергии для питания имплантируемых медицинских приборов
RU2718427C2 (ru) * 2015-07-16 2020-04-02 Конинклейке Филипс Н.В. Система цифровой патологии
WO2021101416A3 (ru) * 2019-11-18 2021-07-15 Рамиль Фаритович МУСИН Способ и устройство для спектроскопии живой ткани
RU208537U1 (ru) * 2021-08-16 2021-12-23 Общество с ограниченной ответственностью "Промышленные технологии" Многоканальный видеоэндоскоп
RU2765619C1 (ru) * 2018-07-24 2022-02-01 Дайсис Медикал Лимитед Компьютерная классификация биологической ткани

Families Citing this family (161)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20010041843A1 (en) * 1999-02-02 2001-11-15 Mark Modell Spectral volume microprobe arrays
US6847490B1 (en) * 1997-01-13 2005-01-25 Medispectra, Inc. Optical probe accessory device for use in vivo diagnostic procedures
US6826422B1 (en) 1997-01-13 2004-11-30 Medispectra, Inc. Spectral volume microprobe arrays
WO2000037917A2 (en) * 1998-12-23 2000-06-29 Medispectra, Inc. Systems and methods for optical examination of samples
JP2002532181A (ja) * 1998-12-23 2002-10-02 メディスペクトラ， インコーポレイテッド 頚部のスクリーニングのための光学的方法およびシステム
US6902935B2 (en) * 1999-12-15 2005-06-07 Medispectra, Inc. Methods of monitoring effects of chemical agents on a sample
US7187810B2 (en) * 1999-12-15 2007-03-06 Medispectra, Inc. Methods and systems for correcting image misalignment
US7260248B2 (en) * 1999-12-15 2007-08-21 Medispectra, Inc. Image processing using measures of similarity
GR1004180B (el) 2000-03-28 2003-03-11 ����������� ����� ��������� (����) Μεθοδος και συστημα χαρακτηρισμου και χαρτογραφησης αλλοιωσεων των ιστων
WO2001072216A2 (en) * 2000-03-28 2001-10-04 Board Of Regents, The University Of Texas System Methods and apparatus for diagnositic multispectral digital imaging
IL148429A0 (en) * 2000-07-20 2002-09-12 Zila Inc Improved diagnostic method for detecting dysplastic epithelial tissue
US20040006274A1 (en) * 2000-10-16 2004-01-08 Cole Giller Method and apparatus for probe localization in brain matter
US6839661B2 (en) * 2000-12-15 2005-01-04 Medispectra, Inc. System for normalizing spectra
US8078268B2 (en) * 2001-06-28 2011-12-13 Chemimage Corporation System and method of chemical imaging using pulsed laser excitation and time-gated detection to determine tissue margins during surgery
WO2006091853A2 (en) * 2001-06-28 2006-08-31 Chemimage Corporation Method of chemical imaging to determine tissue margins during surgery
US6965793B2 (en) * 2001-06-28 2005-11-15 Chemimage Corporation Method for Raman chemical imaging of endogenous chemicals to reveal tissue lesion boundaries in tissue
US7596404B2 (en) * 2001-06-28 2009-09-29 Chemimage Corporation Method of chemical imaging to determine tissue margins during surgery
GB0130862D0 (en) * 2001-12-22 2002-02-06 P W Allen & Company Ltd Method of examining potential cellular abnormalities
EP1466163A2 (en) * 2002-01-18 2004-10-13 Newton Laboratories, Inc. Spectroscopic diagnostic methods and system
CA2481112A1 (en) * 2002-02-12 2003-08-21 Science & Engineering Associates, Inc. Cancer detection and adaptive dose optimization treatment system
CA2483744A1 (en) * 2002-03-14 2003-09-25 Science & Engineering Associates, Inc. Multiple imaging system and method for designing same
AU2003227315A1 (en) * 2002-04-02 2003-10-13 Yeda Research And Development Co. Ltd. Characterization of moving objects in a stationary background
US20040209237A1 (en) * 2003-04-18 2004-10-21 Medispectra, Inc. Methods and apparatus for characterization of tissue samples
US20040208385A1 (en) * 2003-04-18 2004-10-21 Medispectra, Inc. Methods and apparatus for visually enhancing images
US20040208390A1 (en) * 2003-04-18 2004-10-21 Medispectra, Inc. Methods and apparatus for processing image data for use in tissue characterization
US7459696B2 (en) * 2003-04-18 2008-12-02 Schomacker Kevin T Methods and apparatus for calibrating spectral data
US6933154B2 (en) * 2002-07-09 2005-08-23 Medispectra, Inc. Optimal windows for obtaining optical data for characterization of tissue samples
US7469160B2 (en) * 2003-04-18 2008-12-23 Banks Perry S Methods and apparatus for evaluating image focus
US7309867B2 (en) * 2003-04-18 2007-12-18 Medispectra, Inc. Methods and apparatus for characterization of tissue samples
US7282723B2 (en) * 2002-07-09 2007-10-16 Medispectra, Inc. Methods and apparatus for processing spectral data for use in tissue characterization
US6818903B2 (en) * 2002-07-09 2004-11-16 Medispectra, Inc. Method and apparatus for identifying spectral artifacts
US7136518B2 (en) * 2003-04-18 2006-11-14 Medispectra, Inc. Methods and apparatus for displaying diagnostic data
US7103401B2 (en) * 2002-07-10 2006-09-05 Medispectra, Inc. Colonic polyp discrimination by tissue fluorescence and fiberoptic probe
US6768918B2 (en) 2002-07-10 2004-07-27 Medispectra, Inc. Fluorescent fiberoptic probe for tissue health discrimination and method of use thereof
US7376456B2 (en) * 2002-08-05 2008-05-20 Infraredx, Inc. Near-infrared spectroscopic analysis of blood vessel walls
US7486985B2 (en) * 2002-08-05 2009-02-03 Infraredx, Inc. Near-infrared spectroscopic analysis of blood vessel walls
DE10252313B9 (de) * 2002-11-11 2006-10-19 Carl Zeiss Untersuchungssystem zur gleichzeitigen direkten Sichtbarmachung einer Fluoreszenzmarkierung und eines die Fluoreszenzmarkierung umgebenden Gewebebereichs und Untersuchungsverfahren dafür
DE602004028625D1 (de) * 2003-04-18 2010-09-23 Medispectra Inc System und Diagnoseverfahren zur optischen Detektion von verdächtigen Stellen einer Gewebeprobe
WO2005027730A2 (en) * 2003-09-19 2005-03-31 The General Hospital Corporation Fluorescence polarization imaging devices and methods
US8326404B2 (en) * 2003-11-28 2012-12-04 British Columbia Cancer Agency Branch Multimodal detection of tissue abnormalities based on raman and background fluorescence spectroscopy
DE102004002918B4 (de) * 2004-01-20 2016-11-10 Siemens Healthcare Gmbh Vorrichtung zur Untersuchung der Haut
US20060155178A1 (en) * 2004-03-26 2006-07-13 Vadim Backman Multi-dimensional elastic light scattering
US20050234526A1 (en) * 2004-04-14 2005-10-20 Gilhuly Terence J Systems and methods for detection of disease including oral scopes and ambient light management systems (ALMS)
US20060281068A1 (en) * 2005-06-09 2006-12-14 Chemimage Corp. Cytological methods for detecting a disease condition such as malignancy by Raman spectroscopic imaging
US7697576B2 (en) * 2004-05-05 2010-04-13 Chem Image Corporation Cytological analysis by raman spectroscopic imaging
WO2006005022A2 (en) * 2004-06-30 2006-01-12 Chemimage Corporation Dynamic chemical imaging of biological cells and other subjects
AU2004323582A1 (en) * 2004-09-28 2006-04-06 Zila Pharmaceuticals, Inc. Methods for detecting abnormal epithelial tissue
CN1823682A (zh) * 2004-10-12 2006-08-30 Led医学诊断有限公司 增强观察和检查能力的阴道镜观察管相关的系统和方法
US8795195B2 (en) * 2004-11-29 2014-08-05 Senorx, Inc. Graphical user interface for tissue biopsy system
JP4602825B2 (ja) * 2005-04-18 2010-12-22 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 画像表示装置
US8172763B2 (en) * 2005-05-06 2012-05-08 Yeda Research And Development Co., Ltd. Imaging and analysis of movement of erythrocytes in blood vessels in relation to the cardiac cycle
US7783337B2 (en) 2005-06-06 2010-08-24 Board Of Regents, The University Of Texas System OCT using spectrally resolved bandwidth
US8253936B2 (en) * 2008-08-08 2012-08-28 Chemimage Corporation Raman characterization of transplant tissue
ATE385736T1 (de) * 2005-07-01 2008-03-15 Ecole Polytech Polarimetrisch elektronisches abbildungssystem für eine kolposkopische vorrichtung
JP2009504333A (ja) * 2005-08-15 2009-02-05 ザ ボード オブ リージェンツ オブ ザ ユニバーシティー オブ テキサス システム 針生検イメージングシステム
US7749162B2 (en) * 2005-09-29 2010-07-06 Forth Photonics Ltd. Vaginal speculum arrangement
ATE424755T1 (de) * 2005-09-29 2009-03-15 Forth Photonics Ltd Vaginalspekulum
US8956396B1 (en) 2005-10-24 2015-02-17 Lockheed Martin Corporation Eye-tracking visual prosthetic and method
US20080077200A1 (en) * 2006-09-21 2008-03-27 Aculight Corporation Apparatus and method for stimulation of nerves and automated control of surgical instruments
US8012189B1 (en) 2007-01-11 2011-09-06 Lockheed Martin Corporation Method and vestibular implant using optical stimulation of nerves
US8945197B1 (en) 2005-10-24 2015-02-03 Lockheed Martin Corporation Sight-restoring visual prosthetic and method using infrared nerve-stimulation light
US20070179368A1 (en) * 2005-10-27 2007-08-02 Northwestern University Method of recognizing abnormal tissue using the detection of early increase in microvascular blood content
US9314164B2 (en) 2005-10-27 2016-04-19 Northwestern University Method of using the detection of early increase in microvascular blood content to distinguish between adenomatous and hyperplastic polyps
US20090203977A1 (en) * 2005-10-27 2009-08-13 Vadim Backman Method of screening for cancer using parameters obtained by the detection of early increase in microvascular blood content
US20070129615A1 (en) * 2005-10-27 2007-06-07 Northwestern University Apparatus for recognizing abnormal tissue using the detection of early increase in microvascular blood content
US20070129630A1 (en) * 2005-12-07 2007-06-07 Shimko Daniel A Imaging method, device and system
EP2412300B1 (en) * 2005-12-28 2014-03-26 Olympus Medical Systems Corp. Image processing device and image processing method in image processing device
WO2007115406A1 (en) * 2006-04-10 2007-10-18 Led Medical Diagnostics, Inc. Multipurpose diseased tissue detection devices, systems and methods
DE102006022878B3 (de) * 2006-05-15 2007-09-06 Sartorius Biotech Gmbh Verfahren und Detektionsvorrichtung zur bildgebenden Erfassung einer Probe
WO2007143141A2 (en) * 2006-06-01 2007-12-13 The General Hospital Corporation In-vivo optical imaging method including analysis of dynamic images
US8125648B2 (en) 2006-06-05 2012-02-28 Board Of Regents, The University Of Texas System Polarization-sensitive spectral interferometry
US8340745B2 (en) 2006-06-05 2012-12-25 Forth Photonics Ltd. Methods for characterizing cancer and pre-cancer tissues
US8065802B2 (en) * 2006-07-14 2011-11-29 The Gillette Company Shaving razor
US20100056916A1 (en) * 2006-11-21 2010-03-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. System, device, method, computer-readable medium, and use for in vivo imaging of tissue in an anatomical structure
US20080118886A1 (en) * 2006-11-21 2008-05-22 Rongguang Liang Apparatus for dental oct imaging
US20100030067A1 (en) * 2006-11-21 2010-02-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. System, method, computer-readable medium and use for imaging of tissue in an anatomical structure
JP5506395B2 (ja) * 2006-12-19 2014-05-28 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 光音響及び超音波の結合型イメージング・システム
JP2010515489A (ja) * 2007-01-05 2010-05-13 マイスキン インコーポレイテッド 皮膚を撮像するためのシステム、装置、及び方法
US10085643B2 (en) 2007-01-05 2018-10-02 Jadran Bandic Analytic methods of tissue evaluation
US20090245603A1 (en) * 2007-01-05 2009-10-01 Djuro Koruga System and method for analysis of light-matter interaction based on spectral convolution
WO2010093503A2 (en) * 2007-01-05 2010-08-19 Myskin, Inc. Skin analysis methods
JP2010516304A (ja) * 2007-01-19 2010-05-20 サニーブルック・ヘルス・サイエンシズ・センター 超音波と光学を複合した画像手段を有する撮像プローブ
US7883536B1 (en) 2007-01-19 2011-02-08 Lockheed Martin Corporation Hybrid optical-electrical probes
JP5133268B2 (ja) * 2007-02-14 2013-01-30 ポーラ化成工業株式会社 角層細胞の鑑別支援方法
RU2009141610A (ru) * 2007-04-11 2011-05-20 Форт Фотоникс Лимитед (Gb) Опорная конструкция и рабочая станция, содержащая опорную конструкцию, для улучшения, повышения объективности и документирования обследований матки in vivo
US7951075B2 (en) * 2007-04-23 2011-05-31 Olympus Medical Systems Corp. Inspection method with endoscope
EP2237190A2 (en) * 2007-08-03 2010-10-06 STI Medical Systems, LLC Computerized image analysis for a acetic acid induced cervical intraepithelial neoplasia
US9011508B2 (en) 2007-11-30 2015-04-21 Lockheed Martin Corporation Broad wavelength profile to homogenize the absorption profile in optical stimulation of nerves
US8403862B2 (en) * 2007-12-20 2013-03-26 Yeda Research And Development Co. Ltd. Time-based imaging
US8406860B2 (en) 2008-01-25 2013-03-26 Novadaq Technologies Inc. Method for evaluating blush in myocardial tissue
PL2291640T3 (pl) 2008-05-20 2019-07-31 University Health Network Urządzenie i sposób obrazowania i monitorowania w oparciu o fluorescencję
US20110184272A1 (en) * 2008-06-13 2011-07-28 Kun Zeng Portable Diagnostic Device for Precancerous Lesion of Cervical Cancer
US8416405B2 (en) * 2008-08-08 2013-04-09 Chemimage Corporation Raman chemical imaging of implantable drug delivery devices
US8483454B2 (en) * 2008-10-10 2013-07-09 Sti Medical Systems, Llc Methods for tissue classification in cervical imagery
US20100130969A1 (en) * 2008-11-25 2010-05-27 Apogen Technologies, Inc. System and method for dermatological treatment
WO2010093772A1 (en) * 2009-02-12 2010-08-19 Alcon Research, Ltd. Method and apparatus for ocular surface imaging
US9241622B2 (en) * 2009-02-12 2016-01-26 Alcon Research, Ltd. Method for ocular surface imaging
EP2419712A4 (en) * 2009-04-14 2012-12-19 Gen Hospital Corp METHOD AND DEVICE FOR THE MULTIMODAL ILLUSTRATION OF BIOLOGICAL TISSUE
FR2955763B1 (fr) * 2010-02-02 2012-03-09 Commissariat Energie Atomique Sonde optique peroperatoire bi-spectrale
US8484922B2 (en) * 2010-02-17 2013-07-16 Sealed Air Corporation (Us) Alkaline and heat resistant foam composite and floor underlayment
WO2011145392A1 (ja) * 2010-05-19 2011-11-24 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 内視鏡、内視鏡用キャップ及び内視鏡装置
DE102010021534A1 (de) 2010-05-19 2011-11-24 Eberhard-Karls-Universität Tübingen Universitätsklinikum Direktuntersuchung von biologischem Material ex vivo
EP2596456B1 (en) * 2010-07-21 2019-09-25 Diopsys, Inc. Method and system for analyzing optical coherence tomography (oct) results using color reflectivity discretization analysis
GB201014783D0 (en) * 2010-09-06 2010-10-20 St George S Hospital Medical School Apparatus and method for positioning a probe for observing microcirculation vessels
US9208556B2 (en) * 2010-11-26 2015-12-08 Quantitative Insights, Inc. Method, system, software and medium for advanced intelligent image analysis and display of medical images and information
US20120165681A1 (en) * 2010-12-23 2012-06-28 Tyco Healthcare Group Lp Delineating Skin or Surface Lesions
US9770189B2 (en) 2011-08-16 2017-09-26 Elwha Llc Systematic distillation of status data relating to regimen compliance
KR20140102643A (ko) 2011-09-22 2014-08-22 더 조지 워싱턴 유니버시티 절제된 조직을 시각화하기 위한 시스템 및 방법
US9014789B2 (en) 2011-09-22 2015-04-21 The George Washington University Systems and methods for visualizing ablated tissue
JP6211534B2 (ja) * 2011-12-21 2017-10-11 シャハーフ，キャサリン，エム． 組織表面を整列させる病変を撮像するためのシステム
US20140357950A1 (en) * 2012-01-18 2014-12-04 Joel Gerardo Diaz Sanchez Photodynamic diagnosis stereo colposcope (pdd) for female genital tract diseases and early detection of neoplastic lesion
JP6144915B2 (ja) * 2012-01-30 2017-06-07 キヤノン株式会社 生体組織画像の再構成方法、取得方法及び装置
JP6393679B2 (ja) 2012-04-30 2018-09-19 メイヨ フォンデーシヨン フォー メディカル エジュケーション アンド リサーチ 時間および空間変動測定値のフォーカス位置特定を改善するための分光システムおよび方法
JP2017000838A (ja) * 2012-06-01 2017-01-05 ソニー株式会社 医療用装置及び制御方法
EP2863801B8 (en) 2012-06-21 2024-06-12 Stryker Corporation Quantification and analysis of angiography and perfusion
WO2014039323A1 (en) * 2012-09-04 2014-03-13 Ninepoint Medical, Inc. A low cost molded optical probe with astigmatic correction, fiber port, low back reflection, and highly reproducible in manufacturing quantities
US10226297B2 (en) 2012-09-06 2019-03-12 Covidien Lp Medical devices and methods incorporating frustrated total internal reflection for energy-efficient sealing and cutting of tissue using light energy
US10231782B2 (en) 2012-09-06 2019-03-19 Covidien Lp Medical devices and methods incorporating frustrated total internal reflection for energy-efficient sealing and cutting of tissue using light energy
JP6223460B2 (ja) * 2012-10-18 2017-11-01 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 分析システムのための装置、該装置を有する分析システム及び該装置を使用する方法
US9471892B2 (en) * 2013-03-14 2016-10-18 Profiles International, Inc. System and method for embedding report descriptors into an XML string to assure report consistency
WO2014168734A1 (en) 2013-03-15 2014-10-16 Cedars-Sinai Medical Center Time-resolved laser-induced fluorescence spectroscopy systems and uses thereof
US10426361B2 (en) 2013-06-14 2019-10-01 Novadaq Technologies ULC Quantification of absolute blood flow in tissue using fluorescence-mediated photoplethysmography
CN112515652A (zh) 2013-06-14 2021-03-19 史赛克欧洲运营有限公司 使用荧光介导的光容积描记术定量组织中的绝对血流量
US11096584B2 (en) 2013-11-14 2021-08-24 The George Washington University Systems and methods for determining lesion depth using fluorescence imaging
WO2015077474A1 (en) 2013-11-20 2015-05-28 The George Washington University Systems and methods for hyperspectral analysis of cardiac tissue
US10028649B2 (en) 2013-12-02 2018-07-24 Welch Allyn, Inc. Digital colposcope system
CN103750810B (zh) * 2013-12-30 2015-10-07 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 对电子阴道镜取得图像进行特征分析的方法及装置
DE202014102353U1 (de) 2014-05-20 2014-05-27 Borcad Cz S.R.O. Kolposkop
US9757182B2 (en) * 2014-06-02 2017-09-12 Biosense Webster (Israel) Ltd. Identification and visualization of gaps between cardiac ablation sites
CN115919256A (zh) 2014-07-24 2023-04-07 大学健康网络 用于诊断目的的数据的收集和分析
USD788786S1 (en) * 2014-07-31 2017-06-06 The Mathworks, Inc. Display screen or portion thereof with color graphical user interface
GB201414631D0 (en) * 2014-08-18 2014-10-01 Univ Singapore Apparatus and methods for simultaneous multimodal nonlinear optical microscopy for label-free bio-imaging
JP6487544B2 (ja) * 2014-10-09 2019-03-20 ノバダック テクノロジーズ ユーエルシー 蛍光媒介光電式容積脈波記録法を用いた組織中の絶対血流の定量化
US10231667B2 (en) 2014-10-31 2019-03-19 Koninklijke Philips N.V. Non-invasive dehydration monitoring
KR102499045B1 (ko) 2014-11-03 2023-02-10 더 조지 워싱턴 유니버시티 병변 평가를 위한 시스템 및 방법
JP6771731B2 (ja) 2014-11-03 2020-10-21 ４６０メディカル・インコーポレイテッド４６０Ｍｅｄｉｃａｌ， Ｉｎｃ． 接触性評価システム及び方法
JP6827922B2 (ja) * 2014-11-06 2021-02-10 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 皮膚処置システム
JP6689850B2 (ja) 2014-11-26 2020-04-28 デビコー・メディカル・プロダクツ・インコーポレイテッドＤｅｖｉｃｏｒ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ， Ｉｎｃ． 生検装置のグラフィックユーザインタフェース
CA2975295A1 (en) * 2015-02-02 2016-08-11 Novadaq Technologies Inc. Methods and systems for characterizing tissue of a subject
US11206987B2 (en) 2015-04-03 2021-12-28 Suzhou Caring Medical Co., Ltd. Method and apparatus for concurrent imaging at visible and infrared wavelengths
US10779904B2 (en) 2015-07-19 2020-09-22 460Medical, Inc. Systems and methods for lesion formation and assessment
AU2016325592B2 (en) * 2015-09-23 2019-06-27 Novadaq Technologies Inc. Methods and systems for assessing healing of tissue
EP3416547A4 (en) 2016-02-16 2019-08-14 Novadaq Technologies ULC FACILITATION OF EVALUATION OF BLOOD FLOW AND TISSUE PERFUSION BY FLUORESCENCE-MEDIATED PHOTOPLETHYSMOGRAPHY
JP7266519B2 (ja) 2016-04-01 2023-04-28 ブラック ライト サージカル， インコーポレイテッド 時間分解蛍光分光法のためのシステム、デバイス、および方法
US9895112B2 (en) * 2016-05-04 2018-02-20 National Chung Cheng University Cancerous lesion identifying method via hyper-spectral imaging technique
RU169745U1 (ru) * 2016-06-21 2017-03-30 Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Федеральный исследовательский центр Институт прикладной физики Российской академии наук" (ИПФ РАН) Оптоакустический микроскоп для биоимиджинга
CN106974611B (zh) * 2016-06-29 2020-08-28 郑洪� 口腔健康检查装置、手持部件及内窥镜
CA3021481A1 (en) 2016-07-29 2018-02-01 Novadaq Technologies ULC Methods and systems for characterizing tissue of a subject utilizing machine learning
US11071459B2 (en) * 2016-12-08 2021-07-27 Koninklijke Philips N.V. Surface tissue tracking
FR3059885B1 (fr) * 2016-12-08 2020-05-08 Koelis Dispositif de visualisation d’un organe interne d’un patient ainsi qu’un procede de visualisation associe
US11140305B2 (en) 2017-02-10 2021-10-05 Stryker European Operations Limited Open-field handheld fluorescence imaging systems and methods
US10952799B2 (en) * 2017-05-31 2021-03-23 Covidien Lp Systems and methods for navigational bronchoscopy and selective drug delivery
CN107527069A (zh) * 2017-08-22 2017-12-29 京东方科技集团股份有限公司 图像处理方法、装置、电子设备及计算机可读介质
WO2019094514A1 (en) * 2017-11-07 2019-05-16 Canfield Scientific, Incorporated Enhancing pigmentation in dermoscopy images
US11672425B2 (en) 2018-02-15 2023-06-13 Speclipse, Inc. Stand-alone apparatus and methods for in vivo detection of tissue malignancy using laser spectroscopy
CN112292065A (zh) * 2019-03-22 2021-01-29 斯佩克里普斯公司 使用激光诱导击穿光谱法的诊断方法及执行该方法的诊断装置
CN109977955B (zh) * 2019-04-03 2021-11-30 南昌航空大学 一种基于深度学习的宫颈癌前病变识别的方法
TWI691936B (zh) * 2019-09-02 2020-04-21 臺中榮民總醫院 偵測、分類及定量醫學影像中多目標之方法
CN116249477A (zh) 2020-07-24 2023-06-09 捷锐士阿希迈公司(以奥林巴斯美国外科技术名义) 图像重建和内窥镜跟踪
KR102369740B1 (ko) * 2020-09-21 2022-03-02 부경대학교 산학협력단 자궁경부암 조기진단을 위한 모바일 질확대경 장치
JP7484849B2 (ja) * 2021-08-30 2024-05-16 カシオ計算機株式会社 機器のスタンド

Family Cites Families (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7122A (en) * 1850-02-26 Dotjgall
US127735A (en) * 1872-06-11 Improvement in pruning-shears
US4071020A (en) * 1976-06-03 1978-01-31 Xienta, Inc. Apparatus and methods for performing in-vivo measurements of enzyme activity
FR2430754A1 (fr) * 1978-07-13 1980-02-08 Groux Jean Endoscope en ultraviolet
JPS57211109A (en) * 1981-06-22 1982-12-24 Konan Camera Kenkyusho:Kk Microscope
US5143054A (en) * 1988-12-28 1992-09-01 Adair Edwin Lloyd Cervical videoscope with detachable camera unit
US5699798A (en) * 1990-08-10 1997-12-23 University Of Washington Method for optically imaging solid tumor tissue
US5235984A (en) * 1992-03-30 1993-08-17 Hewlett-Packard Company On-line acoustic densitometry tool for use with an ultrasonic imaging system
US5956144A (en) 1992-09-03 1999-09-21 Micro Research, Inc. Method and apparatus for use of polarized light vectors in identifying and evaluating constituent compounds in a specimen
US5424543A (en) 1993-04-19 1995-06-13 Surface Optics Corporation Imaging spectroradiometer
US5421339A (en) 1993-05-12 1995-06-06 Board Of Regents, The University Of Texas System Diagnosis of dysplasia using laser induced fluoroescence
US5450857A (en) 1994-05-19 1995-09-19 Board Of Regents, The University Of Texas System Method for the diagnosis of cervical changes
US6159445A (en) 1994-07-20 2000-12-12 Nycomed Imaging As Light imaging contrast agents
US5572608A (en) * 1994-08-24 1996-11-05 International Business Machines Corporation Sinc filter in linear lumen space for scanner
US5697373A (en) 1995-03-14 1997-12-16 Board Of Regents, The University Of Texas System Optical method and apparatus for the diagnosis of cervical precancers using raman and fluorescence spectroscopies
US6411835B1 (en) 1997-01-13 2002-06-25 Medispectra, Inc. Spectral volume microprobe arrays
US5995856A (en) * 1995-11-22 1999-11-30 Nellcor, Incorporated Non-contact optical monitoring of physiological parameters
US5646368A (en) * 1995-11-30 1997-07-08 International Business Machines Corporation Printed circuit board with an integrated twisted pair conductor
US5647368A (en) * 1996-02-28 1997-07-15 Xillix Technologies Corp. Imaging system for detecting diseased tissue using native fluorsecence in the gastrointestinal and respiratory tract
JP3796635B2 (ja) * 1996-03-06 2006-07-12 富士写真フイルム株式会社 蛍光検出装置
US5842995A (en) * 1996-06-28 1998-12-01 Board Of Regents, The Univerisity Of Texas System Spectroscopic probe for in vivo measurement of raman signals
US5791346A (en) 1996-08-22 1998-08-11 Western Research Company, Inc. Colposcope device and method for measuring areas of cervical lesions
US6101408A (en) * 1996-08-22 2000-08-08 Western Research Company, Inc. Probe and method to obtain accurate area measurements from cervical lesions
US6135965A (en) 1996-12-02 2000-10-24 Board Of Regents, The University Of Texas System Spectroscopic detection of cervical pre-cancer using radial basis function networks
US5920399A (en) 1997-03-18 1999-07-06 Sandia Corporation Multispectral imaging method and apparatus
US5989184A (en) 1997-04-04 1999-11-23 Medtech Research Corporation Apparatus and method for digital photography useful in cervical cancer detection
US6081740A (en) * 1997-04-23 2000-06-27 Accumed International, Inc. Method and apparatus for imaging and sampling diseased tissue
US5921926A (en) 1997-07-28 1999-07-13 University Of Central Florida Three dimensional optical imaging colposcopy
WO1999020313A1 (en) 1997-10-20 1999-04-29 The Board Of Regents, The University Of Texas System Acetic acid as a contrast agent in reflectance confocal imaging of tissue
US6134010A (en) 1997-11-07 2000-10-17 Lucid, Inc. Imaging system using polarization effects to enhance image quality
ATE512233T1 (de) * 1998-02-23 2011-06-15 Phylonix Pharmaceuticals Inc Screeningverfahren für die aktivität von agenzien unter verwendung von teleosten
WO1999047041A1 (en) * 1998-03-19 1999-09-23 Board Of Regents, The University Of Texas System Fiber-optic confocal imaging apparatus and methods of use
US6332092B1 (en) 1998-07-08 2001-12-18 Lifespex, Incorporated Optical probe having and methods for uniform light irradiation and/or light collection over a volume
JP3717675B2 (ja) * 1998-08-21 2005-11-16 フジノン株式会社 内視鏡用光源装置
US6299860B1 (en) 1998-10-15 2001-10-09 Fluoro Probe, Inc. Method for viewing diseased tissue located within a body cavity
US6292683B1 (en) * 1999-05-18 2001-09-18 General Electric Company Method and apparatus for tracking motion in MR images
US20040111031A1 (en) * 1999-07-22 2004-06-10 Alfano Robert R. Spectral polarizing tomographic dermatoscope
US6902935B2 (en) * 1999-12-15 2005-06-07 Medispectra, Inc. Methods of monitoring effects of chemical agents on a sample
GR1004180B (el) 2000-03-28 2003-03-11 ����������� ����� ��������� (����) Μεθοδος και συστημα χαρακτηρισμου και χαρτογραφησης αλλοιωσεων των ιστων

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
S.ANDERSON ENGLES et al «In vivo fluorescence imaging for tissue diagnostics». Phys, Med. Biol. 42 (1997) 815-24. *

Cited By (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2511499C2 (ru) * 2008-11-05 2014-04-10 Сони Корпорейшн Устройство формирования изображения и его способ управления дисплеем
RU2540254C2 (ru) * 2009-05-29 2015-02-10 Дженерал Электрик Компани Способ и устройство для планирования сканирования с использованием ультрафиолетового излучения
RU2603427C2 (ru) * 2011-01-21 2016-11-27 Алькон Рисерч, Лтд. Комбинированный хирургический эндозонд для оптической когерентной томографии, подсветки или фотокоагуляции
RU2668490C2 (ru) * 2012-04-19 2018-10-01 Конинклейке Филипс Н.В. Инструменты наведения для ручного управления эндоскопом с помощью 3d-изображений, полученных до операции и во время операции
RU2659013C2 (ru) * 2012-09-21 2018-06-26 Конинклейке Филипс Н.В. Маркирование цервикального изображения
US9844318B2 (en) 2013-03-26 2017-12-19 Novartis Ag Devices, systems, and methods for calibrating an OCT imaging system in a laser surgical system
RU2574793C2 (ru) * 2013-08-01 2016-02-10 Закрытое акционерное общество "Новосибирский институт нейронаук" Способ интраоперационной диагностики границ злокачественной опухоли и устройство для его осуществления
RU2718427C2 (ru) * 2015-07-16 2020-04-02 Конинклейке Филипс Н.В. Система цифровой патологии
RU2639790C1 (ru) * 2016-12-26 2017-12-22 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский государственный университет имени М.В. Ломоносова" (МГУ) Система для адресного контроля нейронов мозга живых свободноподвижных животных на основе размыкаемого волоконно-оптического зонда с многоканальными волокнами
RU2671418C1 (ru) * 2017-12-26 2018-10-31 Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Национальный исследовательский университет "Московский институт электронной техники" Устройство для беспроводной чрескожной передачи оптической энергии для питания имплантируемых медицинских приборов
RU2765619C1 (ru) * 2018-07-24 2022-02-01 Дайсис Медикал Лимитед Компьютерная классификация биологической ткани
US11562820B2 (en) 2018-07-24 2023-01-24 Dysis Medical Limited Computer classification of biological tissue
US12002573B2 (en) 2018-07-24 2024-06-04 Dysis Medical Limited Computer classification of biological tissue
WO2021101416A3 (ru) * 2019-11-18 2021-07-15 Рамиль Фаритович МУСИН Способ и устройство для спектроскопии живой ткани
RU208537U1 (ru) * 2021-08-16 2021-12-23 Общество с ограниченной ответственностью "Промышленные технологии" Многоканальный видеоэндоскоп

Also Published As

Publication number Publication date
PT2057936E (pt) 2014-07-16
JP2008220977A (ja) 2008-09-25
BR0108944A (pt) 2003-06-03
AU4442301A (en) 2001-10-08
EP1267707B1 (en) 2009-03-11
US20090253991A1 (en) 2009-10-08
CN100413460C (zh) 2008-08-27
US20050054936A1 (en) 2005-03-10
RU2002128728A (ru) 2004-03-27
US20030114762A1 (en) 2003-06-19
FI20021477A (fi) 2002-08-14
GR1004180B (el) 2003-03-11
ES2322235T3 (es) 2009-06-18
EP2057936A1 (en) 2009-05-13
PT1267707E (pt) 2009-06-05
CN1419428A (zh) 2003-05-21
JP2003527915A (ja) 2003-09-24
WO2001072214A1 (en) 2001-10-04
US7598088B2 (en) 2009-10-06
US8173432B2 (en) 2012-05-08
US20050090751A1 (en) 2005-04-28
US7515952B2 (en) 2009-04-07
ATE424757T1 (de) 2009-03-15
US7974683B2 (en) 2011-07-05
BRPI0108944B8 (pt) 2021-06-22
GR20000100102A (el) 2001-11-30
BR0108944B1 (pt) 2012-02-07
EP2057936B1 (en) 2014-05-07
US20020007123A1 (en) 2002-01-17
DE60137914D1 (de) 2009-04-23
US20030163049A1 (en) 2003-08-28
CA2400702A1 (en) 2001-10-04
EP1267707A1 (en) 2003-01-02
ES2464718T3 (es) 2014-06-03
CA2400702C (en) 2010-07-20
JP4217403B2 (ja) 2009-02-04
DK1267707T3 (da) 2009-07-06
US20060141633A1 (en) 2006-06-29
HK1056108A1 (en) 2004-02-06
CY1109134T1 (el) 2014-07-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2288636C2 (ru) Способ и системы для определения параметров и картографирования поражений ткани
US10314490B2 (en) Method and device for multi-spectral photonic imaging
US6507747B1 (en) Method and apparatus for concomitant structural and biochemical characterization of tissue
US6091984A (en) Measuring tissue morphology
US6069689A (en) Apparatus and methods relating to optical systems for diagnosis of skin diseases
US20170071509A1 (en) Systems and methods for diagnosis of middle ear conditions and detection of analytes in the tympanic membrane
US20030078477A1 (en) Fluorescence endoscope apparatus and method for imaging tissue within a body using the same
JP3923080B2 (ja) 光学的微細プローベ及び材料のスペクトル分析方法
CA2527205A1 (en) Methods and apparatus for fluorescence imaging using multiple excitation-emission pairs and simultaneous multi-channel image detection
US20100249607A1 (en) Quantitative spectroscopic imaging
CN107957401A (zh) 一种可用于介入式肿瘤诊断的高光谱显微成像仪
Kang et al. System for fluorescence diagnosis and photodynamic therapy of cervical disease
AU2001244423B2 (en) Method and system for characterization and mapping of tissue lesions
AU2001244423A1 (en) Method and system for characterization and mapping of tissue lesions

Legal Events

Date Code Title Description
TK4A Correction to the publication in the bulletin (patent)

Free format text: AMENDMENT TO CHAPTER -FG4A- IN JOURNAL: 34-2006 FOR TAG: (57)

PD4A Correction of name of patent owner