WO2012080505A1 - Procede et dispositif pour examen optique en geometrie de reflexion - Google Patents

Procede et dispositif pour examen optique en geometrie de reflexion Download PDF

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WO2012080505A1
WO2012080505A1 PCT/EP2011/073142 EP2011073142W WO2012080505A1 WO 2012080505 A1 WO2012080505 A1 WO 2012080505A1 EP 2011073142 W EP2011073142 W EP 2011073142W WO 2012080505 A1 WO2012080505 A1 WO 2012080505A1
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excitation
signal
interest
excitation beam
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PCT/EP2011/073142
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Lionel Herve
Sylvain Gioux
Pierre Joly
Anne-Sophie Montcuquet
Vincent Poher
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Commissariat à l'énergie atomique et aux énergies alternatives
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Publication date
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    • 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
    • G01N21/645—Specially adapted constructive features of fluorimeters
    • G01N21/6456—Spatial resolved fluorescence measurements; Imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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    • A61B5/0071—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by measuring fluorescence emission
    • G—PHYSICS
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    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
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    • A61B5/0062—Arrangements for scanning
    • A61B5/0064—Body surface scanning
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    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0091—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for mammography

Definitions

  • the invention relates to the field of fluorescence or absorption molecular imaging (in which case fluorescence can be considered to occur at the same wavelength as the excitation wavelength) on biological tissues in which backscattering geometry.
  • optical molecular imaging in small animals and to optical molecular imaging in humans (brain, breast, other organs where fluorophores, or absorbing and simply diffusing species can be injected, injection systemic).
  • FIG. 1 The particularly targeted application is the visualization of marked tumors in intraoperative mode, as illustrated in FIG. 1: in this figure, a patient 1 is shown schematically, with a zone marked with a bio-marker 3. The patient is examined using a back-scattered system (FRI) which consists of a source 2 of uniform light and a system composed of a camera 8, for example a CCD camera, and one or several filters 7 (high-pass filters), sensitive to the fluorescence wavelength of the marker 3.
  • FPI back-scattered system
  • the localization of diseased cells during a surgical operation is by illuminating uniformly, as in FIG. 1, a zone of interest with a light of wavelength between 600 and 900 nm (therapeutic window) in order to excite suitable biomarkers 3.
  • nonspecific fluorescence that is to say the fluorescence of the fluorescent markers not fixed on the area of interest
  • excitation leak the unfiltered signal unfiltered by the filter placed upstream of the detector, and therefore being considered as a fluorescence signal. Indeed, it is customary to place, upstream of the detector, a filter whose bandwidth is centered on the fluorescence wavelength, this filter being as opaque as possible at the excitation wavelengths. This unfiltered signal may be referred to as "excitation leak".
  • the detection and the light source be separated in order to minimize the contribution of these parasitic surface signals. In other words, it is preferable to excite an object at one place, and to detect the fluorescence signal emerging from another location of said object.
  • Such a structure with a separation between sources and detectors is found in many optical systems, but generally serves to provide data to 3D reconstruction algorithms of fluorescence maps.
  • these reconstructions are in general not instantaneous and are therefore not suitable for intraoperative, in situ, images for which there is a need to have an immediate result.
  • each detection point is also a source position.
  • EP 1 566 142 discloses a technique with separation of illumination and detection. But this system is used to get rid of specular reflections, thus coming from the surface, tissues, reflections that do not exist in the case of fluorescence imaging.
  • the invention firstly relates to a method for locating at least one optical marker in a scattering medium, in which:
  • a) a plurality of excitation of the medium is carried out by scanning a beam of excitation light on the surface of said scattering medium in a determined pattern, each position of the excitation beam giving rise to a transmission of a corresponding signal, said optical signal of interest, comprising on the one hand one or more components of interest due to one or more markers, on the other hand a parasitic component due to a part of the medium other than the markers,
  • each optical signal of interest is spatially filtered by removing from it, before it is detected by a radiation sensor, at least the signal coming from the illuminated area by the excitation beam on the surface of said diffusing medium,
  • the optical signal of interest is preferably spatially filtered so that the signal from the object's surface of interest is detected by the detector, except for only the intersection of the surface of the scattering medium and the excitation beam, and optionally an area extending around this intersection, for example up to a distance less than an extension distance.
  • the excitation beam sweeps several positions of the surface of the scattering medium, and at each of these positions, the radiation sensor, for example a photodetector, collecting the optical signal diffused by the medium, excluding the optical signal coming from the portion of the surface of the scattering medium, the portion on which the excitation beam is incident.
  • the radiation sensor for example a photodetector
  • the detector or the photodetector can collect the spatially filtered signal while the excitation beam successively occupies different positions on the surface of the object.
  • the exposure time of the photodetector is chosen so as to allow the collection of spatially filtered optical signals obtained at different positions of the excitation beam.
  • the signal collected by the photodetector is read in order to constitute an image gathering or superimposing all the spatially filtered optical signals collected during the different positions of the excitation beam.
  • the pattern illuminated by each position of the excitation beam may be periodic.
  • It may be a line, which is progressively displaced to the surface of the medium being examined.
  • the line is moved so as to scan the entire surface of the medium facing the detector. It can for example be moved by occupying a few tens or even a few hundred positions along the observed medium, for example between 10 or 20 or 50 and 100 or 500 positions.
  • it may be a square or rectangle or point, which is progressively displaced along the surface of the examined medium.
  • the periodic pattern is then moved between 20 and 500 times on the surface of the medium.
  • the entire surface of the examined medium is swept by the excitation beam in a time of less than a few hundred ms, for example less than 500 ms or 200 ms, and, particularly advantageously, in a duration less than 100 ms or 50 ms.
  • the scanning of the surface of the object can therefore be very fast, the visual impression remaining the same as in the case of uniform illumination; but the parasitic signal, which comes from mainly from the lighting zone while the interesting signal may be further away.
  • the signal from the illuminated surface is not detected.
  • An optical signal is then detected originating only from the surface of the medium not illuminated by the source.
  • the inventors have indeed demonstrated that such a signal has a negligible parasitic component, while its component of interest can be exploitable.
  • source-illuminated surface of the medium, or excitation surface is meant the intersection between the surface of the scattering medium and the light excitation beam produced by the source: it is therefore the surface of the medium illuminated by the source, seen by the detector.
  • the excitation is carried out on the surface of the medium in a zone, called the excitation zone, which corresponds to the intersection between the surface of the scattering medium and the light excitation beam produced by the excitation source.
  • the excitation light then diffuses into an area of the medium different from the excitation zone.
  • the sensitive surface of the detector receives an optical signal of interest whose contours are stable.
  • the entire surface of the examined medium is scanned by the excitation beam using a reflective surface which also reflects each fluorescence signal emitted by the medium studied.
  • Each optical signal of interest can be filtered spatially by means of a cache located on the path of this signal towards the detection means.
  • the optical signal from the excitation surface is stopped by the cache disposed upstream of the detector, this cache being disposed on the optical path of the beam scattered by the scattering medium, between said medium and the detector.
  • a method according to the invention may further comprise a step of calculating the spatial distribution of the fluorophores. We can therefore perform a 3D reconstruction of the fluorescence maps.
  • a plurality of sweeps are performed, the position of the source relative to the medium being moved between at least two sweeps.
  • the pattern illuminated by the source is a line
  • the medium is scanned at a first position of the source relative to the medium and then a middle scan at another position of the source relative to the medium.
  • the images obtained, corresponding to each scan, are used as input data for a reconstruction algorithm. We can then combine images obtained:
  • the excitation radiation has, for example, a spectrum in red or infrared.
  • the optical signal of interest may in particular be detected at wavelengths greater than 600 nm.
  • the optical marker may be a fluorescent marker, the excitation of the medium then being carried out at least one excitation wavelength of at least one fluorescent marker, the detected optical signal resulting from the excitation being at least one emission wavelength of at least one fluorescent marker.
  • the optical marker is a zone having at least one absorption coefficient different from that of the scattering medium, the detected optical signal resulting from the excitation of the medium by an excitation signal, and from the diffusion in this medium. , the excitation signal.
  • the entire surface of the examined medium can be scanned by the excitation beam by means of a rotating disk, comprising at least a first reflecting part, which projects a part of the beam excitation light towards the surface of the scattering medium, in a determined pattern, the surface of the medium against which the beam is projected being the excitation surface of the medium, the rotating disk having at least a second portion, transparent to the optical signal emitted by the medium diffusing under the effect of the excitation beam, called the optical emission signal.
  • All of the optical signals of interest making it possible to form an image can be collected, during a exposure time, and therefore a continuous duration, of the radiation sensor.
  • all the optical signals of interest making it possible to form an image can be collected, stored and then added together to form said image.
  • the invention also relates to a device for locating at least one fluorescent marker in a diffusing medium, comprising:
  • a radiation sensor for making a collection (X) of each optical signal of spatial interest filtered, at each position of the excitation beam
  • Such a device may include a mask such that light from the surface of the object being examined is picked up by the detector, except, only, from the intersection of the surface of the scattering medium and the beam of excitation, and possibly an area that may extend around this intersection, for example up to a distance less than an extension distance.
  • the image forming means allow the constitution of an image from the spatially filtered optical signals collected during the same exposure time of the detector.
  • the pattern may be periodic or all of the positions that it successively takes on the surface of the examined object constitutes a periodic pattern. It can be in the form of a line, or a square or a rectangle or a point, which is progressively moved to the surface of a examined medium.
  • the means for performing a scan of an excitation beam make it possible to scan the entire surface of an examined medium in a time of less than a few hundred ms, or even less than 50 ms (see the indications already data above on this).
  • the means for forming a scan of the excitation beam comprising a reflective surface.
  • This reflecting surface may also make it possible to reflect each signal of interest emitted by a medium studied.
  • the means for spatially filtering an optical signal of interest comprise for example a cache located on the path of this signal towards the detection means.
  • a device according to the invention may further comprise means for calculating the spatial distribution of the fluorophores.
  • the radiation source makes it possible, for example, to produce a radiation whose spectrum is at least partly in the infrared.
  • the detection means make it possible to detect at least one radiation at wavelengths greater than 600 nm.
  • the means for forming a scanning of the excitation beam may comprise a rotating disc may itself comprising at least one reflecting surface and at least one transparent part.
  • a device according to the invention may comprise means for:
  • FIG. 1 shows a diagram of an analysis with a backscatter system (FRI) of a patient with an area marked with a bio ⁇ marker
  • FIGS. 2A-2C show a surface illuminated by line-shaped excitation radiation as well as a sectional view of the radiation in the medium under examination
  • FIGS. 3A-3E illustrate different illumination and masking techniques in a method according to the invention, while FIG. 3E schematically represents an image obtained by a method according to the invention,
  • FIGS. 4A and 4B each represent an exemplary structure of a device for implementing the invention
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a geometry adopted for a simulation
  • FIGS. 6A-6C, 7A-7C, 8A-8C illustrate signal results obtained by simulation of a method according to the invention, under different conditions
  • FIGS. 9A-10B are curves of visibility and gain of visibility in the case of a simulation of a method according to the invention.
  • FIGS. 11A-11D illustrate an experiment performed on a mouse
  • FIG. 12 is a diagram illustrating a geometry of diffusion zones in a medium
  • FIG. 13 represents a polygonal support for a mirror implemented in a method according to the invention
  • FIG. 14 represents a prism and an incident beam to form a zone of illumination in the form of a line or a strip
  • FIGS. 15A-15C are exemplary embodiments of a rotating mirror that can be implemented with a device according to the invention.
  • the optical marker are fluorescent markers.
  • the optical signal of interest is a fluorescence signal, and the component of interest of this signal is the fluorescence signal from a fluorescent marker.
  • FIGS. 3A-3B illustrate a first example of implementation of the invention, by line scanning of the examined surface.
  • the excitation beam takes the form, on the surface of the examined object 1, of a line or a band 20i, this line or this excitation band being progressively displaced on this surface, of a distance substantially equal to the width 1 of this band, measured in its direction of displacement, taking successively the positions 20i, 20 2 , 20 3 , .... 9 , .., 20j, ....
  • the scanning can be carried out in the order indicated in FIG. 3A, that is, from bottom to top according to the arrow positioned at the top right of this figure, or from top to bottom (that is, say, in either case, from one end to another of the surface of the examined object) or in a different order.
  • the detector Whatever the order of displacement of the excitation beam, after each positioning thereof, along a line or a band, the light coming from the surface of interest of the examined object is picked up by the detector, the exception of at least the intersection of the surface of the scattering medium and the excitation beam. In this case, this intersection takes the form of a band 20i. In other words, radiation from at least this portion or area is masked and the detector detects no photons from that portion or area, but detects photons from other areas around it. For a position of the excitation beam on the surface of interest of the examined object the detector collects the signal coming from the scattering medium, but not coming from the strip 20i. The excitation beam then passes the next position 20i + 1 of the excitation beam on the surface of interest.
  • FIG. 3B shows the zones
  • the optical signal from a zone 20 'i, including the band 20i is not detected. For example, it is ensured that this signal does not reach the detector, using a cache that is to say mechanical shutter.
  • the hidden or masked zone comprises at least the surface of the zone illuminated by the excitation beam.
  • FIG. 3B also represents what the sensitive element of the detector, for example a matrix of pixels, will see or detect, for each position of the excitation beam on the surface of interest of the object.
  • the detector collects photons coming from the part of the complementary medium of the hidden or masked zone, the latter comprising at least the surface of the medium to which the excitation beam is incident.
  • the order in which the zones are successively hidden is that indicated in FIG. 3B, that is to say according to the arrow positioned at the top right of this figure, or in a different order if the order in which the line d 'excitation is positioned and moved to the surface of the examined object is different
  • the number of lines 20i can for example be between 5 and 100, or between 20 and 50 or 60.
  • the number of lines 20 'i is identical to the number of lines 20j_.
  • FIG. 2A represents an excitation line, for example line 20g
  • FIG. 2B shows the parasitic signal (excitation and autofluorescence and non-specific fluorescence leakage), detected when no filtering is carried out (that is to say without masking).
  • This parasitic signal substantially takes the form of a line, which corresponds to the line defined by the excitation beam on the surface of the medium. It can be seen that the total intensity of these parasitic radiations is much greater than the intensity of the radiation coming from the fluorophore 3.
  • FIG. 2C represents a sectional view of the excitation zone on the surface of the studied object: the excitation beam 200, but also that the emerging light (i.e., the signal to be collected on the detector) is composed mainly of photons having made a short distance around the illumination zone.
  • the photon density at the excitation wavelength is particularly important near the excitation surface. This tends to generate a nonspecific fluorescence signal, or tissue natural fluorescence.
  • the least leakage and / or unwanted fluorescence produces a large parasitic signal.
  • the resulting image thus accumulates these parasitic signals which can totally mask the fluorescence coming from the fluorophore 3.
  • the net signal ratio (specific fluorescence signal, corresponding to the fluorescence of the marker 3) on noise ( parasitic signal) is not favorable. It is understood that by masking the parasitic signal emerging from the scattering medium at or near the surface excitation, significantly reduces the noise, without reducing the optical signal of interest.
  • the excitation beam takes the form, on the surface of the examined object 1, of a square or a rectangle 20 j , this time marked by two indices, an index for the column (the column further to the right being column 1) and a subscript for the line (the highest line in the figure being line 1).
  • the illumination zone is thus progressively displaced on the surface of the medium examined, taking successively the positions 21n,
  • the scanning can then be performed in 2 dimensions; an example is the scanning order indicated in Figure 3B, that is to say first from top to bottom, according to the arrow positioned at the top right of this figure, then, when the bottom of the first column is reached, again from top to bottom but according to the second column; in other words, the beam is moved in a first column, a distance substantially equal to the width 1 of this band, measured along its direction of movement along a column, then brought to the top of the surface and offset by one step to the left, to start over be moved in a second column, with the same step ...
  • the light coming from the examined object is picked up by the detector, except for at least the part which has just been illuminated by the excitation beam. In other words, at least this illuminated part is masked and the detector does not detect or receive any photons coming from this part.
  • the number of squares or rectangles can for example be between 20 and 500, or even beyond.
  • the hidden or masked zone preferably has a surface area of between one and three times the area of the zone illuminated by the excitation beam.
  • the detector For a position of the excitation beam on the surface of interest of the examined object, the detector collects the signal coming from the unmasked surface of the scattering medium. The excitation beam passes to the next position of the excitation beam on the surface of interest. When the beam has scanned all the predefined positions, the signals collected at each position of the scan are read, these signals having been collected during the same exposure time of the detector.
  • the hidden or masked area may extend beyond the area illuminated by the excitation beam.
  • the masked zone may extend beyond the illuminated zone, up to an extension distance, denoted dextension, which may for example be defined by: dexension ⁇ H ' , n being strictly positive less than 5, for example a strictly positive integer. According to one embodiment, n is strictly positive and less than 1.
  • the extension distance may extend around the surface of the medium illuminated by the source to a distance of a few mm, for example 10 mm or 5 mm, and for example 1 mm or 3 mm. This is particularly the case in biological tissues.
  • the masked area will also have the form of a band (as in FIG. 3B), of width equal to the width of the line (measured according to the moving direction thereof) to which is added less than or equal to 2x Expansion or e xtension d.
  • the masked area will also have the shape of a rectangle or a square (as in Figure 3D), with sides equal to those the pattern of illumination which is added on each side, a value less than or equal to 2x Expansion or ex voltage ⁇
  • the masked area will also have the shape of a disk or a point, of a diameter equal to that of the illumination pattern plus a value less than or equal to the extension or 2x dextension- Expanding the masked area around the excitation surface further limits the detected parasitic component.
  • the extension distance is advantageously determined according to the optical properties of the medium, in particular the absorption coefficient and the reduced diffusion coefficient.
  • the entire surface of the medium is swept by the excitation beam in at most a few tens of milliseconds, for example less than 50 ms or 20 ms or 10 ms or 5 ms , that is to say less than or equal to the exposure time of the detector used. More preferably, the surface is scanned with a chosen pattern (for example line or square or rectangle or point), at a rate compatible with a video type of visualization, for example a rate of the order of 25 Hz. the user does not perceive any discomfort due to this scan.
  • a chosen pattern for example line or square or rectangle or point
  • a slower scanning is carried out, the whole of the object being scanned in a few hundred ms to a few seconds by example between 100 ms and 1 s or 5 s.
  • This "slow" mode makes it possible to locate non-perceptible details during a fast scan. But in this case, the user can perceive the scan.
  • Each position of the excitation source on the surface of the object leads to illumination of the sensing element of the detector, except for the portion that is masked or hidden.
  • the surface of the sensing element can receive photons from the entire surface of the examined object, except from the area that is simultaneously concealed or masked.
  • the final image output from the detector is the result of all observations made during the scanning of the surface by the excitation beam. But it is preferably a single image, not a set of images that would have been acquired individually for each position of the excitation beam. Indeed, in this case, it would have been necessary to memorize each individual image, then to sum it. In addition, this type of technique increases the background noise, since part of this noise comes from the reading of each image.
  • This technique makes it possible to obtain a specific fluroescence signal having a good contrast, especially when it comes from the deep zones of the examined object.
  • this technique makes it possible to better observe the radiation emitted by the only zones of interest, without disturbance, coming from the emission of radiation coming from the parts of the scattering object close to the excitation surface, or with a very low disturbance.
  • an operator chooses the shape that he wishes to give to the excitation light on the surface of the object to be examined (that is to say the pattern), as well as the speed with which he wishes to move this shape. elementary on this surface (scanning speed). The exposure time of the sensor is determined accordingly.
  • Figure 4A is an example of an experimental system for implementing the invention.
  • the illumination of an area of an object 1 is obtained using a source 2 of radiation, for example a continuous laser whose beam 200, which emits for example a radiation in the infrared or even near-infrared, is focused with focusing means 16 to reach a certain area on the surface of the scattering medium 1, this zone possibly being a line or a band, as in the examples described below.
  • a source 2 of radiation for example a continuous laser whose beam 200, which emits for example a radiation in the infrared or even near-infrared, is focused with focusing means 16 to reach a certain area on the surface of the scattering medium 1, this zone possibly being a line or a band, as in the examples described below.
  • the excitation light then diffuses into the scattering medium in a different zone from the preceding zone and will excite one or more fluorescent species.
  • the radiation emitted by the source 2 will pass through a cylindrical lens 10 which will be able to allow it to be shaped in a strip or a line. It is also possible to obtain a band or a line by directing the radiation 200 on the edge of a prism 40 in the shape of a "roof", as illustrated in FIG. 14. This shaped radiation then passes through a dichroic mirror 12 and is reflected on a first surface of a rotating mirror 14 (for example a galvanometric mirror whose two faces are reflecting, the second being directed - in the position shown in Figures 4A - to the detection means 8), to be directed to the object 1 examined, possibly through a lens 16.
  • the rotation speed of the mirror is defined according to the desired scanning speed at the surface of the ob and.
  • the fluorescence radiation emitted as a result of this excitation will be directed towards the detection means 8, for example a CCD camera whose sensitive element consists of a set of pixels forming a matrix.
  • the radiation On its way to these detection means, the radiation will be filtered so as to eliminate the radiation that comes from at least the area of the surface of the object 1 which has been illuminated by the excitation beam.
  • a mask or mask 22 may be located in this path of the fluorescence radiation, so as to block the fraction of this radiation that comes from the area that has been illuminated by the excitation beam.
  • the cover can also be arranged between the mirrors 12 and 18, or between the mirrors 16 and 24, but preferably not at the detector input.
  • the fluorescence radiation first follows a path opposite to that of the excitation beam: it is reflected by the first face of the mirror 14, that is, say by the one that was used to reflect the excitation beam 200 to direct it towards the examined object, since, between the moment when the excitation beam arrives on this first surface and the moment at which the fluorescence radiation arrives also on this first surface, the mirror 14 has moved very slightly in its rotational movement.
  • the fluorescence radiation then follows a path from the mirror 14 to the mirror 12, then is returned to the detection means 8 by means of two fixed mirrors 18, 24, between which the mask 22 is arranged, the mirror 24 allowing, in turn, to return the fluorescence radiation to the second face of the mirror 14 which will finally direct it to the detection means 8, possibly through filtering means 7 provided for example to eliminate any residual radiation from the source 2 of radiation.
  • the filtering means 7 are in particular implemented when a fluorescence image is produced, in order to limit the detection at the fluorescence wavelength.
  • the excitation beam sweeps the surface of the sample, but the scanning movement is compensated in the fluorescence light by the same mirror. This makes it possible to mask the parasitic illumination zone by the mask 22.
  • the masked fluorescence light In order to reconstruct an image on the detector, the masked fluorescence light must be scanned on the input face of the detector using the second face of the mirror. 14, facing the detector 8.
  • the source, the cover 22 and the detector are all fixed with respect to the examined object, only the mirror 14 being in rotational movement.
  • the cache 22 may be part of a mobile assembly, which carries different forms of cache, for example with different possible widths depending on the width of a line or a strip of excitation on the surface of the object.
  • width of this line varies, for example on the decision of an operator to perform a scan with thinner lines, then we can vary the selection of the cache 22 by rotating or moving the support on which it is maintained.
  • the rotating mirror 14 may be replaced by a polygonal support 15, each side of which may be coated with a reflecting surface, for example of hexagonal section, as shown in FIG. 13.
  • This support is rotated around a central axis X and which will allow to sweep the surface of the object.
  • the beam scattered by the object can be transmitted to the detector in the same manner as described above with FIG. 4A.
  • a mirror 100 rotating in its plane and structured or microstructured, may be arranged between the source and the medium, comprising at least a first reflecting portion 101 in the shape of an arc of disc (see Figure 15A), or line ( Figure 15B) or point-like zones arranged in a spiral, according to an arrangement of the type of that of Nipkow disks (Nipkow dise) or based thereon.
  • This first reflecting part 101 makes it possible to send the excitation light 200 towards the scattering medium 1, in order to form an excitation surface delimited on the surface of the diffusing medium.
  • the shape of the first reflecting portion 101, reflecting the excitation beam from the source determines the pattern of the excitation beam.
  • the first reflecting part 101 also makes it possible to mask the diffusion signal coming from the excitation surface, so that it is not detected by the detector 8.
  • the angle ⁇ of the arc can be a few degrees, or even a few tenths of a degree, for example between 0.1 ° or 0.5 ° and 1 ° or 5 ° or 10 °. .
  • this first portion 101 On the rotating mirror, the complementary part of this first portion 101 is a second portion 102, transparent to the excitation radiation and diffusion. This part does not reflect the excitation beam towards the scattering medium, but transmits the optical signal emitted by the object 1 towards the photodetector 8.
  • At least one zone adjacent to the reflecting portion 101 may advantageously consist of an absorbent zone, thus constituting a third zone 103, for example covered with an absorbent material, so as to block the broadcast optical signal emitted by the surface of object 1 adjacent to the excitation surface.
  • the width of this absorbent zone can be determined according to the optical properties of the medium, as previously mentioned.
  • the disk 100 may comprise a plurality of first reflecting portions 101 1, 10 2,... And hence a plurality of second transparent portions 1 2, 102 2 , ... and possibly a plurality of third portions.
  • the reflecting zones 101 1 , 101 2 may be distinct from each other and not necessarily identical to each other: they may in particular differ by their respective angles.
  • absorbent zones 103i, 103 '1 in the vicinity of a reflecting zone may be different from the absorbing zones 1032, 103'2 in the vicinity of another reflecting zone.
  • the speed of rotation of the disk 100 can be from a few hundred revolutions per minute to a few thousand revolutions per minute.
  • the diameter of the disc may be between 1 cm or 5 cm and 20 cm.
  • the device comprises:
  • an excitation source intended to produce an excitation light beam
  • a rotary disc 100 comprising at least a first reflecting portion 101, intended to project a portion of the excitation light beam; 200 towards the surface of the scattering medium 1, according to a determined pattern, the surface of the medium against which the beam is projected being the excitation surface of the medium, the rotating disc comprising at least a second portion, transparent to the excitation radiation, as well as the optical signal emitted by the scattering medium 1 under the effect of the excitation beam, said optical transmission signal,
  • a detector or photodetector 8 intended to collect the optical transmission signal transmitted by a second transparent portion 102 of the disk, the optical transmission signal coming from the excitation surface being then blocked by the first reflecting part 101 of the mirror 100.
  • the mirror may comprise at least a third absorbent part 103, 103 ', adjacent to a first reflecting part, this part blocking in particular the transmission signal from the medium towards the detector 8 and possibly a part of the excitation beam 200.
  • the means 8 comprise means for digitizing the image.
  • Means 34 for processing the data will make it possible to implement a processing method for formatting the data of the digital image thus obtained.
  • These electronic means 34 comprise for example a microcomputer programmed to store and process the data acquired by the means 8. More precisely, a central unit 36 may be programmed to implement such a method of treatment.
  • the means 34 may optionally control or control other parts of the experimental device, for example the triggering of the radiation source 2 and / or the rotation of the mirror 14.
  • such a system can be easily integrated, with a small footprint, for example in a perioperative probe, portable or disposed above a field operative.
  • an operator for example a surgeon can continue to use a fluorescence visualization instrument without changing anything as usual.
  • the visibility of the fluorescence signal is increased by a factor that can wait several tens (see below).
  • the scan is performed at a video rate, the practitioner does not perceive a visual difference compared to a uniform illumination.
  • the medium studied can be a diffusing medium, for example a biological tissue.
  • incident radiation can penetrate into the medium, the depth of penetration into the medium of up to a few cm depending on the attenuation coefficient of this medium, for example 3 cm or 5 cm.
  • fluorophores located at a distance of between 0 cm (thus very close to the surface) and 3 cm or 5 cm will be detected.
  • the detection means 8 thus detect a radiation which comes from the zone of the scattering medium excited by the laser beam, which passes through the diffusing medium towards the boundary between the diffusing medium and the external medium, then which is filtered and finally reaches the detection means 8.
  • the medium studied can be a living medium. It may be for example an area of the human or animal body.
  • the body envelope constitutes the interface of the diffusing medium with the external medium.
  • An excitation source is therefore focused on this interface, for example along a line. Markers injected into this scattering medium make it possible to locate areas such as tumors.
  • a laser source of excitation wavelength equal to 690 nm is focused along a line on the interface and allows for excitation of the fluorophores in the scattering medium, to a depth of up to a few centimeters.
  • the beam of the excitation radiation is positioned above the object and an observation is made in reflection: the fluorescence signal is detected above the object, or on the same side of the object as the radiation source.
  • the configuration is therefore that of a backscatter system.
  • the exposure time of the photodetector detector is preferably such that it allows the collection of the optical transmission signal when the beam of excitation is projected on the medium diffusing successively according to a plurality of positions.
  • the various optical signals of interest are collected for a continuous duration equal to the exposure time.
  • the detector then collects several spatially filtered emission signals, for example, in the case of devices of FIG. 4B, at least by the first reflecting part of the mirror.
  • each line (or each column) of pixels is capable of collecting an optical signal between a start of read signal and an end of read signal.
  • each pixel of the line (or column) may be blind.
  • the read signal and the end of read signal are shifted, and they successively scan all the rows (or columns) being offset by a constant time difference.
  • the pixels are active and collect photons to form an image: we can then speak of time period of signal acquisition.
  • the pixels are blind: one can then speak of period of blindness.
  • the advantages of a system according to the invention are notably its speed of formation of the filtered image of the parasitic zone thanks to the optical filtering (by means 22, 100) and no longer digital, the need to acquire only a single image, instead of the multitude of images previously required, and the ease of use for the user who does not see the different steps of acquisition.
  • the set of acquisitions, for the different positions of the excitation beam the surface of the object is preferably carried out for a duration less than or equal to the exposure time of the detector.
  • Another mode of operation is that according to which each acquisition is stored in memory, for example in the means 36, then the set of images is superimposed by summation using the same means 36; this technique is more time consuming than the one already described above and adds noise to the final image.
  • G s (r) (r in ⁇ ) can be determined using a Monte-Carlo simulation, or by solving the radiative transfer equation or, most often, by solving the diffusion equation (1) at which we add edge conditions:
  • This formula is interesting to simulate measures for which one is able to insert the sources (and detectors) in the medium (for example thanks to optical fibers at the end of a biopsy needle).
  • one wants to be more rigorous one can take into account the influence of the edges by solving numerically (finite elements for example) the equation (1) in the presence of a equation of condition with the limits (partial current or conditions extrapolated limits).
  • each photon is first emitted by the source, in position S, following a point or a line. Since the source density indexed by S is S s (r s ) which may be along an excitation line or an excitation point, the photon density ⁇ 5 (/ ") at a point r of the medium will be of the form:
  • the coefficient can be known (by the knowledge of the transmission of the filter arranged upstream of the detector) or measured experimentally.
  • this light is absorbed according to the concentration and the absorption cross-section of the medium and the contrast medium used in r, and is then converted to the fluorescence wavelength in r.
  • G (r, r d ) is the solution of (1) by replacing r s by r d (r d being the position of the detector considered). This function represents the transfer of light between the points r and r d .
  • D d is the response of the supposedly punctual detector to the position r d .
  • F (r) is the interesting part
  • ⁇ Ps (r d ) are parasitic signals.
  • P s (r d ) is a function that is equal to 1 everywhere except in the vicinity of the detector pixels optically coupled with the excitation surface of the medium where it is ideally 0. The signal reaching the pixel of the photodetector located at point r d after integration, is finally:
  • ⁇ 3 ' 10 cnf 1 .
  • These values correspond to typical optical properties that can be found in the breast.
  • the fluorescence yield is arbitrarily taken at 8xlCT 5 (cm 2 ) which corresponds to a fluorescence volume of a voxel of dimensions 0.2x0.2x0.1 with a fluorescence quantum yield of 0.2, at the linear absorption concentration of O.lcnf 1 which is typical for the ICG fluorophore at a usual concentration (1 ⁇ / L).
  • Less intense fluorescence (1.5 ⁇ 10 -8 cm 2 ), but evenly distributed, is added to simulate autofluorescence and nonspecific fluorescence.
  • the fluorescence filter 22 is assumed to reject the excitation with an efficiency of 10 6 . The knowledge of this efficiency makes it possible to simulate the excitation leaks, and thus to determine the parameter a previously defined. In fact, with such a level, the leakage signal is very inferior to the autofluorescence signal and the nonspecific signal.
  • the medium is scanned in the simulation by a set of 21 source lines 20i (for the abscissa ranging from -2 cm to +2 cm in steps of 0.2 cm).
  • the propagation of light is modeled by the formula (2), that is to say that we use analytical formulas to facilitate the study of this case.
  • the formula (2) that is to say that we use analytical formulas to facilitate the study of this case.
  • For each position of the line the different contributions of parasitic signals and the contribution of the useful signal at the measurement face of the object are calculated.
  • This signal is filtered (or not depending on whether wants to show the case according to the invention or the nominal case, known) at the position of the source, on the source line and on the two adjacent lines (in other words, the detected radiation is deprived of the contributions of these three lines ).
  • the total visibility that is to say the ratio of all the useful fluorescence of the image divided by the set of parasitic signals of the image, since the fluorescence signal extends over a number of increasing pixels when the fluorophore plunges into the medium.
  • the useful signal is therefore not limited to the center.
  • Figure 6A shows the intensity of the theoretical signal obtained by a conventional backscattering fluorescence system, i.e. for uniform illumination of the object.
  • the fluorophore was at a depth of 0.2 cm and the visibility in the center obtained is of intensity 1.8 because the uniform background has an intensity of 0.05 while the signal is of intensity 0.04.
  • This signal of FIG. 6A is broken down into parasitic signals (A + L) (FIG. 6B), also called “background”, and in specific fluorescence signal (F) ( Figure 6C).
  • FIG. 7A shows the signal obtained, again in backscattering, for line illumination and detection masked by a mask in the form of a line, for a fluorophore at a depth of 0.2 cm.
  • the cache extends to filter any radiation coming directly from the source line and the 2 lines adjacent to the source line (ie 1 line on either side of it).
  • the signal is broken down into parasitic (or background) signals (A + L) (FIG. 7B) and specific fluorescence signal (F) (FIG. 7C).
  • the fluorophore is here more visible because the scale is set back to the strongest signal and the background appears with a lower hue.
  • Figure 8A shows the resulting image in the same configuration as for Figures 6A-6C and 7A-7C.
  • This signal is broken down according to the spurious signals (A + L) (FIG. 8A) and according to the specific fluorescence signal (F) (FIG. 8B). Compared to FIGS. 6A-6C and 7A-7C, the fluorophore is more visible because the parasitic signal no longer appears.
  • the center visibility curve (F + A + L) / (A + L) is given, in FIG. 9A, as a function of the depth of the fluorophore P f in the case of a conventional backscattering fluorescence (FRI) system.
  • curve I the system with masked detection and line illumination
  • curve III point illumination
  • FIG. 9B the gain provided by line lighting or "point" lighting (and their respective associated masking) is shown with respect to the conventional configuration, again as a function of p f .
  • the gain is neighbor of 6 for shallow depth in the case of the line, and neighbor of 40 in the case of the point.
  • curves of FIG. 10A represent the evolution of the total visibility as a function of the depth p f of the fluorophore and those of FIG. 10B the gain on the total visibility as a function of this same depth.
  • the invention also makes it possible to obtain depth information of fluorescent inclusions in a medium, to better identify the position, for example of a fluorophore located on a tumor.
  • a 3-dimensional map of the distribution of fluorescence can be obtained if a method according to the invention is implemented.
  • the two acquisition modes provide two measured data, containing as much data as detector pixels, M (0) d (t) and M (1) d (t).
  • M (0) d (t) M (1) d (t).
  • X m the matrices of sensitivities
  • U (0) d m and U (1) d m These matrices of sensitivities can be determined from equation (5). They connect the signal measured by a detector located in r d to the useful fluorescence signal F (r) and to the autofluorescence signal A (r) produced by the voxel m whose center has the coordinate r.
  • Excitation leaks respectively denoted ccV 0> and cV ⁇ may be modeled or estimated analytically from an equation such as equation (5).
  • a method according to the invention makes it possible to highlight the intense and localized contributions F m with respect to the less intense and distributed contributions.
  • modality i is meant a scanning of the excitation beam according to a parameter i, this parameter possibly comprising: the shape of the pattern, and / or its dimensions, and / or the scanning speed.
  • Two modalities i, j are different if at least one of these parameters differs for these two modalities.
  • We then understand that by combining the acquisitions M d (l) obtained in different modalities i (i varying from 1 to n, n being a positive integer different from 1), we obtain a more accurate estimate of the X fluorescence map. m .
  • the scanning performed makes it possible to obtain a fluorescence map X m in which the contribution of the parasitic signal A m is reduced.
  • results obtained by making different images, corresponding to scans made of the excitation beam, made in different ways, can be advantageously combined to reconstruct a fluorescence map of the medium.
  • a reconstruction algorithm can be iterative (ART, SART, SMART, SIRT etc %), probabilistic and / or comprise various regularizations, for example of the Tikhonov type, of total variation or parsimony, and / or comprise constraints of support from the prior knowledge of organ position (which may have been obtained by another device, for example an image obtained by X-ray or ultrasound.
  • the visualization means 37 make it possible to represent the spatial mapping of the fluorophores or, more generally, the species of interest.
  • an object of the invention is also a method for reconstructing a fluorescence map X m of a diffusing medium, comprising the following steps:
  • a first excitation of the medium is carried out according to a first modality i)
  • each position of the excitation beam giving rise to an emission of a corresponding signal
  • said optical signal of interest having on the one hand one or more components of interest due to one or more markers, on the other hand a parasitic component due to a part of the medium other than the markers, at each position of the excitation beam, each optical signal of interest is spatially filtered by removing from it, before it is detected by a radiation sensor (8), at least the signal coming from the illuminated surface by the excitation beam on the surface of said diffusing medium,
  • the combination of the measurements M d (l) and M d (j) corresponding to each modality, to obtain a map of the optical properties X m generally passes through the resolution of a linear system.
  • This system links these measurements M d (I) and M d (j) to a sensitivity matrix U 1 ⁇ , U 3 dm , each matrix connecting the measured signal Md 1 , Md 3 by a detector d with optical properties, for example fluorescence and / or autofluorescence, voxel m of the scattering medium.
  • the invention applies to other cases than that of fluorescent markers and can be applied to the reconstruction of absorption properties of a medium.
  • absorbing zones which may be considered as markers, is that of certain cancerous tumors.
  • a method according to the invention then comprises steps identical or similar to that previously described in the context of the fluorescence, namely:
  • the spatial filtering in the sense explained above, that is to say eliminating the contribution of the area illuminated by the excitation radiation
  • excitation radiation has a wavelength less than one or more lengths of one detected, regardless of the type of interaction between the excitation radiation and the medium, containing one or more markers. as defined above:
  • the fluorescence wavelength is greater than the wavelength of the excitation radiation
  • the detected radiation has a wavelength equal to the excitation radiation.
  • FIGS. 11A-11D show an experiment performed on a mouse 29 in which a fluorescent rectal capillary 31 has been inserted.
  • the reference 37 designates an observation window.
  • the excitation radiation forms a line 20i, while the detected area is the area designated by the reference 20 'i.
  • the distance between these two zones is the distance d.
  • This experiment does not reproduce the conditions of the present invention, namely that a scan of the surface of the examined object, here the mouse, is not carried out here. However, it makes it possible to highlight the interest of making an observation at some distance from the zone illuminated by the excitation radiation.

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Abstract

L'invention concerne un procédé de localisation d'au moins un marqueur optique dans un milieu diffusant, dans lequel on réalise une pluralité d'excitation du milieu en balayant un faisceau d'excitation à la surface dudit milieu diffusant selon un motif périodique, chaque position du faisceau d'excitation donnant lieu à une émission d'un signal correspondant, comportant d'une part une ou plusieurs composantes d'intérêt dues à un ou plusieurs marqueurs, d'autre part une composante parasite due à une partie du milieu autre que les marqueurs. On filtre chaque signal optique en éliminant au moins le signal provenant de la zone occupée par le faisceau d'excitation sur la surface dudit milieu diffusant. Puis on réalise une acquisition (X) de chaque signal, à l'aide du capteur de rayonnements (8).

Description

PROCEDE ET DISPOSITIF POUR EXAMEN OPTIQUE EN GEOMETRIE
DE REFLEXION
DESCRIPTION DOMAINE TECHNIQUE ET ART ANTÉRIEUR
L' invention concerne le domaine de l'imagerie moléculaire de fluorescence ou d'absorption (auquel cas on peut considérer que la fluorescence a lieu a la même longueur d'onde que la longueur d'onde d'excitation) sur les tissus biologiques en géométrie de rétrodiffusion .
Elle s'applique notamment à l'imagerie moléculaire optique sur le petit animal et à l'imagerie moléculaire optique sur l'homme (cerveau, sein, autres organes où des fluorophores , ou des espèces absorbantes et simplement diffusantes, peuvent être injectés, injection systémique) .
L'application particulièrement visée est la visualisation de tumeurs marquées en mode peropératoire, comme illustré en figure 1 : sur cette figure, un patient 1 est représenté schématiquement , avec une zone marquée à l'aide d'un bio-marqueur 3. Le patient est examiné à l'aide d'un système en rétro diffusion (FRI) qui se compose d'une source 2 de lumière uniforme et d'un système composé d'une caméra 8, par exemple une caméra CCD, et d'un ou plusieurs filtre 7 (filtres passe-haut), sensible à la longueur d'onde de fluorescence du marqueur 3.
A l'heure actuelle, la localisation de cellules malades lors d'une opération chirurgicale se fait en éclairant uniformément, comme sur la figure 1, une zone d'intérêt avec une lumière de longueur d'onde comprise entre 600 et 900 nm (fenêtre thérapeutique) afin d'exciter des bio marqueurs 3 adaptés.
Cependant, on constate que cette manière de procéder présente le défaut d'exciter, de façon très significative, des phénomènes parasites de fluorescence de surface. Ces derniers produisent un signal de bruit, gênant la détection, puis l'imagerie, de zones profondes de fluorescence. Parmi ces phénomènes, on compte notamment
- la fluorescence non spécifique, c'est-à- dire la fluorescence des aux marqueurs fluorescents non fixés sur la zone d'intérêt,
- la fluorescence naturelle des tissus,
- le signal d'excitation non filtré par le filtre placé en amont du détecteur, et étant par conséquent considéré comme un signal de fluorescence. En effet, il est usuel de placer, en amont du détecteur, un filtre dont la bande passante est centrée sur la longueur d'onde de fluorescence, ce filtre étant le plus opaque possible aux longueurs d'onde d'excitation. Ce signal non filtré peut être désigné par le terme "fuite d'excitation".
Ces trois contributions forment un signal parasite. Lorsque la zone d'intérêt, marquée par un fluorophore, est située en profondeur, la fluorescence qu'elle produit peut être masquée par ces signaux parasites au point qu'elle peut même ne pas être détectée. Par la suite, on utilise le terme « autofluorescence » pour désigner la fluorescence non spécifique et la fluorescence naturelle des tissus.
Il est préférable que détection et source de lumière soient séparées afin de minimiser la contribution de ces signaux parasites de surface Autrement dit, il est préférable d'exciter un objet à un endroit, et détecter le signal de fluorescence émergent d'un autre endroit dudit objet
Une telle structure avec une séparation entre sources et détecteurs se trouve dans de nombreux systèmes optiques, mais sert en général à fournir des données à des algorithmes de reconstruction en 3D de cartes de fluorescence. En outre ces reconstructions ne sont en général par instantanées et ne sont donc pas adaptées à des prises d'images per-opératoires , in situ, pour lesquels il y a un besoin d'avoir un résultat immédiat.
En outre, la séparation entre source et détecteur va à l' encontre du procédé connu d'imagerie de fluorescence, tel que celui illustré en figure 1, où chaque point de détection est aussi une position de source .
Le document EP 1 566 142 divulgue une technique avec séparation de l'illumination et de la détection. Mais ce système est utilisé afin de s'affranchir des réflexions spéculaires, donc provenant de la surface, des tissus, réflexions qui n'existent pas dans le cas de l'imagerie de fluorescence. EXPOSÉ DE L ' INVENTION
L' invention concerne d' abord un procédé de localisation d'au moins un marqueur optique dans un milieu diffusant, dans lequel :
a) on réalise une pluralité d'excitation du milieu en balayant un faisceau de lumière d'excitation à la surface dudit milieu diffusant selon un motif déterminé, chaque position du faisceau d'excitation donnant lieu à une émission d'un signal correspondant, dit signal optique d'intérêt, comportant d'une part une ou plusieurs composantes d'intérêt dues à un ou plusieurs marqueurs, d'autre part une composante parasite due à une partie du milieu autre que les marqueurs ,
b) à chaque position du faisceau d'excitation, on filtre spatialement chaque signal optique d'intérêt en éliminant de celui-ci, avant qu'il ne soit détecté par un capteur de rayonnements, au moins le signal provenant de la zone illuminée par le faisceau d'excitation sur la surface dudit milieu diffusant,
c) à chaque position du faisceau d'excitation, on réalise une collection (X) de chaque signal optique d'intérêt spatialement filtré, à l'aide du capteur de rayonnements,
d) on forme une image à l'aide du capteur de rayonnements, rassemblant l'ensemble des signaux optiques d'intérêt spatialement filtrés lors de chaque position du faisceau d'excitation.
A chaque position du faisceau d'excitation, le signal optique d'intérêt est de préférence spatialement filtré de telle sorte que le signal provenant de la surface d'intérêt de l'objet est détecté par le détecteur, à l'exception de, seulement, l'intersection de la surface du milieu diffusant et du faisceau d'excitation, et éventuellement d'une zone s ' étendant autour de cette intersection, par exemple jusqu'à distance inférieure à une distance d'extension.
Il est possible, au cours du même temps de pose du capteur de rayonnement, que le faisceau d'excitation balaye plusieurs positions de la surface du milieu diffusant, et à chacune de ces positions, le capteur de rayonnement, par exemple un photodétecteur, collectant le signal optique diffusé par le milieu, à l'exclusion du signal optique provenant de la portion de la surface du milieu diffusant, portion sur laquelle le faisceau d'excitation est incident.
Autrement dit, durant le même temps de pose, le détecteur ou le photodétecteur peut collecter le signal spatialement filtré alors que le faisceau d'excitation occupe successivement différentes positions sur la surface de l'objet. Le temps de pose du photodétecteur est choisi de façon à permettre la collection de signaux optiques spatialement filtrés obtenus à différentes positions du faisceau d'excitation. A la fin du temps de pose, on lit le signal collecté par le photodétecteur, afin de constituer une image rassemblant ou superposant l'ensemble des signaux optiques spatialement filtrés collectés au cours des différentes positions du faisceau d'excitation. La suppression de la contribution, au signal d'intérêt, des photons provenant de la zone occupée par le faisceau d'excitation, avant qu'ils n'atteignent le détecteur, permet d'augmenter singulièrement le contraste des objets ou des marqueurs optiques visualisés sur l'image formée.
Le motif illuminé par chaque position du faisceau d'excitation peut être périodique.
Il peut s'agir d'une ligne, qui est progressivement déplacée à la surface du milieu examiné. Par exemple la ligne est déplacée de manière à balayer toute la surface du milieu faisant face au détecteur. Elle peut par exemple être déplacée en occupant quelques dizaines, voire quelques centaines de positions le long du milieu observé, par exemple entre 10 ou 20 ou 50 et 100 ou 500 positions.
En variante, il peut s'agir d'un carré ou rectangle ou un point, qui est progressivement déplacé le long de la surface du milieu examiné. Par exemple le motif périodique est alors déplacé entre 20 et 500 fois à la surface du milieu.
De préférence, l'ensemble de la surface du milieu examiné est balayée par le faisceau d'excitation en une durée inférieure à quelques centaines de ms, par exemple inférieure à 500 ms ou 200 ms, et, de façon particulièrement avantageuse, en une durée inférieure à 100 ms ou 50 ms .
Le balayage de la surface de l'objet peut donc être très rapide, l'impression visuelle restant la même que dans le cas d'un éclairage uniforme ; mais on a préalablement filtré le signal parasite, qui provient principalement de la zone d' éclairage alors que le signal intéressant peut se trouver plus loin. Autrement dit, à chaque position du faisceau d'excitation sur le milieu, le signal provenant de la surface éclairée n'est pas détecté. On détecte alors un signal optique ne provenant que de la surface du milieu non éclairée par la source. Les inventeurs ont en effet mis en évidence qu'un tel signal présente une composante parasite négligeable, alors que sa composante d'intérêt peut être exploitable. Par surface du milieu éclairée par la source, ou surface d'excitation, on entend l'intersection entre la surface du milieu diffusant et le faisceau d'excitation lumineux produit par la source : il s'agit donc de la surface du milieu illuminée par la source, vue par le détecteur.
L'excitation est réalisée à la surface du milieu dans une zone, dite zone d'excitation, qui correspond à l'intersection entre la surface du milieu diffusant et le faisceau d'excitation lumineux produit par la source d'excitation. La lumière d'excitation diffuse ensuite dans une zone du milieu différente de la zone d'excitation. En filtrant udicieusement les signaux provenant de la surface d'excitation (ou surface d'illumination), on réduit la quantité de signal parasite détectée. Cette technique n'est pas compatible avec un éclairage uniforme sur l'ensemble de la surface car il faudrait alors retirer toute l'image à 1 ' image .
De préférence la surface sensible du détecteur reçoit un signal optique d'intérêt dont les contours sont stables. Selon un mode de réalisation, l'ensemble de la surface du milieu examiné est balayée par le faisceau d'excitation à l'aide d'une surface réfléchissante qui réfléchit également chaque signal de fluorescence émis par le milieu étudié.
On peut filtrer spatialement chaque signal optique d'intérêt à l'aide d'un cache situé sur le trajet de ce signal en direction des moyens de détection. Autrement dit, le signal optique provenant de la surface d'excitation est stoppé par le cache disposé en amont du détecteur, ce cache étant disposé sur le chemin optique du faisceau diffusé par le milieu diffusant, entre ledit milieu et le détecteur.
Un procédé selon l'invention peut comporter en outre une étape de calcul de la distribution spatiale des fluorophores . On peut donc effectuer une reconstruction en 3D des cartes de fluorescence.
Dans ce cas, on réalise une pluralité de balayage, la position de la source par rapport au milieu étant déplacée entre au moins deux balayages. Par exemple, lorsque le motif éclairé par la source est une ligne, on réalise un balayage du milieu selon une première position de la source par rapport au milieu, puis un balayage du milieu selon une autre position de la source par rapport au milieu. Les images obtenues, correspondant à chaque balayage, sont utilisées comme données d'entrée pour un algorithme de reconstruction. On peut alors combiner des images obtenues :
- en modifiant la position de la source par rapport du détecteur, - et/ou en modifiant le motif de projection du faisceau d'excitation.
Le rayonnement d' excitation a par exemple un spectre dans le rouge ou l'infra rouge. Le signal optique d'intérêt peut être en particulier détecté à des longueurs d'onde supérieures à 600 nm.
Le marqueur optique peut être un marqueur fluorescent, l'excitation du milieu étant alors réalisée à au moins une longueur d'onde d'excitation d'au moins un marqueur fluorescent, le signal optique détecté résultant de l'excitation étant à au moins une longueur d'onde d'émission d'au moins un marqueur fluorescent .
En variante, le marqueur optique est une zone présentant au moins un coefficient d'absorption différent de celui du milieu diffusant, le signal optique détecté résultant de l'excitation du milieu par un signal d'excitation, et de la diffusion, dans ce milieu, du signal d'excitation.
Dans un procédé selon l'invention, l'ensemble de la surface du milieu examiné peut être balayée par le faisceau d'excitation à l'aide d'un disque rotatif, comportant au moins une première partie réfléchissante, qui projette une partie du faisceau lumineux d'excitation vers la surface du milieu diffusant, selon un motif déterminé, la surface du milieu contre laquelle le faisceau est projeté étant la surface d'excitation du milieu, le disque rotatif comportant au moins une deuxième partie, transparente au signal optique émis par le milieu diffusant sous l'effet du faisceau d'excitation, dit signal optique d ' émission .
L'ensemble des signaux optiques d'intérêt permettant de former une image peuvent être collectés, pendant un temps de pose, donc une durée continue, du capteur de rayonnements.
En variante, l'ensemble des signaux optiques d'intérêt permettant de former une image peuvent être collectés, mémorisées, puis additionnés pour former ladite image.
L'invention concerne également un dispositif de localisation d'au moins un marqueur fluorescent dans un milieu diffusant, comportant :
a) une source de rayonnement,
b) des moyens pour réaliser un balayage d'un faisceau d'excitation émis par la source de rayonnement, à la surface du milieu diffusant et selon un motif déterminé,
c) des moyens pour filtrer spatialement chaque signal optique d'intérêt, émis par le milieu pour chaque position du faisceau d'excitation, en éliminant de ce signal optique d'intérêt, avant qu'il ne soit détecté par un capteur de rayonnements, au moins le signal provenant de la zone occupée par le faisceau d'excitation sur la surface dudit milieu diffusant,
d) un capteur de rayonnements, pour réaliser une collection (X) de chaque signal optique d'intérêt spatialement filtré, à chaque position du faisceau d'excitation, e) des moyens de formation d'une seule image à partir des signaux optiques d'intérêt collectés par le capteur de rayonnements lors chaque position du faisceau d'excitation du balayage.
Un tel dispositif peut comporter un masque de telle sorte que la lumière provenant de la surface de l'objet examiné est captée par le détecteur, à l'exception, seulement, de l'intersection de la surface du milieu diffusant et du faisceau d'excitation, et éventuellement d'une zone pouvant s'étendre autour de cette intersection, par exemple jusqu'à une distance inférieure à une distance d'extension.
On comprend que les moyens de formation de l'image permettent la constitution d'une image à partir des signaux optiques spatialement filtrés collectés au cours du même temps de pose du détecteur.
Le motif peut être périodique ou encore l'ensemble des positions qu'il prend successivement sur la surface de l'objet examiné constitue un motif périodique. Il peut avoir la forme d'une ligne, ou d'un carré ou d'un rectangle ou d'un point, qui est progressivement déplacé à la surface d'un milieu examiné .
De préférence, les moyens pour réaliser un balayage d'un faisceau d'excitation permettent de balayer l'ensemble de la surface d'un milieu examiné en une durée inférieure à quelques centaines de ms, voire inférieur à 50 ms (voir les indications déjà données ci-dessus à ce sujet) . Selon un exemple de réalisation, les moyens pour former un balayage du faisceau d'excitation comportant une surface réfléchissante.
Cette surface réfléchissante peut également permettre de réfléchir chaque signal d' intérêt émis par un milieu étudié.
Les moyens pour filtrer spatialement un signal optique d'intérêt comportent par exemple un cache situé sur le trajet de ce signal en direction des moyens de détection.
Un dispositif selon invention peut en outre comporter des moyens de calcul de la distribution spatiale des fluorophores .
La source de rayonnement permet par exemple produire un rayonnement dont le spectre est au moins en partie dans l'infra rouge.
Dans un exemple de réalisation, les moyens de détection permettent de détecter au moins un rayonnement à des longueurs d'onde supérieures à 600 nm.
Les moyens pour former un balayage du faisceau d'excitation peuvent comporter un disque rotatif peuvent comportant lui-même au moins une surface réfléchissante et au moins une partie transparente .
Un dispositif selon invention peut comporter des moyens pour :
- collecter l'ensemble des signaux optiques d'intérêt permettant de former une image pendant un temps de pose, continu, du capteur de rayonnements, - et/ou des moyens pour collecter, mémoriser, puis former ladite image à partir de l'ensemble des signaux optiques d'intérêt.
BRÈVE DESCRIPTION DES DESSINS
- La figure 1 représente un schéma d'une analyse avec un système en rétro diffusion (FRI) d'un patient avec une zone marquée à l'aide d'un bio¬ marqueur,
- les figures 2A - 2C représentent une surface éclairée par un rayonnement d'excitation en forme de ligne ainsi qu'une vu en coupe du rayonnement dans le milieu examiné,
- les figures 3A - 3E illustrent différentes techniques d'éclairage et de masquage dans un procédé selon l'invention, tandis que la figure 3E représente schématiquement une image obtenue par un procédé selon l'invention,
- les figures 4A et 4B représentent chacune un exemple de structure d'un dispositif pour mettre en œuvre l'invention,
- la figure 5 est un schéma illustrant une géométrie adoptée pour une simulation,
- les figures 6A - 6C, 7A - 7C, 8A - 8C illustrent des résultats de signaux obtenus par simulation d'un procédé selon l'invention, dans différentes conditions,
- les figures 9A - 10B sont des courbes de visibilité et de gain de visibilité dans le cas d'une simulation d'un procédé selon l'invention,
- les figures 11A - 11D illustrent une expérience réalisée sur une souris, - la figure 12 est un schéma illustrant une géométrie de zones de diffusion dans un milieu,
- la figure 13 représente un support polygonal pour un miroir mis en œuvre dans un procédé selon l'invention,
- la figure 14 représente un prisme et un faisceau incident pour former une zone d ' éclairement en forme de ligne ou de bande,
- les figures 15A - 15C sont des exemples de réalisation de miroir tournant pouvant être mis en oeuvre avec un dispositif selon l'invention.
EXPOSÉ DÉTAILLÉ DE MODES DE REALISATIONS DE L ' INVENTION
Dans cet exposé, on va tout d'abord considérer le cas où le (ou les) marqueurs optiques sont des marqueurs fluorescents. Aussi, le signal optique d'intérêt est un signal de fluorescence, et la composante d'intérêt de ce signal est le signal de fluorescence provenant d'un marqueur fluorescent.
Les figures 3A - 3B illustrent un premier exemple de mise en œuvre de l'invention, par balayage par ligne de la surface examinée.
Autrement dit, le faisceau d'excitation prend la forme, sur la surface de l'objet 1 examiné, d'une ligne ou d'une bande 20i, cette ligne ou cette bande d'excitation étant progressivement déplacée sur cette surface, d'une distance sensiblement égale à la largeur 1 de cette bande, mesurée selon sa direction de déplacement, en prenant successivement les positions 20i, 202, 203, ....209, .. , 20j,.... Le balayage peut être réalisé dans l'ordre indiqué sur la figure 3A, c'est-à-dire de bas en haut selon la flèche positionnée en haut à droite de cette figure, ou de haut en bas (c'est-à-dire, dans l'un et l'autre cas, d'une extrémité à une autre de la surface de l'objet examiné) ou encore selon un ordre différent.
Quel que soit l'ordre de déplacement du faisceau d'excitation, après chaque positionnement de celui-ci, selon une ligne ou une bande, la lumière provenant de la surface d'intérêt de l'objet examiné est captée par le détecteur, à l'exception d'au moins l'intersection de la surface du milieu diffusant et du faisceau d'excitation. Dans le cas présent, cette intersection prend la forme d'une bande 20i. Autrement dit, le rayonnement provenant au moins de cette partie ou de cette zone est masqué et le détecteur ne détecte aucun photon en provenance de cette partie ou de cette zone, mais détecte des photons des autres zones situées autour. Pour une position du faisceau d'excitation sur la surface d'intérêt de l'objet examiné le détecteur collecte le signal provenant du milieu diffusant, mais ne provenant pas de la bande 20i. Le faisceau d'excitation passe ensuite la position suivante 20i+i du faisceau d'excitation sur la surface d'intérêt.
On a représenté, en figure 3B, les zones
20' i, 20'2, 2 0 ' 3 , ....20' g, . . , 20'j,..., qui sont en fait elles aussi des lignes ou des bandes, qui seront successivement masquées, au fur et à mesure du déplacement du faisceau laser sur la surface de l'objet examiné. Par masqué, on entend que lors de chaque position, le signal optique provenant d'une zone 20 'i, comprenant la bande 20i, n'est pas détecté. Par exemple, on fait en sorte que ce signal n'atteigne pas le détecteur, en utilisant un cache c'est-à-dire obturateur mécanique. C'est la même zone qui est à la fois éclairée par le faisceau d'excitation et qui est cachée ou masquée en émission. Plus exactement, la zone cachée ou masquée comprend au moins la surface de la zone éclairée par le faisceau d'excitation.
Cette figure 3B représente aussi ce que l'élément sensible du détecteur, par exemple une matrice de pixels, va voir ou détecter, pour chaque position du faisceau d'excitation sur la surface d'intérêt de l'objet. A chaque position de ce faisceau, le détecteur collecte des photons provenant de la partie du milieu complémentaire de la zone cachée ou masquée, cette dernière comprenant au moins la surface du milieu à laquelle le faisceau d'excitation est incident .
L'ordre dans lequel les zones sont successivement cachées est celui indiqué en figure 3B, c'est-à-dire selon la flèche positionnée en haut à droite de cette figure, ou selon un ordre différent si l'ordre dans lequel la ligne d'excitation est positionnée et déplacée à la surface de l'objet examiné est différent
Le nombre de lignes 20i peut par exemple être compris entre 5 et 100, ou encore entre 20 et 50 ou 60. Le nombre de lignes 20' i est identique au nombre de lignes 20j_.
La figure 2A représente une ligne d'excitation, par exemple la ligne 20g, tandis que la figure 2B représente le signal parasite (fuite d'excitation et d ' autofluorescence et de fluorescence non spécifique), détecté lorsqu'on ne procède pas à un filtrage (c'est-à-dire sans masquage) .
Ce signal parasite prend sensiblement la forme d'une ligne, qui correspond à la ligne définie par le faisceau d'excitation à la surface du milieu. On voit que l'intensité totale de ces rayonnements parasites est largement supérieure à l'intensité du rayonnement provenant du fluorophore 3. La figure 2C représente une vue en coupe de la zone d'excitation à la surface de l'objet étudié : on voit le faisceau d'excitation 200, mais aussi que la lumière qui ressort (c'est-à-dire que le signal à recueillir sur le détecteur) est composée principalement de photons ayant fait une courte distance autour de la zone d'illumination. De plus, la densité de photons, à la longueur d'onde d'excitation est particulièrement importante à proximité de la surface d'excitation. Cela tend à générer un signal de fluorescence non spécifique, ou de fluorescence naturelle des tissus. Ainsi, la moindre fuite et/ou fluorescence non désirée produit un signal parasite important. L'image qui en résulte cumule donc ces signaux parasites qui peuvent totalement masquer la fluorescence provenant du fluorophore 3. Autrement dit, dans ces conditions, le rapport signal net (signal de fluorescence spécifique, correspondant à la fluorescence du marqueur 3) sur bruit (signal parasite), n'est pas favorable. On comprend qu'en masquant le signal parasite émergeant du milieu diffusant au niveau ou à proximité de la surface d'excitation, on réduit significativement le bruit, sans réduire le signal optique d'intérêt.
D'autres motifs qu'une ligne peuvent être utilisés .
Par exemple, on a représenté en figures 3C et 3D, le cas d'une illumination par le faisceau d'excitation selon une portion carrée ou rectangulaire à la surface de l'objet à examiner.
Autrement dit, le faisceau d'excitation prend la forme, sur la surface de l'objet 1 examiné, d'un carré ou d'un rectangle 20j_j, repéré cette fois par deux indices, un indice pour la colonne (la colonne la plus à droite étant la colonne 1) et un indice pour la ligne (la ligne la plus en haut sur la figure étant la ligne 1) . La zone d'illumination est donc progressivement déplacée sur la surface du milieu examiné, en prenant successivement les positions 21n,
2I21, 2I31, ....2115, 1NN.
Le balayage peut alors être réalisé suivant 2 dimensions ; un exemple est l'ordre de balayage indiqué sur la figure 3B, c'est-à-dire d'abord de haut en bas, selon la flèche positionnée en haut à droite de cette figure, puis, lorsque le bas de la première colonne est atteint, de nouveau de haut en bas mais selon la deuxième colonne; autrement dit, le faisceau est déplacé suivant une première colonne, d'une distance sensiblement égale à la largeur 1 de cette bande, mesurée selon sa direction de déplacement le long d'une colonne, puis ramené en haut de la surface et décalé d'un cran vers la gauche, pour recommencer à être déplacé selon une deuxième colonne, avec le même pas... On peut envisager un ordre différent.
Après chaque positionnement du faisceau d'excitation selon un carré ou un rectangle, la lumière provenant de l'objet examiné est captée par le détecteur, sauf pour au moins la partie qui vient d'être éclairée par le faisceau d'excitation. Autrement dit, au moins cette partie éclairée est masquée et le détecteur ne détecte ou ne reçoit aucun photon en provenance de cette partie.
On a représenté, en figure 3D, les zones 21'n, 21' 2ir 21' 3i, ....21'46, 21'47, ..., 21'56, 21'57, ...., qui sont en fait elles aussi des carrés ou rectangles, qui seront successivement cachées ou masquées, au fur et à mesure du déplacement du faisceau laser sur la surface de l'objet examiné.
Le nombre de carrés ou rectangles peut par exemple être compris entre 20 et 500, voire au-delà.
On peut envisager d'autres géométries que des motifs carrés ou rectangulaires, par exemple des motifs polygonaux ou circulaires ou en arc de cercle. La forme de la zone de cachée en observation pour le détecteur est adaptée en conséquence (il s'agira le plus souvent de la même forme) . Plus exactement, la zone cachée ou masquée a une surface de préférence comprise entre une et 3 fois la surface de la zone éclairée par le faisceau d'excitation.
Dans tous les cas, quelle que soit la géométrie du faisceau d'excitation en surface de l'objet examiné, on peut réduire sa taille à une surface assimilable à un point. D'autres motifs que ceux illustrés peuvent être utilisés. On sélectionne donc le motif particulier que l'on peut donner au faisceau incident à la surface de l'objet examiné. On balaye l'ensemble de la surface de l'objet examiné à l'aide de ce motif, par exemple selon un certain pas, suivant 1 ou 2 dimensions (dans le cas des figures 3C et 3D, ce pas est égal à la longueur du côté du carré ou du rectangle dans le sens du déplacement) . Simultanément, on visualise cette surface avec les moyens de détection, en masquant au moins la portion simultanément illuminée ou éclairée par le rayonnement d'excitation, le détecteur recevant par conséquent des photons de l'ensemble de la surface sauf de celle qui est masquée ou cachée. Pour une position du faisceau d'excitation sur la surface d'intérêt de l'objet examiné le détecteur collecte le signal provenant de la surface non masquée du milieu diffusant. Le faisceau d'excitation passe à la position suivante du faisceau d'excitation sur la surface d'intérêt. Lorsque le faisceau a balayé l'ensemble des positions prédéfinies, on procède à une lecture des signaux collectés lors de chaque position du balayage, ces signaux ayant été collectés durant le même temps de pose du détecteur.
D'une manière générale, la zone cachée ou masquée peut s'étendre au-delà de la zone éclairée par le faisceau d'excitation. Par exemple, si μ¾ désigne le coefficient d'absorption du milieu diffusant, et μ3 ' désigne le coefficient de diffusion réduit du milieu diffusant, la zone masquée peut s'étendre au-delà de la zone éclairée, jusqu'à une distance d'extension, notée dextension, qui peut par exemple être définie par: dextension ΓΖ H ', n étant strictement positif inférieur à 5, par exemple un entier strictement positif. Selon un mode de réalisation, n est strictement positif et inférieur à 1.
La distance d'extension peut s'étendre autour de la surface du milieu éclairée par la source jusqu'à une distance de quelques mm, par exemple 10 mm ou 5 mm, et par exemple 1 mm ou 3 mm. C'est ne particulier le cas dans les tissus biologiques.
Ainsi, si le motif est constitué d'une ligne ou d'une bande (comme en figure 3A) , la zone masquée aura aussi la forme d'une bande (comme en figure 3B) , de largeur égale à la largeur de la ligne (mesurée selon la direction de déplacement de celle-ci) à laquelle s'ajoute une valeur inférieure ou égale à dextension ou 2x dextension. Si le motif est constitué est d'un rectangle ou d'un carré (comme en figure 3C) , la zone masquée aura aussi la forme d'un rectangle ou d'un carré (comme en figure 3D) , de côtés égaux à ceux du motif d ' éclairement auxquels s'ajoute, sur chaque côté, une valeur inférieure ou égale à dextension ou 2x dextension · Si le motif est constitué d'un disque (ou, dans un cas limite, d'un point), la zone masquée aura aussi la forme d'un disque ou d'un point, de diamètre égal à celui du motif d ' éclairement auquel s'ajoute une valeur inférieure ou égale à dextension ou 2x dextension- Le fait d'étendre la zone masquée autour de la surface d'excitation permet de limiter davantage la composante parasite détectée. La distance d'extension est avantageusement déterminée en fonction des propriétés optiques du milieu, notamment le coefficient d'absorption et le coefficient de diffusion réduit.
De préférence, l'ensemble de la surface du milieu est balayé par le faisceau d'excitation en, au plus, quelques dizaines de millisecondes, par exemple en une durée inférieure à 50 ms ou à 20 ms ou à 10 ms ou à 5 ms, c'est-à-dire inférieure ou égale au temps de pose du détecteur utilisé. De préférence encore, on balaye la surface avec un motif choisi (par exemple ligne ou carré ou rectangle ou point) , à une cadence compatible avec une visualisation de type vidéo, par exemple une cadence de l'ordre de 25 Hz. Cela permet à l'utilisateur de ne percevoir aucune gêne du fait de ce balayage .
Selon un autre mode de réalisation, par exemple lorsqu'on souhaite un meilleur contraste, par exemple une meilleure limite de détection, on procède à un balayage plus lent, l'ensemble de l'objet étant balayé en quelques 100 ms à quelques secondes par exemple entre 100 ms et 1 s ou 5 s . Ce mode "lent" permet de localiser des détails non perceptibles lors d'un balayage rapide. Mais dans ce cas, l'utilisateur peut percevoir le balayage.
Au fur et à mesure que le motif balaie la surface du milieu, on acquiert la lumière provenant de l'objet examiné mais dont la partie qui est simultanément éclairée est masquée. Ainsi, les contributions parasites qui se situent principalement dans cette zone sont rejetées avec une grande efficacité. Ce qui à été expliqué ci-dessus dans le cas de l'éclairage « ligne » avec les figures 2A - 2C ne vaut pour les autres géométries d'éclairage, le même phénomène sera réalisé avec une surface éclairée en forme de carré ou de rectangle ou de point.
Chaque position de la source d'excitation à la surface de l'objet conduit à un éclairement de l'élément sensible du détecteur, sauf pour la portion qui est masquée ou cachée. Autrement dit, la surface de l'élément sensible peut recevoir des photons de l'ensemble de la surface de l'objet examiné, sauf de la zone qui est simultanément cachée ou masquée.
Cela signifie aussi que, lorsque la zone éclairée est située au dessus d'une zone d'intérêt, ici celle occupée par le fluorophore 3, un rayonnement en provenance de ce dernier va être caché pour le détecteur. Ainsi, dans l'exemple de la figure 3B, on voit bien qu'une partie du rayonnement en provenance du fluorophore 3 est cachée par le masque lorsque celui-ci est en position 20' g . De même, sur la figure 3D, on voit bien qu'une partie du rayonnement en provenance du fluorophore 3 est cachée par le masque lorsque celui-ci est en positions 21'46, 21'47, 21'56, 21'57. Mais, d'une manière générale, ceci ne pose pas de problème puisque, pour la plupart des autres positions de la zone d' éclairement , la zone d'intérêt (qui contient le fluorophore 3), ou le rayonnement qui en provient, va émettre des photons qui seront bien perçus par le détecteur . L'accumulation ou la superposition, sur l'élément sensible du détecteur, au cours d'un temps de pose donné, de l'ensemble des photons ainsi détectés va conduire à une image dans laquelle les influences parasites successives de la zone d'excitation elle-même vont toutes être largement atténuées. En effet, le détecteur va essentiellement recevoir des photons provenant de la zone d'intérêt, et dont l'effet va se cumuler sur l'élément sensible du détecteur.
L'image finale fournie en sortie du détecteur est le résultat de toutes les observations effectuées au cours du balayage de la surface par le faisceau d'excitation. Mais il s'agit, de préférence, d'une image unique, et non pas d'un ensemble d'images qui auraient été acquises individuellement, pour chaque position du faisceau d'excitation. En effet, dans ce cas, il aurait fallu mémoriser chacune des images individuelles, puis en effectuer la somme. En outre, ce type de technique accroît le bruit de fond, puisqu'une partie de ce bruit provient de la lecture de chaque image .
Cette technique selon l'invention permet d'obtenir un signal de fluroescence spécifique ayant un bon contraste, notamment lorsqu'il provient des zones profondes de l'objet examiné. Ainsi, cette technique permet de beaucoup mieux observer le rayonnement émis par les seules zones d'intérêt, sans perturbation, venant de l'émission de rayonnement en provenance des parties de l'objet diffusant voisines de la surface d'excitation, ou avec une perturbation très faible. Préalablement, un opérateur choisit la forme qu'il souhaite donner à la lumière d'excitation sur la surface de l'objet à examiner (c'est-à-dire le motif) , ainsi que la vitesse à laquelle il souhaite déplacer cette forme élémentaire sur cette surface (vitesse de balayage) . Le temps de pose du capteur est déterminé en conséquence.
La figure 4A est un exemple de système expérimental permettant de mettre en œuvre l'invention.
L'illumination d'une zone d'un objet 1 (non représentée sur la figure), est obtenue à l'aide d'une source 2 de rayonnement, par exemple un laser continu dont le faisceau 200, qui émet par exemple un rayonnement dans l'infra rouge ou même le proche infra rouge, est focalisé avec des moyens 16 de focalisation pour atteindre une certaine zone à la surface du milieu 1 diffusant, cette zone pouvant être une ligne ou une bande, comme dans les exemples décrits ci-dessus en liaison avec les figures 3A et 3B, ou un carré ou rectangle comme dans les exemples décrits ci-dessus en liaison avec les figures 3C et 3D ou un point ou toute autre géométrie. La lumière d'excitation diffuse ensuite dans le milieu diffusant, dans une zone différente de la zone précédente et va y exciter une ou plusieurs espèces fluorescentes.
Plus précisément, le rayonnement émis par la source 2 va traverser une lentille cylindrique 10 qui va pouvoir permettre de le mettre en forme suivant une bande ou une ligne. On peut également obtenir une bande ou une ligne en dirigeant le rayonnement 200 sur l'arête d'un prisme 40 en forme de « toit », comme illustré en figure 14. Ce rayonnement mis en forme traverse ensuite un miroir dichroïque 12 et va se réfléchir sur une première surface d'un miroir tournant 14 (par exemple un miroir galvanométrique dont les deux faces sont réfléchissantes, la deuxième étant dirigée - dans la position représentée en figures 4A - vers les moyens de détection 8), pour être dirigé vers l'objet 1 examiné, éventuellement à travers une lentille 16. La vitesse de rotation de miroir est définie en fonction de la vitesse de balayage souhaitée à la surface de 1 ' ob et .
Le rayonnement de fluorescence émis à la suite de cette excitation va être dirigé vers les moyens 8 de détection, par exemple une caméra CCD dont l'élément sensible est constitué d'un ensemble de pixels formant une matrice. Sur son trajet vers ces moyens de détection, le rayonnement va être filtré de manière à éliminer le rayonnement qui provient au moins de la zone de la surface de l'objet 1 qui a été éclairée par le faisceau d'excitation.
Par exemple, un cache ou un masque 22 peut être situé sur ce trajet du rayonnement de fluorescence, de manière à bloquer la fraction de ce rayonnement qui provient de la zone qui a été éclairé par le faisceau d'excitation. Le cache peut également être disposé entre les miroirs 12 et 18, ou encore entre les miroirs 16 et 24, mais de préférence pas en entrée du détecteur. En partant de l'objet examiné, le rayonnement de fluorescence suit d'abord un trajet inverse à celui du faisceau d'excitation : il est réfléchi par la première face du miroir 14, c'est-à- dire par celle qui a servi à réfléchir le faisceau d'excitation 200 pour le diriger vers l'objet examiné, puisque, entre l'instant où le faisceau d'excitation arrive sur cette première surface et l'instant auquel le rayonnement de fluorescence arrive lui aussi sur cette première surface, le miroir 14 ne s'est que très légèrement déplacé dans son mouvement de rotation. Le rayonnement de fluorescence suit ensuite un trajet du miroir 14 vers le miroir 12, puis est ramené vers les moyens 8 de détection par l'intermédiaire de deux miroirs 18, 24 fixes, entre lesquels le cache 22 est disposé, le miroir 24 permettant, à son tour, de renvoyer le rayonnement de fluorescence vers la deuxième face du miroir 14 qui va finalement diriger celui-ci vers les moyens 8 de détection, éventuellement à travers des moyens 7 de filtrage prévus par exemple pour éliminer tout rayonnement résiduel en provenance de la source 2 de rayonnement. Les moyens 7 de filtrage sont notamment mis en œuvre lorsqu'on réalise une image de fluorescence, afin de limiter la détection à la longueur d'onde de fluorescence.
Grâce au miroir 14 le faisceau d'excitation balaie la surface de l'échantillon, mais le mouvement de balayage est compensé dans la lumière de fluorescence par ce même miroir. Ceci permet de masquer la zone parasite d'éclairage par le cache 22. Afin de reconstruire une image sur le détecteur, la lumière de fluorescence masquée doit est balayée sur la face d'entrée du détecteur à l'aide de la deuxième face du miroir 14, tournée vers le détecteur 8. Dans ce dispositif, la source, le cache 22 et le détecteur sont tous trois fixes par rapport à l'objet examiné, seul le miroir 14 étant en mouvement de rotation.
Dans le dispositif expérimental décrit ci- dessus, le cache 22 peut faire partie d'un ensemble mobile, qui porte différentes formes de cache, par exemple avec différentes largeurs possibles en fonction de la largeur d'une ligne ou d'une bande d'excitation à la surface de l'objet. Lorsque la largeur de cette ligne varie, par exemple sur la décision d'un opérateur de réaliser un balayage avec des lignes moins fines, alors on peut faire varier la sélection du cache 22 en tournant ou en déplaçant le support sur lequel il est maintenu.
En variante encore, on peut remplacer le miroir tournant 14 par un support polygonal 15, dont chaque côté peut-être revêtu d'une surface réfléchissante, par exemple de section hexagonale, comme représenté en figure 13. Ce support est entraîné en rotation autour d'un axe central X et qui va permettre de balayer la surface de l'objet. Le faisceau diffusé par l'objet peut être transmis vers le détecteur de la même manière que ce qui est décrit ci- dessus avec la figure 4A..
Selon un autre mode de réalisation, exposé dans la figure 4B on peut disposer, entre la source et le milieu, un miroir 100, rotatif dans son plan et structuré ou microstructuré, comportant au moins une première partie réfléchissante 101 en forme d'arc de disque (cf. figure 15A) , ou de ligne (figure 15B) ou de zones ponctuelles disposées selon une spirale, selon un arrangement du type de celui des disques de Nipkow (Nipkow dise) ou basé sur celui-ci. Cette première partie réfléchissante 101 permet d'envoyer la lumière d'excitation 200 vers le milieu diffusant 1, cela afin de former une surface d'excitation délimitée à la surface du milieu diffusant. La forme de la première partie réfléchissante 101, réfléchissant le faisceau d'excitation provenant de la source, détermine le motif du faisceau d'excitation. La première partie réfléchissante 101 permet également de masquer le signal de diffusion provenant de la surface d'excitation, de sorte qu'il n'est pas détecté par le détecteur 8. Lorsque la première zone réfléchissante 101 prend la forme d'arcs de disque, comme représenté sur la figure 15A, l'angle a de l'arc peut être de quelques degrés, voire quelques dixièmes de degrés, par exemple compris entre 0,1° ou 0,5° et 1° ou 5° ou 10°.
Sur le miroir rotatif, la partie complémentaire de cette première partie 101 est une deuxième partie 102, transparente au rayonnement d'excitation et de diffusion. Cette partie ne réfléchit pas le faisceau d'excitation vers le milieu diffusant, mais transmet le signal optique émis par l'objet 1 vers le photodétecteur 8.
De façon optionnelle, au moins une zone limitrophe de la partie réfléchissante 101 peut avantageusement être constituée d'une zone absorbante, constituant ainsi une troisième zone 103, par exemple recouverte d'un matériau absorbant, de façon à bloquer le signal optique de diffusion émis par la surface de l'objet 1 voisine de la surface d'excitation. La largeur de cette zone absorbante peut être déterminée en fonction des propriétés optiques du milieu, comme précédemment évoqué. Sur chacune des figures 15A et 15B, 2 zones 103, 103' absorbantes sont disposées de part et d'autre de la zone réfléchissante 101.
Comme illustré sur la figure 15C, le disque 100 peut comporter une pluralité de premières parties réfléchissantes 101i, IOI2,... et, partant, une pluralité de deuxièmes parties transparentes 1 2 , 1022,... et éventuellement une pluralité de troisièmes parties absorbantes 103i, 1032,... par exemple sous la forme de zones réfléchissantes. Les zones réfléchissantes lOli, 1012, peuvent être distinctes les unes des autres et pas forcément identiques les unes des autres : elles peuvent notamment différer par leurs angles i respectifs. De même, des zones absorbantes 103i, 103' 1 au voisinage d'une zone réfléchissante peuvent être différentes des zones absorbantes 1032, 103'2 au voisinage d'une autre zone réfléchissante.
La vitesse de rotation du disque 100 peut être de quelques centaines de tours par minute, à quelques milliers de tour par minute. Le diamètre du disque peut être compris entre 1 cm ou 5 cm et 20 cm.
Ainsi, selon ce mode de réalisation, le dispositif comprend :
- une source d'excitation, destinée à produire un faisceau lumineux d'excitation,
- un disque rotatif 100, comportant au moins une première partie réfléchissante 101, destinée à projeter une partie du faisceau lumineux d'excitation 200 vers la surface du milieu diffusant 1, selon un motif déterminé, la surface du milieu contre laquelle le faisceau est projeté étant la surface d'excitation du milieu, le disque rotatif comportant au moins une deuxième partie, transparente au rayonnement d'excitation, ainsi qu'au signal optique émis par le milieu diffusant 1 sous l'effet du faisceau d'excitation, dit signal optique d'émission,
- un détecteur ou photodétecteur 8, destiné à collecter le signal optique d'émission transmis par une deuxième partie 102 transparente du disque, le signal optique d'émission provenant de la surface d'excitation étant alors bloqué par la première partie réfléchissante 101 du miroir 100.
Le miroir peut comporter au moins une troisième partie absorbante 103, 103', adjacente d'une première partie réfléchissante, cette partie bloquant notamment le signal d'émission du milieu vers le détecteur 8 et éventuellement une partie du faisceau d'excitation 200.
Quel que soit le mode de réalisation, les moyens 8 comportent des moyens pour numériser l'image. Des moyens 34 de traitement des données vont permettre de mettre en œuvre un procédé de traitement pour mettre en forme les données de l'image numérique ainsi obtenue. Ces moyens électroniques 34 comportent par exemple un micro ordinateur programmé pour mémoriser et traiter les données acquises par les moyens 8. Plus précisément une unité centrale 36 peut être programmée pour mettre en œuvre un tel procédé de traitement. Des moyens 37 d'affichage ou de visualisation permettent, après traitement, de représenter le positionnement ou la distribution spatiale des fluorophores dans le milieu examiné. Les moyens 34 permettent éventuellement de commander ou de contrôler d' autres parties du dispositif expérimental, par exemple le déclenchement de la source 2 de rayonnement et/ou la rotation du miroir 14.
Comme on le comprend de la description ci- dessus, quel que soit son mode de réalisation, un tel système peut être aisément intégré, avec un faible encombrement, par exemple dans une sonde per- opératoire, portable ou disposée en dessus d'un champ opératoire .
Ainsi, un opérateur, par exemple un chirurgien peut continuer d'utiliser un instrument de visualisation de la fluorescence sans changer quoi que ce soit à son habitude. Par contre, la visibilité du signal de fluorescence est augmentée par un facteur qui peut attendre plusieurs dizaines (voir plus loin) . Lorsque le balayage est réalisé à une cadence vidéo, le praticien ne perçoit pas de différence visuelle par rapport à un éclairage homogène.
Le milieu étudié peut être un milieu diffusant, par exemple un tissu biologique. Dans ce type de milieu, un rayonnement incident peut pénétrer dans le milieu, la profondeur de pénétration dans le milieu pouvant atteindre quelques cm selon le coefficient d'atténuation de ce milieu, par exemple 3 cm ou 5 cm. Autrement dit, des fluorophores situés à une distance comprise entre 0 cm (donc situés très proches de la surface) et 3 cm ou 5 cm vont pouvoir être détectés.
Les moyens de détection 8 détectent donc un rayonnement qui provient de la zone du milieu diffusant excitée par le faisceau laser, qui traverse le milieu diffusant en direction de la frontière entre le milieu diffusant et le milieu extérieur, puis qui est filtré et enfin atteint les moyens 8 de détection.
Typiquement, le milieu étudié peut être un milieu vivant. Il peut s'agir par exemple d'une zone du corps humain ou animal. L'enveloppe corporelle constitue l'interface du milieu diffusant avec le milieu extérieur. Une source d'excitation est donc focalisée sur cette interface, par exemple selon une ligne. Des marqueurs injectés dans ce milieu diffusant permettent de localiser des zones telles des tumeurs.
Comme déjà expliqué ci-dessus, il y a également excitation d'autres éléments du milieu, créant une fluorescence parasite, ou autofluorescence, que la technique selon l'invention permet d'éliminer ou de fortement réduire.
Dans l'exemple illustré, obtenu par simulations, une source laser de longueur d'onde d'excitation égale à 690 nm est focalisée le long d'une ligne sur l'interface et permet de réaliser une excitation des fluorophores dans le milieu diffusant, à une profondeur pouvant atteindre quelques centimètres.
Dans les exemples qui ont été donnés, le faisceau du rayonnement d'excitation est positionné au- dessus de l'objet et on réalise une observation en réflexion : le signal de fluorescence est détecté au- dessus de l'objet, ou encore du même côté de l'objet que la source de rayonnement. La configuration est donc bien celle d'un système en rétrodiffusion .
D'une manière générale, quel que soit le mode de réalisation envisagée pour le dispositif selon l'invention, le temps de pose du détecteur photodétecteur est de préférence tel qu'il permet la collection du signal optique d'émission lorsque le faisceau d'excitation est projeté sur le milieu diffusant successivement selon une pluralité de positions. Autrement dit, les divers signaux optiques d'intérêt sont collectés pendant une durée continue égale au temps de pose. Pendant son temps de pose, le détecteur collecte alors plusieurs signaux d'émissions spatialement filtrés, par exemple, dans le cas de dispositifs de la figure 4B, au moins par la première partie réfléchissante du miroir.
On peut utiliser, en tant que le détecteur 8, un photodétecteur matriciel, par exemple un capteur CMOS dont chaque ligne, ou chaque colonne, est commandée par un signal de début de lecture et un signal de fin de lecture. Autrement dit, chaque ligne (ou chaque colonne) de pixels est apte à collecter un signal optique entre un signal de début de lecture et un signal de fin de lecture. Entre un signal de fin de lecture et le signal de lecture lui succédant, chaque pixel de la ligne (ou de la colonne) peut être aveugle. Par exemple, le signal de lecture et le signal de fin de lecture sont décalés, et ils balaient successivement l'ensemble des lignes (ou des colonnes) en étant décalés d'un écart temporel constant. Entre un signal de lecture et un signal de fin de lecture, les pixels sont actifs et collectent des photons afin de former une image : on peut alors parler de période temporelle d'acquisition de signal. Entre un signal de fin de lecture et le signal de lecture suivant, les pixels sont aveugles : on peut alors parler de période d ' aveuglement .
On peut alors faire, à l'aide de moyens de synchronisation, et lors du balayage du faisceau d'excitation, un couplage optique de la surface d'excitation aux pixels du détecteur rendus aveugles par le signal de fin de lecture, avant que le signal de lecture suivant ne leur soit adressé. Autrement dit, à chaque position du faisceau d'excitation, la surface d'excitation est réfléchie sur des pixels aveugles du détecteur, ces pixels étant dans la période d'aveuglement précédemment décrite.
Les avantages d'un système selon l'invention sont notamment sa rapidité de formation de l'image filtrée de la zone parasite grâce au filtrage optique (par les moyens 22, 100) et non plus numérique, la nécessité de n'acquérir qu'une seule image, au lieu de la multitude d'images requises précédemment, et la facilité d'utilisation pour l'utilisateur qui ne voit pas les différentes étapes d'acquisition.
Dans les modes de réalisation qui ont été décrits ci-dessus, l'ensemble des acquisitions, pour les différentes positions du faisceau d'excitation la surface de l'objet, est de préférence réalisée pendant une durée inférieure ou égale au temps de pose du détecteur . Un autre mode de fonctionnement est celui selon lequel chaque acquisition est stockée en mémoire, par exemple dans les moyens 36, puis l'ensemble des images est superposé par sommation à l'aide des mêmes moyens 36; cette technique est plus consommatrice de temps que celle qui à déjà été décrite ci-dessus et ajoute du bruit à l'image finale.
On décrit maintenant comment on peut simuler un procédé selon l'invention dans le cas d'une configuration simple.
Pour un milieu diffusant quelconque Ω, connaissant ses propriétés optiques, on peut calculer la densité de photons pour une source de Dirac continue, ponctuelle et localisée en rs, à l'aide des fonctions de Green.
Ces fonctions Gs(r) (r dans Ω) peuvent être déterminées en utilisant une simulation Monte-Carlo, ou en résolvant l'équation de transfert radiatif ou, le plus souvent, en résolvant l'équation de diffusion (1) à laquelle on ajoute des conditions de bord :
(D μ¾ étant le coefficient d'absorption et D le coefficient de diffusion du milieu. Dans le cas d'un milieu homogène infini, une solution analytique de (1) est connue. Il s' it de :
Figure imgf000038_0001
Cette formule est intéressante pour simuler des mesures pour lesquelles on est capable d' insérer les sources (et détecteurs) dans le milieu (par exemple grâce à des fibres optiques au bout d'une aiguille de biopsie) . On peut aussi utiliser cette formule de façon abusive afin d'obtenir des comportements généraux et des ordres de grandeurs pour dimensionner des systèmes. C'est ce que nous ferons par la suite. Lorsque l'on veut être plus rigoureux, on peut prendre en compte l'influence des bords en en résolvant numériquement (éléments finis par exemple) l'équation (1) en présence d'une équation de condition aux limites (courant partiel ou conditions aux limites extrapolées) .
La description de la chaîne des processus physiques est la suivante.
Chaque photon est d'abord émis par la source, en position S, suivant un point ou une ligne. La densité de source indexée par S étant Ss(rs) pouvant être suivant une ligne d'excitation ou un point d'excitation, la densité photons Φ5(/") en un point r du milieu sera de la forme :
®s (r) = G(rs , r).Ss (rs ).drs = Gs (r).Ss (rs ).drs (3)
Ω Ω
Les points du milieu sont représentés par
Ss (rs) , fonction qui est non nulle seulement lorque rs est sur la surface d'excitation du milieu diffusant, préalablement définie. Une partie de la lumière va ressortir à la longueur d'onde d'excitation par la face d'entrée, c'est-à-dire la face comprenant la surface d'excitation. Cette lumière est en grande majorité filtrée, mais une partie résiduelle va masquer en partie le signal d'intérêt. Cette lumière parasite est nommée fuite d' excitation et sa contribution vaut en tout point de détection (c'est-à-dire chaque détecteur) indexé par d: L=a.Os(rd) (L comme « Leaks », ou fuites)
Le coefficient a peut être connu (par la connaissance de la transmission du filtre disposé en amont du détecteur) ou mesuré expérimentalement.
Une autre partie de la lumière se propage en tout point du milieu suivant la probabilité décrite par la fonction Os(r) .
Puis cette lumière est absorbée suivant la concentration et la section efficace d'absorption du milieu et du produit de contraste utilisé en r, et est ensuite convertie à la longueur d'onde de fluorescence en r .
Dans ce rayonnement de fluorescence en r, on trouve 2 contributions dont l'une est parasite et l'autre est intéressante:
1) le signal d'intérêt d'un rayonnement de fluorescence émis par fluorophore ayant marqué une tumeur,
2) la conversion du rayonnement d'excitation en rayonnement de fluorescence naturelle des tissus ou de fluorescence d'un résidu du marqueur (dit libre) n'ayant pas marqué la zone ciblée, dite fluorescence non spécifique (ces deux phénomènes étant désignés comme « autofluorescence ») .
Ces sources de fluorescence sont donc F(r)+A(r) comme «F»luorescence et «A»utofluorescence .
La lumière de fluorescence se propage ensuite jusqu'au détecteur d suivant une fonction de transfert G(r,rd)) et enfin est détectée par le détecteur . Du fait des propriétés de retour inverse de la lumière, G(r,rd)) est la solution de (1) en remplaçant rs par rd (rd étant la position du détecteur considéré) . Cette fonction représente le transfert de la lumière entre les points r et rd.
Au final, pour une distribution de fluorescence dépendant de r, la mesure Msd effectuée pour une position de source S et de détecteur d, situé au point rd s'écrit :
M sd PA SS(V¾- ) α.Φ, (rd ) + [f{0s (r).( (r) + A(r)).G(r,rd) ■D, (4)
Dd est la réponse du détecteur supposé ponctuel à la position rd. Parmi les termes de l'équation précédente, rappelons que le terme en F(r) est la partie intéressante, et A(r) et a.<Ps(rd) sont des signaux parasites. Ps(rd) est une fonction qui vaut 1 partout sauf au voisinage des pixels du détecteur optiquement couplés avec la surface d'excitation du milieu où elle vaut idéalement 0. Le signal parvenant au pixel du photodétecteur situé au point rd, après intégration, est finalement :
Msd (5)
Figure imgf000041_0001
On suppose que le terme en F(r) est intense au niveau du fluorophore, et que les autres termes sont moins intenses mais plus répartis. Ainsi, lorsque Φ5(/") est intense, c'est-à-dire à proximité de la surface d'excitation, la contribution du signal d ' autofluorescence <£>s(r)xA(r) l'est également. A proximité de la surface d'excitation, la composante parasite du signal, proportionnelle à Φ5(Γ)ΧΑ(Γ), peut être importante, d'où l'intérêt de s'en affranchir. La fonction Ps(rd) représente le masque appliqué, permettant de ne pas détecter les photons provenant de la surface d'excitation. Ainsi, lorsque le pixel rd correspond à un point du détecteur optiquement couplé à la surface d'excitation du milieu, ou à son voisinage, Ps(rd) = 0.
En pratique, on est capable de simuler le signal détecté par le détecteur pour chaque position de la source ou après un balayage complet.
On prend maintenant l'exemple de la configuration de la figure 5 qui est un schéma d'une configuration utilisée pour des tests; le milieu 1 est de dimension L=4, p=4, h = 2 cm, et est maillé suivant 21x21x21 voxels suivant les directions x,y et z (de -2 cm à 2 cm avec un pas de 0.2 cm suivant x et y, et de 0 à 2 cm avec un pas de 0.1 cm suivant z) . Les propriétés optiques du milieu sont fixées à μ¾=0.05ατΓ1 (qui est le coefficient d'absorption) et ϋ=1/(3χμ3') cm, με ' étant le coefficient de diffusion réduit et D étant le coefficient de diffusion. On considère dans cet exemple que μ3 ' = 10 cnf1. Ces valeurs correspondent à des propriétés optiques typiques que l'on peut trouver dans le sein. Un rayonnement laser illumine le milieu suivant la face z=0 et suivant des lignes 20i (il s'agit donc d'une configuration du type de celle des figures 3A et 3B) suivant la direction y. Un fluorophore occupe un voxel positionné en x=0, y=0 et à différentes profondeurs dans le milieu. Le rendement de la fluorescence est arbitrairement pris à 8xlCT5 (cm2) qui correspond à un volume de fluorescence d'un voxel de dimensions 0.2x0.2x0.1 avec un rendement quantique de fluorescence de 0.2, à la concentration d'absorption linéique de O.lcnf1 qui est typique pour le fluorophore ICG à une concentration habituelle (1 μπιοΙ/L) . Une fluorescence moins intense (1.5xl0~8 cm2), mais répartie uniformément est ajoutée afin de simuler 1 ' autofluorescence et la fluorescence non spécifique. Le filtre 22 de fluorescence est supposé rejeter l'excitation avec une efficacité de 106. La connaissance de cette efficacité permet de simuler les fuites d'excitation, et donc de déterminer le paramètre a précédemment défini. En fait, avec un tel niveau, le signal de fuite se révèle très inférieur au signal d' autofluorescence et au signal non spécifique .
Si on s'intéresse aux quantités totales de fluorescence dans le milieu, on a, dans la simulation, approximativement la même quantité de fluorescence parasite répartie dans le milieu que de fluorescence spécifique située dans un voxel.
Le milieu est balayé dans la simulation par un ensemble de 21 lignes sources 20i (pour les abscisses allant de -2 cm à +2 cm par pas de 0.2 cm) . La propagation de la lumière est modélisée par la formule (2), c'est-à-dire que l'on utilise des formules analytiques pour faciliter l'étude de ce cas. Pour chaque position de la ligne, on calcule les différentes contributions de signaux parasites et la contribution du signal utile au niveau de la face de mesure de l'objet. Ce signal est filtré (ou non suivant si l'on veut montrer le cas selon l'invention ou le cas nominal, connu) au niveau de la position de la source, sur la ligne source et sur les deux lignes adjacentes (autrement dit, le rayonnement détecté se voit privé des contributions de ces trois lignes) .
Pour comparer les différentes situations, on utilise les grandeurs suivantes :
- la visibilité, au centre, c'est-à-dire le signal utile (F) au centre de l'image, à l'aplomb du fluorophore, divisé par le signal total au centre, soit F/(F+A+L) au centre,
- la visibilité totale, c'est-à-dire le ratio de l'ensemble de la fluorescence utile de l'image divisé par l'ensemble des signaux parasites de l'image, car le signal de fluorescence s'étend sur un nombre croissant de pixels lorsque le fluorophore plonge dans le milieu. Le signal utile ne se limite donc pas au centre .
La figure 6A montre l'intensité du signal théorique obtenu par un système de fluorescence en rétrodiffusion conventionnel, c'est-à-dire pour une illumination uniforme de l'objet. Dans la simulation, on a utilisé la formule 5 avec un facteur Ps ( rd)=l partout (pas de filtrage réalisé sur les pixels détecteurs optiquement liés à la surface d'excitation) . Dans ce cas, le fluorophore était à une profondeur de 0.2 cm et la visibilité au centre obtenue est d'intensité 1.8 car le fond uniforme est d'inténsité de 0.05 alors que le signal est d'intensité 0.04.
Ce signal de la figure 6A se décompose en signaux parasites (A+L) (figure 6B) , également dénommés "le fond", et en signal de fluorescence spécifique (F) ( figure 6C) .
Lorsque l'on utilise l'invention avec une source « ligne » et un cache « ligne » (selon la configuration des figures 3A et 3B) , le fluorophore devient plus visible.
Plus précisément, on voit sur la figure 7A le signal obtenu, là aussi en rétrodiffusion, pour un éclairage ligne et une détection masquée par un masque en forme de ligne, pour un fluorophore à une profondeur de 0.2cm. Dans cet exemple simulé, le cache s'étend pour filtrer tout rayonnement en provenance directe de la ligne source et des 2 lignes adjacentes à la ligne source (soit 1 ligne de part et d'autre de celle-ci) . Sur cet exemple, le contraste au centre est d'environ 9 (F=0.016, A=0.002, L=5xl0~5, visibilité= ( F+A+L) / (A+L) ) .
Le signal se décompose en signaux parasites (ou fond) (A+L) (figure 7B) et en signal de fluorescence spécifique (F) (figure 7C) .
Comparé à la figure 6A, le fluorophore est ici plus visible car l'échelle est recalée sur le signal le plus fort et que le fond apparaît avec une teinte plus basse.
Lorsque l'on utilise l'invention avec une source point et un cache point (selon la configuration des figures 3C et 3D) , le fluorophore devient encore plus visible.
La figure 8A montre l'image résultante dans la même configuration que pour les figures 6A-6C et 7A- 7C. Dans cet exemple simulé, le cache recouvre tous les voisin d'ordre 1 autour du point formé par la source sur la surface de l'objet et le contraste au centre est d'environ 58 (F=0.022, A=0.00031, L=7xl0~5, visibilité= (F+A+L) / (A+L) ) .
Ce signal se décompose suivant les signaux parasites (A+L) (figure 8A) et suivant le signal de fluorescence spécifique (F) (figure 8B) . Comparé aux figures 6A - 6C et 7A - 7C, le fluorophore est plus visible car le signal parasite n' apparaît même plus.
La courbe de visibilité au centre ( F+A+L) / (A+L) est donnée, en figure 9A, en fonction de la profondeur du fluorophore Pf dans le cas d'un système de fluorescence en rétrodiffusion (FRI) conventionnel (courbe I), du système avec la détection masquée et l'éclairage ligne (courbe II) ou l'éclairage point (courbe III) .
On voit là le gain important qu' apporte l'invention par rapport au procédé connu : l'éclairage ligne et le masquage ligne met en valeur le signal intéressant, mais l'éclairage « point » et le masquage « point » est encore plus performant.
Sur la figure 9B, on montre le gain apporté par un éclairage ligne ou un éclairage « point » (et leur masquage respectif associé) par rapport à la configuration conventionnelle, là encore en fonction de pf. Autrement dit, on a reporté sur ce graphique, pour chaque profondeur, la valeur de la courbe i (i=I, II, III) sur la valeur correspondante de la courbe I. la courbe I' de cette figure 9B est donc toujours égale à 1 (=1/1), tandis que l'on voit le gain apporté par la configuration « ligne » (II'=II/I) et, encore plus, par la configuration « point» (III'=III/I) . Le gain est voisin de 6 pour une faible profondeur dans le cas de la ligne, et voisin de 40 dans le cas du point.
Lorsque l'on s'intéresse à la visibilité totale, on obtient les courbes des figures 10A, 10B. Là encore, on voit que l'invention met en valeur le signal d'intérêt suivant ce critère.
Plus précisément, les courbes de la figure 10A représentent l'évolution de la visibilité totale en fonction de la profondeur pf du fluorophore et celles de la figure 10B le gain sur la visibilité totale en fonction de cette même profondeur.
Avec ce critère de visibilité totale, on voit que le gain diminue moins vite avec la profondeur qu'avec le critère précédent.
L'invention permet également d'obtenir une information de profondeur d' inclusions fluorescentes dans un milieu, pour mieux identifier la position, par exemple d'un fluorophore localisé sur une tumeur. Ainsi, une carte en 3 dimensions de la répartition de la fluorescence peut être obtenue si un procédé selon l'invention est mis en oeuvre.
En discrétisant l'équation (5), on peut exprimer un modèle linéaire qui relie les mesures à la carte de fluorescence X (c'est-à-dire la distribution spatiale ou répartition spatiale du ou des fluorophore) . On réunit donc, d'une part la fluorescence parasite et, d'autre part, la fluorescence intéressante dans la carte X. Une telle carte représente la discrétisation du milieu en voxels m, le signal optique généré par chaque voxel étant noté Xm, et étant tel que Fm représente la composante d'intérêt (composante de fluorescence) , tandis que Am représente la composante parasite (par exemple autofluorescence) du voxel m. On a, dans le cas d'un éclairage uniforme :
M =U Xm+aV (6)
Et dans le cas d'un éclairage ligne (du type des figures 3A et 3B) et un masquage, par exemple avec les moyens 22, ce qui se traduit par une source Ss (r) en forme de ligne et une fonction de masquage Ps (r) adaptée, on a un deuxième système linéaire :
M =U Xm+aVd m (7)
Une même structure de système linéaire est obtenue avec un éclairage du type des figures 3A et 3B et un masquage, ou encore avec un éclairage du type point et, là encore, un masquage.
Les deux modes d'acquisition fournissent deux eux de données mesurées, contenant autant de données que de pixels de détecteurs, M(0) d(t) et M(1) d(t) . Afin de déterminer chaque terme Xm, on dispose des matrices de sensibilités U(0) dm et U(1) dm · Ces matrices de sensibilités peuvent être déterminés à partir de l'équation (5) . Elles relient le signal mesuré par un détecteur situé en rd au signal de fluorescence utile F(r) et au signal d ' autofluorescence A(r) produits par le voxel m dont le centre a la coordonnée r. Moyennant la connaissance, ou des hypothèses, des propriétés optiques du milieu diffusant, on peut estimer chaque élément de ces matrices en utilisant une forme analytique telle que l'équation (5) Ainsi , en utilisant l'équation (0)
Figure imgf000049_0001
Les fuites d'excitation, respectivement notées ccV0> et cV^ peuvent être modélisées ou estimées analytiquement à partir d'une équation telle que 1 ' équation ( 5 ) .
Comme expliqué ci-dessus un procédé selon l'invention permet de mettre en évidence les contributions intenses et localisées Fm par rapport aux contributions moins intenses et réparties
Am ( fluorescence parasite) .
Ainsi les deux systèmes d'équations sont assez distincts et l'utilisation des deux simultanément est bénéfique. Pour résoudre la carte de fluorescence Xm, il suffit donc de considérer le système d'équation général (8) et un algorithme de reconstruction quelconque pour le résoudre.
Figure imgf000049_0002
D'une façon générale, si l'on obtient des mesures Md ( l ) selon une modalité i et des mesures Md ( j ) selon une modalité j, on pourra combiner les mesures réalisées lors de chaque modalité, en résolvant un système de type
Figure imgf000049_0003
Par modalité i, on entend un balayage du faisceau d'excitation selon un paramètre i, ce paramètre pouvant comprendre : la forme du motif, et/ou ses dimensions, et/ou la vitesse de balayage. Deux modalités i, j sont différentes si l'un au moins de ces paramètres diffère pour ces deux modalités. On comprend alors qu'en combinant les acquisitions Md ( l ) obtenues selon différentes modalités i (i = variant de 1 à n, n étant un entier positif différent de 1), on obtiendra une estimation plus précise de la carte de fluorescence Xm. De plus, le balayage réalisé permet d'obtenir une carte de fluorescence Xm dans laquelle la contribution du signal parasite Am est réduite.
Ainsi, les résultats obtenus en réalisant différentes images, correspondant à des balayages réalisés du faisceau d'excitation, réalisés selon des modalités différentes, peuvent être avantageusement combinés afin de reconstruire une carte de fluorescence du milieu.
Un algorithme de reconstruction peut être itératif (ART, SART, SMART, SIRT etc ...) , probabiliste et/ou comporter diverses régularisations, par exemple du type de Tikhonov, de variation totale ou de parcimonie, et/ou comporter des contraintes de support provenant de la connaissance a priori de position d'organe (qui peut avoir été obtenue par un autre dispositif, par exemple une image obtenue par rayonnement X ou par une échographie.
Un algorithme de résolution de ce système peut être mis en oeuvre par les moyens électroniques 34. Les moyens 37 de visualisation permettent de représenter la cartographie spatiale des fluorophores ou, plus généralement, des espèces d'intérêt.
Ainsi, un objet de l'invention est aussi un procédé de reconstruction d'une carte de fluorescence Xm d'un milieu diffusant, comportant les étapes suivantes :
a) on réalise une première excitation du milieu selon une première modalité i),
b) on forme une première image Md ( l ) à l'aide du capteur de rayonnements, rassemblant l'ensemble des signaux optiques d'intérêt, cette première image résultant alors de la première excitation selon cette première modalité i),
c) on réalise au moins une deuxième excitation du milieu selon une deuxième modalité j ) , différente de la première modalité i),
d) on forme au moins une deuxième image Md (j) à l'aide du capteur de rayonnements, rassemblant l'ensemble des signaux optiques d'intérêt, cette deuxième image résultant alors de la deuxième excitation selon cette deuxième modalité ) ,
e) on combine au moins les mesures Md ( l ) et Md ( j ) pour obtenir une carte des propriétés optiques Xm.
De préférence, au cours d'une modalité (i, j) on effectue les étapes suivantes :
- réalisation d'une pluralité d'excitation du milieu en balayant un faisceau d'excitation à la surface dudit milieu diffusant, chaque position du faisceau d'excitation donnant lieu à une émission d'un signal correspondant, dit signal optique d'intérêt, comportant d'une part une ou plusieurs composantes d'intérêt dues à un ou plusieurs marqueurs, d'autre part une composante parasite due à une partie du milieu autre que les marqueurs, à chaque position du faisceau d'excitation, on filtre spatialement chaque signal optique d'intérêt en éliminant de celui-ci, avant qu'il ne soit détecté par un capteur de rayonnements (8), au moins le signal provenant de la surface illuminée par le faisceau d'excitation sur la surface dudit milieu diffusant,
formation d'une image (Md(l) et Md(j))à l'aide du capteur de rayonnements, rassemblant l'ensemble des signaux optiques d'intérêt spatialement filtrés lors de chaque position du faisceau d'excitation lors cette modalité, (i, j)
La combinaison des mesures Md (l) et Md (j) correspondant à chaque modalité, pour obtenir une carte des propriétés optiques Xm, passe généralement par la résolution d'un système linéaire. Ce système relie ces mesures Md (l) et Md (j) à une matrice de sensibilité U1^, U3 dm, chaque matrice reliant le signal mesuré Md1, Md3par un détecteur d aux propriétés optiques, par exemple la fluorescence et/ou 1 ' autofluorescence, du voxel m du milieu diffusant.
L'invention s'applique à d'autres cas que celui de marqueurs fluorescents et peut s'appliquer à la reconstruction de propriétés d'absorption d'un milieu.
En effet, l'injection de marqueurs fluorescents peut présenter certaines contraintes.
Il est parfois préférable de s'en affranchir et de chercher à localiser, dans un milieu 1 (figure 12), non pas un ou des marqueurs fluorescents, mais des zones 122i, 1222, 1223, 1224 présentant des propriétés optiques différentes de celles du milieu diffusant 1 environnant. En particulier, on peut rechercher des zones, dites zones d'intérêt, ces zones d'intérêt étant alors considérées comme des marqueurs optiques et présentant notamment un coefficient d'absorption différent de celui du milieu diffusant (dans ce cas, on détecte le faisceau diffusé à travers le milieu) .
Le cas de zones absorbantes, qui peuvent être considérées comme marqueurs, est celui de certaines tumeurs cancéreuses.
Un procédé selon l'invention comprend alors des étapes identiques ou similaires à celui précédemment décrit dans le cadre de la fluorescence, à savoir :
- le balayage de la surface du milieu diffusant par une lumière d'excitation,
- à chaque position du faisceau d'excitation, le filtrage spatial, au sens expliqué ci- dessus, c'est-à-dire éliminant la contribution de la zone éclairée par le rayonnement d'excitation,
- à chaque position du faisceau d'excitation, la collection de chaque signal optique d'intérêt spatialement filtré, à l'aide du capteur de rayonnements,
- la formation d'une image à l'aide du capteur de rayonnements, combinant chaque signal optique d'intérêt spatialement filtré.
On peut alors déterminer, par reconstruction, la position de ces zones dans le milieu . Dans tous les cas, un rayonnement d'excitation a une longueur d'onde inférieure à une ou plusieurs longueurs d' one détectées, quel que soit le type d'interaction entre le rayonnement d'excitation et le milieu, contenant un ou plusieurs marqueurs tels que défini ci-dessus :
- si le marqueur est un marqueur fluorescent, la longueur d'onde de fluorescence est supérieure à la longueur d'onde du rayonnement d'excitation,
- si le marqueur a un coefficient d'absorption et/ou de diffusion différent de celui du milieu diffusant, alors le rayonnement détecté a une longueur d'onde égale au rayonnement d'excitation.
En enfin, les figures 11A- 11D représentent une expérience réalisée sur une souris 29 dans laquelle un capillaire rectal fluorescent 31 à été inséré.
Sur la figure 11, la référence 37 désignée une fenêtre d'observation. Le rayonnement d'excitation forme une ligne 20i, tandis que la zone détectée est la zone désignée par la référence 20' i. La distance entre ces deux zones est la distance d.
Cette expérience ne reproduit pas les conditions de la présente invention, à savoir qu'on ne réalise pas ici un balayage de la surface de l'objet examiné, ici la souris. Cependant, elle permet de mettre en évidence l'intérêt qu'il y a à réaliser une observation à quelque distance de la zone éclairée par le rayonnement d'excitation.
Lorsque l'illumination et la détection sont alignées (d=0, figure 11B) , la fluorescence du capillaire est complètement masquée par
1 ' autofluorescence de surface et n'est pas détectable.
Plus la distance entre la ligne d'illumination et la ligne de détection augmente, plus la fluorescence du capillaire devient visible (d=4, figure 11C, d=6 mm, figure 11D) , mais le niveau d'intensité détectée diminue également (noter amplitude maximale sur l'échelle à droite de chaque figure, qui passe de 104 (figure 11B) à 8000 (figure 11C) puis à 3500 (figure 11D) . Ceci s'explique par le fait que le signal d ' autofluorescence parasite est très élevé dans le cas d'un alignement source-détecteur et diminue rapidement à mesure que la distance source détecteur augmente .

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de localisation d'au moins un marqueur optique dans un milieu diffusant, dans lequel :
a) on réalise une pluralité d'excitation du milieu en balayant un faisceau d'excitation à la surface dudit milieu diffusant selon un motif, chaque position du faisceau d'excitation donnant lieu à une émission d'un signal correspondant, dit signal optique d'intérêt, comportant d'une part une ou plusieurs composantes d'intérêt dues à un ou plusieurs marqueurs, d'autre part une composante parasite due à une partie du milieu autre que les marqueurs,
b) à chaque position du faisceau d'excitation, on filtre spatialement chaque signal optique d'intérêt en éliminant de celui-ci, avant qu'il ne soit détecté par un capteur de rayonnements (8), au moins le signal provenant de la surface illuminée par le faisceau d'excitation sur la surface dudit milieu diffusant,
c) à chaque position du faisceau d'excitation, on réalise une collection (X) de chaque signal optique d'intérêt spatialement filtré, à l'aide du capteur de rayonnements (8),
d) on forme une image à l'aide du capteur de rayonnements, rassemblant l'ensemble des signaux optiques d'intérêt spatialement filtrés lors de chaque position du faisceau d'excitation.
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel, à chaque position du faisceau d'excitation, le signal optique d'intérêt est spatialement filtré de telle sorte que le signal provenant de la surface d'intérêt de l'objet est détecté par le détecteur, à l'exception de l'intersection de la surface du milieu diffusant et du faisceau d'excitation, et d'une zone s ' étendant autour de cette intersection, par exemple jusqu'à distance inférieure à une distance d'extension.
3. Procédé selon la revendication 1, dans lequel, à chaque position du faisceau d'excitation, le signal optique d'intérêt est spatialement filtré de telle sorte que le signal provenant de la surface d'intérêt de l'objet est détectée par le détecteur, à l'exception de l'intersection de la surface du milieu diffusant et du faisceau d'excitation.
4. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3 dans lequel le motif est une ligne, qui est progressivement déplacé à la surface du milieu examiné.
5. Procédé selon la revendication 4, dans lequel la ligne est déplacée entre 5 et 100 fois à la surface du milieu.
6. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3 dans lequel le motif est un carré ou un rectangle ou un disque ou un point, qui est progressivement déplacé à la surface du milieu examiné.
7. Procédé selon la revendication 6, dans lequel le motif périodique est déplacé entre 20 et 500 fois à la surface du milieu.
8. Procédé selon l'une des revendications
1 à 7, dans lequel l'ensemble de la surface du milieu examiné est balayée par le faisceau d'excitation à l'aide d'une surface réfléchissante d'un miroir (14), qui réfléchit également chaque signal optique d'intérêt émis par le milieu étudié (1) .
9. Procédé selon la revendication 8, ledit miroir (14) présentant une deuxième surface réfléchissante qui permet de renvoyer chaque signal optique d'intérêt vers le détecteur.
10. Procédé selon l'une des revendications 1 à 7, dans lequel l'ensemble de la surface du milieu examiné est balayé par le faisceau d'excitation à l'aide d'un disque rotatif (100), comportant au moins une première partie réfléchissante (101), qui projette une partie du faisceau lumineux d'excitation (200) vers la surface du milieu diffusant (1), selon un motif déterminé, la surface du milieu contre laquelle le faisceau est projeté étant la surface d'excitation du milieu, le disque rotatif comportant au moins une deuxième partie, transparente au signal optique émis par le milieu diffusant (1) sous l'effet du faisceau d'excitation, dit signal optique d'émission.
11. Procédé selon l'une des revendications 1 à 10, dans lequel on filtre spatialement chaque signal optique d'intérêt à l'aide d'un cache (22, 101) situé sur le trajet de ce signal en direction des moyens (8) de détection.
12. Procédé selon l'une des revendications 1 à 11, dans lequel l'ensemble des signaux optiques d'intérêt permettant de former une image sont collectés pendant un temps de pose du capteur de rayonnements.
13. Procédé selon l'une des revendications 1 à 11, dans lequel l'ensemble des signaux optiques d'intérêt permettant de former une image sont collectés, mémorisées, puis additionnés pour former ladite image.
14. Procédé selon l'une des revendications 1 à 13, comportant en outre une étape de calcul de la distribution spatiale de fluorophores présents dans le milieu .
15. Procédé selon l'une des revendications 1 à 14, dans lequel le rayonnement d'excitation a un spectre dans l'infra rouge.
16. Procédé selon l'une des revendications 1 à 15, dans lequel le signal optique d'intérêt est détecté à des longueurs d'onde supérieures à 600 nm.
17. Procédé selon l'une des revendications précédentes, dans lequel le marqueur optique est un marqueur fluorescent, l'excitation du milieu étant alors réalisée à au moins une longueur d'onde d'excitation d'au moins un marqueur fluorescent, le signal optique résultant de l'excitation étant à au moins une longueur d'onde d'émission d'au moins un marqueur fluorescent.
18. Procédé selon l'une des revendications
1 à 16, dans lequel le marqueur optique est une zone présentant au moins un coefficient d'absorption différent de celui du milieu diffusant, le signal optique résultant de l'excitation étant à au moins une longueur d'onde de diffusion.
19. Dispositif de localisation d'au moins un marqueur fluorescent dans un milieu diffusant, comportant :
a) une source de rayonnement,
b) des moyens pour réaliser un balayage d'un faisceau d'excitation émis par la source de rayonnement, à la surface du milieu diffusant et selon un motif périodique,
c) des moyens (22) pour filtrer spatialement chaque signal optique d'intérêt, émis par le milieu pour chaque position du faisceau d'excitation, en éliminant de ce signal optique d'intérêt, avant qu'il ne soit détecté par un capteur de rayonnements (8), le signal provenant de la zone illuminée par le faisceau d'excitation sur la surface dudit milieu diffusant,
c) un capteur de rayonnements (8), pour réaliser une acquisition (X) de chaque signal de fluorescence du rayonnement de fluorescence spatialement filtré et pour former une image.
20. Dispositif selon la revendication 19, comportant un masque de telle sorte que la lumière provenant de la surface de l'objet examiné est captée par le détecteur, à l'exception de l'intersection de la surface du milieu diffusant et du faisceau d'excitation, et d'une zone pouvant s'étendre autour de cette intersection, par exemple jusqu'à une distance inférieure à une distance d'extension.
21. Dispositif selon la revendication 19, comportant un masque de telle sorte que la lumière provenant de la surface de l'objet examiné est captée par le détecteur, à l'exception de l'intersection de la surface du milieu diffusant.
22. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 21, le motif étant périodique, par exemple étant une ligne, qui est progressivement déplacée à la surface d'un milieu examiné, ou un carré ou un rectangle ou un point, qui est progressivement déplacé à la surface d'un milieu examiné.
23. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 22, les moyens pour réaliser un balayage d'un faisceau d'excitation permettant de balayer l'ensemble de la surface d'un milieu examiné en une durée inférieure à 100 ms .
24. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 23, les moyens pour former un balayage du faisceau d'excitation comportant une surface réfléchissante (14, 101) .
25. Dispositif selon la revendication 24, ladite surface réfléchissante (14) permettant également de réfléchir chaque signal de fluorescence émis par un milieu étudié (1) .
26. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 25, les moyens pour filtrer spatialement un signal de fluorescence comportant un cache (22, 101) situé sur le trajet de ce signal en direction des moyens (8) de détection .
27. Dispositif selon l'une des revendications 23 ou 24, les moyens pour former un balayage du faisceau d'excitation comportant un disque rotatif comportant lui-même au moins une surface réfléchissante (101) et au moins une partie transparente (102) .
28. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 27, comportant en outre des moyens de calcul de la distribution spatiale des fluorophores .
29. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 28, dans lequel la source de rayonnement permet de produire un rayonnement dont le spectre est au moins en partie dans l'infra rouge.
30. Dispositif selon l'une des revendications
19 à 29, dans lequel les moyens de détection permettent de détecter au moins un rayonnement à des longueurs d'onde supérieures à 600 nm.
31. Dispositif selon l'une des revendications
19 à 30, comportant des moyens pour :
- collecter l'ensemble des signaux optiques d'intérêt permettant de former une image pendant un temps de pose du capteur de rayonnements,
- ou des moyens pour collecter, mémoriser, puis former ladite image à partir de l'ensemble des signaux optiques d'intérêt.
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