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ES2925725T3 - Método y aparato para la obtención de imágenes ópticas mediante codificación espectral - Google Patents

Método y aparato para la obtención de imágenes ópticas mediante codificación espectral Download PDF

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ES2925725T3
ES2925725T3 ES06816077T ES06816077T ES2925725T3 ES 2925725 T3 ES2925725 T3 ES 2925725T3 ES 06816077 T ES06816077 T ES 06816077T ES 06816077 T ES06816077 T ES 06816077T ES 2925725 T3 ES2925725 T3 ES 2925725T3
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ES
Spain
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lens
light
anatomical structure
probe
optical
Prior art date
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ES06816077T
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English (en)
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Guillermo Tearney
Dvir Yelin
Brett Bouma
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General Hospital Corp
Original Assignee
General Hospital Corp
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Publication date
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Abstract

Se puede proporcionar un método, aparato y disposición según una realización ejemplar de la presente invención para generar una imagen de al menos una parte de una estructura anatómica. Por ejemplo, la porción puede tener un área superior a aproximadamente 1 mm2, y la imagen puede tener una resolución transversal inferior a aproximadamente 10 μm. Por ejemplo, la luz se puede escanear sobre dicha porción para generar una primera información que está relacionada con la porción, donde la luz se puede proporcionar a través de una disposición de difracción para generar una línea espectralmente dispersa. Se puede proporcionar un método, aparato y disposición según otra realización ejemplar de la presente invención para posicionar un haz óptico o de radiación dentro de una estructura anatómica en base a señales generadas al escanear una parte de la estructura usando el mismo haz o uno diferente. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN
Método y aparato para la obtención de imágenes ópticas mediante codificación espectral
Referencia cruzada con solicitud(es) relacionada(s)
La presente solicitud se basa y reivindica el beneficio de prioridad sobre la solicitud de patente de Estados Unidos con número de serie 60/721.802, presentada el 29 de septiembre de 2005.
Campo de la invención
La presente invención se refiere a dispositivos y métodos para obtener imágenes ópticas completas de órganos epiteliales y otras estructuras biológicas mediante codificación espectral.
Antecedentes de la invención
Las técnicas radiológicas como la tomografía computarizada de rayos X ("TC"), la resonancia magnética nuclear ("RMN") y los ultrasonidos pueden permitir la visualización no invasiva de la patología humana a nivel de órganos. Aunque estas modalidades pueden ser capaces de identificar patologías a gran escala, el diagnóstico de cáncer puede requerir la evaluación de estructuras microscópicas que está más allá de la resolución de las técnicas de imagen convencionales. Por consiguiente, es posible que se requiera una biopsia y un examen histopatológico para el diagnóstico. Debido a que el crecimiento precanceroso y los cánceres en estadios precoces a menudo surgen a escala microscópica, pueden presentar retos significativos para la identificación y el diagnóstico. La detección y la vigilancia convencionales de estas patologías se basan en la biopsia no guiada y el análisis morfológico de portaobjetos teñidos con hematoxilina y eosina ("H&E"). Aunque este enfoque puede considerarse una referencia actual para el diagnóstico microscópico, requiere la extracción de tejido del paciente y un tiempo de procesamiento significativo para generar los portaobjetos. Aún más importante, la histopatología es inherentemente una técnica de muestreo puntual, con frecuencia, solo se puede extraer una fracción muy pequeña del tejido enfermo y, a menudo, un anatomopatólogo puede examinar menos del 1 % de una muestra de biopsia. El documento WO 02/38040 A2 describe una sonda endoscópica codificada espectralmente con alta resolución y diámetro pequeño que comprende al menos una fibra óptica flexible; una fuente de energía; una rejilla a través de la cual se transmite dicha energía de manera que se dispersa el espectro de energía; una lente para enfocar el espectro de energía dispersada en una muestra de modo que el punto de incidencia para cada longitud de onda sea una posición separada en la muestra, de modo que el espectro de la longitud de onda define un eje codificado de longitud de onda; medios para escanear mecánicamente la muestra con energía enfocada en una dirección perpendicular al eje de longitud de onda codificada; un medio para recibir energía reflejada desde la muestra; y, un medio para detectar la energía reflejada recibida. La rejilla y la lente de la sonda emiten un haz de luz multiespectral que tiene componentes espectrales que se extienden en una dimensión a través de una región objetivo y que se mueve para escanear en otra dirección. El espectro reflejado se mide para proporcionar imágenes bidimensionales de la región. El documento US 6.485.413 Bl describe un sistema de obtención de imágenes para realizar imágenes de barrido directo para su aplicación a dispositivos terapéuticos y de diagnóstico utilizados en procedimientos médicos. El sistema de obtención de imágenes incluye tomografía de coherencia óptica (OCT) dirigida hacia adelante y OCT de escaneo hacia adelante no retrorreflejada. También se pueden usar técnicas de obtención de imágenes interferométricas y técnicas de rango y formación de imágenes fluorescentes, Raman, de onda difusa y de dos fotones. Los mecanismos de escaneo hacia adelante incluyen una leva unida a un motor, dispositivos neumáticos, un dispositivo giratorio, transductores piezoeléctricos, portaobjetos accionados electrostáticamente para escaneo sustancialmente transversal; prismas contrarrotativos y lentes compensadas se utilizan para la exploración arbitraria. El sistema de obtención de imágenes de la invención se aplica a sondas portátiles que incluyen sondas integradas con sondas quirúrgicas, bisturíes, tijeras, fórceps e instrumentos de biopsia. Las sondas manuales incluyen láseres de escaneo frontal. El sistema de obtención de imágenes también es aplicable a laparoscopios y endoscopios para intervenciones diagnósticas y terapéuticas en orificios corporales, canales, tubos, conductos, vasos y cavidades del cuerpo. El sistema de obtención de imágenes incluye aplicaciones para microscopios quirúrgicos y de alta apertura numérica. Una aplicación importante de la invención es la implantación de la sonda óptica para la extracción periódica o continua de información del sitio del tejido donde se implanta. El documento WO 99/44089 desvela un sistema de microscopia de barrido que comprende una primera lente, una rejilla y una segunda lente, que emite un haz de luz multiespectral.
Puede ser preferible obtener diagnósticos microscópicos de un órgano o sistema biológico completo en un paciente humano vivo. Sin embargo, la falta de una tecnología de obtención de imágenes apropiada puede limitar en gran medida las opciones para la detección de afecciones preneoplásicas (por ejemplo, metaplasia) y displasia. Además, la incapacidad de identificar áreas de displasia y carcinoma in situ ha llevado a procedimientos de detección, tales como, por ejemplo, biopsia aleatoria de la próstata, el colon, el esófago y la vejiga, etc., que pueden ser altamente indeseable e indiscriminado. Muchas tareas de diagnóstico actualmente se refieren a un laboratorio de secciones congeladas, tales como la delimitación de los márgenes tumorales quirúrgicos, podrían mejorarse con una modalidad de diagnóstico capaz de obtener rápidamente imágenes de grandes volúmenes de tejido a escala microscópica. Una tecnología que pudiera llenar este vacío entre patología y radiología sería de gran beneficio para la gestión de pacientes y el cuidado de la salud.
Se han realizado avances técnicos para aumentar la resolución de las técnicas de imagen no invasivas, tales como, por ejemplo, micro-CT, micro-PET y microscopía de imágenes por resonancia magnética ("MRI"). Estas tecnologías han logrado resoluciones cercanas a los 20 pm, pero las limitaciones físicas fundamentales aún pueden impedir su aplicación en pacientes. Recientemente se ha avanzado en técnicas de biopsia óptica microscópica, realizada in situ, para el diagnóstico histopatológico no escisional. La microscopia confocal de reflectancia ("RCM") puede ser particularmente adecuada para la microscopia no invasiva en pacientes, ya que es capaz de medir la estructura microscópica sin contacto con los tejidos y no requiere la administración de agentes de contraste extrínsecos. La RCM puede rechazar la luz fuera de foco y detecta fotones retrodispersados que se originan selectivamente en un solo plano dentro del tejido. La RCM se puede implementar, por ejemplo, escaneando rápidamente un haz enfocado de radiación electromagnética en un plano paralelo a la superficie de un tejido, produciendo imágenes transversales o frontales del tejido. La gran apertura numérica (AN) que se puede usar en la RCM puede producir una resolución espacial muy alta (1-2 pm), permitiendo la visualización de estructuras subcelulares. La imagen de alta AN, sin embargo, puede ser particularmente sensible a las aberraciones que surgen cuando la luz se propaga a través de un tejido no homogéneo. Asimismo, las imágenes de alta resolución con RCM normalmente se limitan a una profundidad de aproximadamente 100-400 pm.
La RCM se ha demostrado ampliamente como una técnica de imagen viable para el tejido de la piel. El desarrollo de sistemas de microscopia confocal endoscópica ha sido más difícil, debido, al menos en parte, a los importantes desafíos técnicos que implica la miniaturización de un microscopio de barrido. Un obstáculo importante para la aplicación directa de los conceptos de microscopia confocal a la endoscopia es la ingeniería de un mecanismo para rasterizar rápidamente un haz enfocado en el extremo distal de una sonda flexible de diámetro pequeño. Se han propuesto diversos enfoques para abordar este problema, incluido el uso de dispositivos de escaneo de haz de sistemas microelectromecánicos distales ("MEMS") y escaneo proximal de haces de fibra monomodo. Asimismo, la RCM puede proporcionar imágenes microscópicas solo en ubicaciones discretas: una técnica de "muestreo puntual". Como se implementa actualmente, el muestreo puntual puede ser inherente a la RCM porque tiene un campo de visión limitado, que puede ser comparable o inferior al de una biopsia por escisión y la velocidad de obtención de imágenes puede ser demasiado lenta para una microscopia de campo grande completa.
Otro desafío en la adaptación de la microscopia confocal a las aplicaciones endoscópicas puede incluir la miniaturización de objetivos de AN alta que pueden usarse para cortes ópticos. Tal miniaturización puede lograrse proporcionando, por ejemplo, un sistema de lentes de índice de gradiente, objetivos de doble eje o diseños personalizados de objetivos en miniatura. Por ejemplo, pueden obtenerse imágenes detalladas de la morfología del epitelio cervical in vivo utilizando un haz de fibra óptica acoplado a una lente de objetivo en miniatura y pueden obtenerse imágenes basadas en fluorescencia de lesiones colorrectales utilizando instrumentos comerciales como los que pueden obtenerse, por ejemplo, en Olympus Corp. y Pentax/Optiscan.
A pesar de estos avances, puede haber una necesidad de técnicas de obtención de imágenes mejoradas que puedan proporcionar una resolución microscópica de estructuras biológicas in situ en grandes regiones.
Objetos y sumario de la invención
Uno de los objetivos de la presente invención es superar determinadas deficiencias y desventajas de los sistemas y métodos de la técnica anterior (incluidos los descritos anteriormente en el presente documento) y proporcionar un ejemplo de realización de un método y un aparato que son capaces de proporcionar imágenes ópticas microscópicas completas de estructuras anatómicas tales como, por ejemplo, órganos epiteliales u otros tejidos corporales.
La invención se define en el conjunto de reivindicaciones adjuntas. Por ejemplo, un aparato de acuerdo con ejemplos de realizaciones de la presente invención puede tener la forma de una sonda o un conjunto, que puede ser desechable. La sonda o conjunto puede incluir, por ejemplo, una o más guías de ondas ópticas capaces de enviar luz a la sonda o conjunto y formar un haz óptico y comprende una primera lente y una segunda lente provistas en un extremo distal que están configuradas para enfocar el haz óptico y una disposición de escaneo configurada para escanear el haz a través de una parte de la estructura anatómica. La luz puede incluir una pluralidad de longitudes de onda y las longitudes de onda pueden variar con el tiempo. La sonda también incluye uno o más disposiciones de difracción que están configurados para difractar o dispersar espectralmente el haz, y puede incluir una o más disposiciones de corrección que pueden configurarse para corregir las aberraciones ópticas, un mecanismo capaz de centrar o colocar la sonda o el conjunto dentro de la estructura anatómica de la que se obtienen imágenes y/o una disposición de alambre guía que puede trasladar y/o rotar la sonda o el conjunto. La guía de onda es una fibra óptica o un haz de fibras ópticas u otras guías de ondas. La sonda o conjunto incluye además una disposición de codificación espectral y puede incluir una disposición óptica correctora tal como, por ejemplo, una superficie curva transparente, que se puede utilizar para corregir aberraciones, tales como astigmatismo, en la trayectoria del haz óptico.
La sonda o conjunto está configurado para escanear una región de la estructura anatómica que tiene un área mayor que aproximadamente 1 mm2 y donde la región puede incluir una superficie, un volumen o una ubicación debajo de una superficie de la estructura anatómica. La sonda o conjunto está configurado para obtener datos que pueden usarse para generar una imagen de la región con una resolución que está por debajo de aproximadamente 10 pm.
La sonda o conjunto proporcionado es capaz de posicionar y/o enfocar el haz óptico en relación con la estructura anatómica. El posicionamiento y/o el enfoque pueden basarse en, por ejemplo, una señal interferométrica, una señal de tiempo de vuelo o una intensidad de la radiación electromagnética. La sonda o conjunto incluye una disposición óptica confocal.
En otros ejemplos de realizaciones de la presente invención, la sonda o el conjunto pueden incluir una disposición de ubicación que es capaz de determinar una ubicación de la sonda o el conjunto en relación con una ubicación dentro de la estructura anatómica y una disposición de posicionamiento opcional que puede controlar el movimiento y/o la posición de la sonda en función de la ubicación.
En otros ejemplos de realizaciones de la presente invención, se puede proporcionar un método para obtener imágenes ópticas microscópicas completas de estructuras anatómicas, que incluye escanear una región de la estructura anatómica de la que se va a obtener una imagen que es más grande que aproximadamente 1 mm2 usando una radiación electromagnética tal como, por ejemplo, un haz óptico, que recibe una señal basada en la radiación y genera una imagen basada en la señal, donde la imagen tiene una resolución transversal que está por debajo de aproximadamente 10 pm.
En aún otras realizaciones de ejemplo de la presente invención, se proporciona un método para posicionar o dirigir una radiación electromagnética dentro de una estructura anatómica, que incluye escanear al menos una parte de la estructura anatómica usando el haz electromagnético y usando una señal que puede basarse en la radiación electromagnética para controlar la posición y/o el foco de la radiación. También se puede proporcionar un método para controlar la posición o el foco de un haz confocal dentro de la estructura anatómica en base a una señal obtenida al escanear la radiación electromagnética sobre una región de la estructura anatómica.
Otras características y ventajas de la presente invención serán evidentes al leer la siguiente descripción detallada de realizaciones de la invención, cuando se adopta en conjunto con las reivindicaciones adjuntas.
Breve descripción de los dibujos
Otros objetos, características y ventajas de la presente invención se harán evidentes a partir de la siguiente descripción detallada tomada junto con las figuras adjuntas que muestran ejemplos de realizaciones de la presente invención, en las que:
la figura 1 es una ilustración esquemática de un ejemplo de sistema de microscopia confocal codificada espectralmente (SECM);
la figura 2A es un ejemplo de imagen SECM de un epitelio intestinal porcino, obtenido ex vivo, 100 pm desde la superficie del tejido utilizando una fuente monomodo y una configuración de detección monomodo (SM-Mm );
la figura 2B es otro ejemplo de imagen SECM de un epitelio intestinal porcino, obtenido utilizando una configuración de fuente monomodo y detección multimodo (SM-MM);
la figura 2C es una vista ampliada de una imagen SECM de un epitelio intestinal porcino;
la figura 3A es un ejemplo de imagen SECM de un epitelio intestinal porcino, obtenido ex vivo, después de la compresión de la pared intestinal a una profundidad de imagen de 50 pm;
la figura 3B es un ejemplo de imagen SECM de un epitelio intestinal porcino, obtenido ex vivo, después de la compresión de la pared intestinal a una profundidad de imagen de 100 pm;
la figura 4 es una ilustración esquemática de un aparato de SECM de ejemplo;
la figura 5 es un ejemplo de imagen SECM de un gráfico USAF;
la figura 6A es un ejemplo de imagen SECM basada en datos tomados de una muestra de papel para lentes, mostrada con un aumento de lx;
la figura 6B es un ejemplo de imagen SECM basada en datos tomados de una muestra de papel para lentes, mostrada con un aumento de 4.5x;
la figura 6C es un ejemplo de imagen SECM basada en datos tomados de una muestra de papel para lentes, mostrada con un aumento de 16.7x;
la figura 6D es un ejemplo de imagen SECM basada en datos tomados de una muestra de papel para lentes, mostrada con un aumento de 50x;
la figura 6B es un ejemplo de imagen SECM basada en datos tomados de una muestra de papel para lentes, mostrada con un aumento de 125x;
la figura 7 es una serie de datos SECM de ejemplo obtenidos de una muestra de papel para lentes en cinco posiciones focales diferentes, junto con una imagen combinada que se generó combinando los datos en las cinco imágenes individuales;
la figura 8A es una imagen SECM de ejemplo basada en datos tomados de un fragmento de tejido intestinal porcino, mostrada con un aumento de lx;
la figura 8B es un ejemplo de imagen SECM basada en datos tomados de un fragmento de tejido intestinal porcino, mostrada con un aumento de 4x;
la figura 8C es un ejemplo de imagen SECM basada en datos tomados de un fragmento de tejido intestinal porcino, mostrada con un aumento de 20x;
la figura 8D es un ejemplo de imagen SECM basada en datos tomados de un fragmento de tejido intestinal porcino, mostrada con un aumento de 40x;
la figura 9 es una ilustración esquemática de un ejemplo de sistema de SECM capaz de formar imágenes de grandes volúmenes de tejido;
la figura 10 es una ilustración esquemática de un extremo distal de un ejemplo de catéter que puede usarse para formar imágenes de acuerdo con ejemplos de realizaciones de la presente invención;
la figura 11 es una ilustración esquemática de un ejemplo de catéter que puede usarse para formar imágenes de acuerdo con ejemplos de realizaciones de la presente invención que incluye una disposición de escaneo rotacional externa;
la figura 12A es una ilustración esquemática de los efectos ópticos de una ventana curva y una lente cilíndrica negativa; la figura 12B es una ilustración esquemática de una corrección de aberración astigmática usando una ventana curva; la figura 13A es una ilustración de un ejemplo de técnica que se puede usar para adquirir el intervalo de profundidad deseado pasando por un intervalo de profundidades focales;
la figura 13B es una ilustración de un ejemplo de técnica que se puede usar para formar imágenes de tejido a una profundidad particular ajustando activamente un plano focal;
la figura 14A es una ilustración esquemática de un doblador piezoeléctrico bimorfo dual;
la figura 14B es una ilustración esquemática de una disposición de ejemplo en la que un motor puede moverse dentro de una cubierta exterior transparente utilizando accionadores de flexión;
la figura 15 es una ilustración esquemática de un ejemplo de diseño de catéter con globo que está configurado para controlar un foco al trasladar una lente colimadora;
la figura 16 es una fotografía de una lente de enfoque variable particular;
la figura 17A es una ilustración esquemática de un diseño de carcasa interior cilíndrica que tiene forma de cilindro transparente;
la figura 17B es una ilustración esquemática de un diseño de carcasa interior cilíndrica que incluye una ventana transparente;
la figura 17C es una ilustración esquemática de un diseño de carcasa interior cilíndrica que incluye varias aberturas en la pared de la carcasa;
la figura 17D es una ilustración esquemática de un diseño de carcasa interior cilíndrica que incluye aberturas en una conexión entre la carcasa y un motor;
la figura 18 es una ilustración esquemática de conexiones eléctricas y de datos entre componentes de un sistema de obtención de imágenes a modo de ejemplo;
la figura 19A es una ilustración de un ejemplo de patrón de escaneo de sonda en el que un haz rota rápidamente y simultáneamente se desplaza lentamente en una dirección axial para proporcionar un patrón de obtención de imágenes en espiral;
la figura 19B es una ilustración de un ejemplo de patrón de Escaneo de sonda en el que el haz gira rápidamente y luego se reposiciona axialmente;
la figura 19C es una ilustración de un ejemplo de patrón de escaneo de sonda en el que el haz se explora rápidamente en la dirección axial y luego se reposiciona en la dirección rotacional;
la figura 19D es una ilustración de un ejemplo de patrón de escaneo de sonda en el que el haz se escanea sobre trayectorias circulares concéntricas que cubren un área de tejido circular;
la figura 20A es una ilustración esquemática de un diseño de catéter con globo de intercambio rápido que incluye una disposición de alambre guía ubicada en una punta distal de una carcasa;
la figura 20B es una ilustración esquemática de un diseño de catéter con globo de intercambio rápido que incluye la disposición de alambre guía ubicada en la punta distal de la carcasa y que tiene la forma de un canal secundario; la figura 20C es una ilustración esquemática de un diseño de catéter con globo de intercambio rápido que incluye la disposición de alambre guía ubicada en una punta proximal de una carcasa y que tiene la forma de un canal secundario;
la figura 21A es una ilustración esquemática de una primera etapa en un ejemplo de técnica para posicionar un catéter con globo de alambre que incluye la inserción de un alambre guía;
la figura 21B es una ilustración esquemática de una segunda etapa en un ejemplo de técnica para posicionar un catéter con globo de alambre que incluye colocar un catéter con globo sobre el alambre guía;
la figura 21C es una ilustración esquemática de una tercera etapa en un ejemplo de técnica para posicionar un catéter con globo de alambre que incluye colocar una disposición óptica en el catéter con globo;
la figura 22A es una ilustración esquemática de un ejemplo de catéter con globo que incluye un solo canal configurado para liberar un material de inflado desde una ubicación remota al globo;
la figura 22B es una ilustración esquemática de un ejemplo de catéter con globo que incluye dos fundas, donde el material de inflado se puede proporcionar entre las fundas;
la figura 23A es una ilustración esquemática de una disposición de centrado que tiene forma de jaula de alambre, donde la disposición está contenida dentro de una funda exterior;
la figura 23B es una ilustración esquemática de la disposición de centrado que tiene la forma de una jaula de alambre, donde la disposición sobresale parcialmente de la funda exterior;
la figura 23C es una ilustración esquemática de la disposición de centrado que tiene la forma de una jaula de alambre, donde la disposición se extiende completamente desde la funda exterior;
la figura 24A es una ilustración esquemática de un ejemplo de sistema SECM/SD-OCT que incluye un multiplexor por división de longitud de onda y un compensador de dispersión;
la figura 24B es una ilustración esquemática de un ejemplo de espectro que puede ser proporcionado por un sistema SECM/SD-OCT usando una matriz CCD lineal;
la figura 25 es una ilustración esquemática de un ejemplo de sonda SECM/SD-OCT;
la figura 26 es una ilustración esquemática de un ejemplo de sonda de SECM/SD-OCT que incluye una única fibra óptica para las disposiciones de SECM y SD-OCT;
la figura 27 es un ejemplo de diagrama de flujo de una técnica que puede usarse para ajustar un enfoque para una imagen SECM usando datos SD-OCT;
la figura 28 es una ilustración esquemática de una sección transversal de un ejemplo de cable de catéter;
la figura 29 es una ilustración esquemática de un ejemplo de sonda que incluye una disposición óptica de desviación del haz que puede proporcionar una configuración de sonda más compacta;
la figura 30A es una ilustración esquemática de una técnica de escaneo traslacional que muestra una configuración compacta de una sonda durante la liberación de la sonda al sitio del que se va a formar la imagen;
la figura 30B es una ilustración esquemática de la técnica de escaneo traslacional que muestra una carcasa interior de la sonda posicionada en un límite distal de un intervalo de traslación;
la figura 30C es una ilustración esquemática de la técnica de escaneo traslacional que muestra la carcasa interior de la sonda posicionada en un límite proximal del intervalo de traslación;
la figura 31 es una ilustración esquemática de una carcasa exterior que incluye aberturas transparentes;
la figura 32 es una ilustración esquemática de un ejemplo de sonda compacta que incluye una disposición óptica de colimación descentrada y que está configurada para proporcionar exploración rotacional externa;
la figura 33A es una ilustración esquemática de una sonda que incluye un globo inflable delantero y una carcasa interior que está configurada para escanear mientras está en contacto con una pared interna del globo;
la figura 33B es una ilustración esquemática de la sonda mostrada en la figura 33A que está en contacto con una pared interior del globo inflado;
la figura 34A es una ilustración esquemática de un ejemplo de sonda que incluye un globo inflable exterior y un globo inflable interior que puede configurarse para mantener el contacto entre la sonda y una pared del globo exterior cuando está inflado;
la figura 34B es una ilustración esquemática de la sonda mostrada en la figura 34A, donde el globo interior inflado se proporciona alrededor de la sonda y está configurado para mantener el contacto entre la sonda y la pared del globo exterior inflado;
la figura 35A es una ilustración esquemática de otro ejemplo de sonda que incluye un globo inflable exterior y un globo inflable interior que puede configurarse para mantener el contacto entre la sonda y una pared del globo exterior cuando está inflado;
la figura 35B es una ilustración esquemática de la sonda mostrada en la figura 35A, donde el globo interior inflado se proporciona entre la sonda y el globo exterior y está configurado para mantener el contacto entre la sonda y la pared del globo exterior inflado;
la figura 36A es una ilustración esquemática de una vista inferior de una sonda que está configurada para escanear a lo largo de un eje de retroceso mientras está en contacto con una pared interior de un globo inflable;
la figura 36B es una ilustración esquemática de una vista lateral de la sonda mostrada en la figura 36A;
la figura 36C es una ilustración esquemática de una vista lateral de la sonda mostrada en la figura 36A, donde la sonda está en contacto con la pared interior del globo inflado; y
la figura 36D es una vista frontal de la sonda mostrada en la figura 36C.
En todas las figuras, los mismos números de referencia y caracteres, salvo que se indique lo contrario, se usan para indicar características, elementos, componentes o partes similares de las realizaciones ilustradas. Es más, mientras que la presente invención se describirá a continuación con detalle con referencia a las figuras, se realiza de esta manera en relación con las realizaciones ilustrativas. Se pretende que puedan realizarse cambios y modificaciones a las realizaciones descritas sin apartarse del verdadero alcance y espíritu de la invención objeto tal como se define en las reivindicaciones adjuntas.
Descripción detallada de los ejemplos de realizaciones de la invención
De conformidad con los ejemplos de realizaciones de la presente invención, se proporciona un método y aparato para microscopia confocal endoscópica que evita la necesidad de mecanismos miniatura de escaneo de alta velocidad dentro de una sonda. La microscopia confocal codificada espectralmente ("SECM") es un enfoque confocal multiplexado por división de longitud de onda que se puede utilizar. La SECM utiliza una fuente de luz de ancho de banda amplio y puede codificar una dimensión de información espacial en el espectro óptico.
Un ejemplo de técnica SECM se muestra en la figura 1. La salida de una fibra óptica monomodo 100, que puede estar ubicada en un extremo distal de una sonda, puede ser colimada por una lente colimadora 110 y luego iluminar un elemento óptico dispersor (tal como, por ejemplo, una rejilla 120 de difracción de transmisión). A continuación, una lente objetivo 130 puede enfocar cada longitud de onda difractada en una ubicación espacial distinta dentro de la muestra, dando como resultado un foco de línea transversal 140 en el que cada punto de la línea puede caracterizarse por una longitud de onda distinta. Después de la reflexión de la muestra, que pueden ser, por ejemplo, tejido biológico, la señal óptica puede ser recombinada por el elemento de difracción 120 y recolectada por la fibra monomodo 100. La apertura central de la fibra monomodo 100 puede proporcionar un mecanismo de filtrado espacial que es capaz de rechazar la luz desenfocada. Fuera de la sonda (y opcionalmente dentro de una consola del sistema), el espectro de la luz devuelta se puede medir y convertir en reflectancia confocal en función del desplazamiento transversal dentro de la muestra. La descodificación espectral se puede realizar rápidamente. Por lo tanto, una imagen creada mediante el escaneo del haz en una dirección ortogonal al foco de la línea puede lograrse mediante una actuación mecánica relativamente lenta y sencilla.
Las técnicas SECM pueden permitir el uso de RCM endoscópico y puede ser capaz de proporcionar datos de imagen a tasas extremadamente altas usando cámaras CCD lineales de alta velocidad. Las matrices CCD lineales disponibles comercialmente pueden obtener datos a una velocidad superior a aproximadamente 60 millones de píxeles por segundo. Cuando se incorpora a un espectrómetro SECM, estas matrices pueden producir imágenes confocales a velocidades que son aproximadamente 10 veces más rápidas que una velocidad de vídeo típica y hasta 100 veces más rápidas que algunas técnicas RCM endoscópicas. La rápida velocidad de obtención de imágenes y el diseño de fibra óptica de los sistemas SECM típicos pueden permitir microscopia de área grande a través de una sonda endoscópica.
Las técnicas que usan tomografía de coherencia óptica ("OCT") y variaciones de las mismas pueden usarse para una evaluación arquitectónica completa. Adquirir una señal OCT en el dominio de la longitud de onda, en lugar de en el dominio del tiempo, puede proporcionar una mejora de órdenes de magnitud en la velocidad de imagen manteniendo una excelente calidad de imagen. Usando técnicas OCT de dominio espectral ("SD-OCT"), la medición de intervalo de alta resolución se puede realizar en tejido biológico mediante la detección de interferencias resueltas espectralmente entre una muestra de tejido y una referencia. Debido a que los sistemas SD-OCT pueden utilizar los mismos CCD lineales de alta velocidad que los sistemas SECM, también pueden ser capaces de capturar imágenes a 60 millones de píxeles, que es aproximadamente dos órdenes de magnitud más rápido que los sistemas convencionales de OCT en el dominio del tiempo ("TD-OCT"). Con esta tasa de adquisición y resolución, los sistemas SD-OCT pueden proporcionar microscopia volumétrica integral a nivel arquitectónico en un entorno clínico.
La información proporcionada por los ejemplos de sistemas SD-OCT y SECM puede ser complementaria y una plataforma híbrida que utilice ambas técnicas puede proporcionar información sobre la arquitectura y la estructura celular del tejido que puede ser esencial para un diagnóstico preciso. Aunque una combinación de tecnologías dispares generalmente requiere una ingeniería extensa y puede comprometer el rendimiento, los sistemas SECM y SD-OCT pueden compartir componentes clave y se puede proporcionar un sistema multimodal de alto rendimiento sin aumentar sustancialmente la complejidad o el coste de los sistemas individuales.
Un sistema SECM de acuerdo con ciertas ejemplos de realizaciones de la presente invención puede utilizar una fuente de barrido de longitud de onda de 1300 nm y un fotodetector de un solo elemento para obtener información codificada espectralmente en función del tiempo. Con este sistema, las imágenes se pueden adquirir a velocidades de hasta aproximadamente 30 fotogramas/segundo con resoluciones altas laterales (1,4 pm) y axiales (6 pm), sobre un campo de visión de 400 pm ("FOV"). Se tomaron imágenes ex vivo de segmentos de duodeno porcino recién extirpados con un sistema de alta velocidad para ilustrar la capacidad de un sistema SECM para identificar estructuras subcelulares que se pueden encontrar en, por ejemplo, metaplasia intestinal especializada ("SIM") o el cambio metaplásico del esófago de Barrett.
Las figuras 2A-2C muestran imágenes SECM de ejemplo de un epitelio intestinal porcino obtenidas ex vivo utilizando dos modos de imagen y las configuraciones de fibra correspondientes: una iluminación monomodo con detección monomodo ("SM-SM") y una iluminación monomodo con detección multimodo ("SM-MM"). La imagen SM-SM de la figura 2A muestra la estructura del epitelio ubicada a 100 pm de la superficie del tejido usando una fuente monomodo y detección monomodo. La imagen de la misma región de tejido mostrada en la figura 2B, obtenida utilizando una fuente monomodo y detección multimodo (SM-MM) con una relación núcleo:apertura de 1:4, puede tener una apariencia más suave y puede interpretarse más fácilmente debido a la reducción del ruido de moteado. La figura 2C es una vista ampliada de la imagen mostrada en la figura 2B que indica la presencia de vellosidades que contienen un núcleo poco reflectante (por ejemplo, lámina propia o "Ip") y un epitelio cilíndrico de mayor dispersión. Las densidades de imagen brillante visibles en la base de las celdas columnares, en consonancia con los núcleos (indicados por flechas) se muestran en la figura 2C.
El grosor de una pared esofágica de la que se obtienen imágenes in vivo utilizando técnicas de OCT puede reducirse, por ejemplo, por un factor de dos utilizando un globo inflado. El espesor de la muestra intestinal de porcino de las figuras 2A-2C disminuyó en la misma cantidad y las características subcelulares observadas utilizando técnicas SECM se conservaron bien. Las figuras 3A y 3B muestran imágenes de esta muestra diluida obtenida a una profundidad de 50 pm y 100 pm, respectivamente.
Se observó que la profundidad de penetración de un microscopio confocal de barrido láser comercial de 800 nm se redujo en aproximadamente un 20% en comparación con la obtenida con un sistema SECM de 1300 nm. Esta penetración reducida puede ser el resultado de una mayor dispersión de la fuente de longitud de onda más corta. Por lo tanto, un sistema SECM que utilice una fuente de 840 nm puede proporcionar suficiente penetración para identificar la estructura subcelular de, por ejemplo, un epitelio intestinal.
Un aparato de acuerdo con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención que está configurado para proporcionar imágenes SECM integrales se ilustra esquemáticamente en la figura 4. Este ejemplo de aparato se puede configurar para obtener imágenes de una muestra cilíndrica que tiene una longitud de 2,5 cm y un diámetro de 2,0 cm, que son aproximadamente las dimensiones del esófago distal. Un diodo superluminiscente 200 de 2,0 mW acoplado a fibra, que tiene una longitud de onda centrada en 800 nm y un ancho de banda de 45 nm (QSSL-790-2, qPhotonics, Chesapeake, VA) se puede configurar para iluminar un divisor 405 de haz de fibra óptica monomodo 50/50. La luz transmitida a través de un puerto del divisor puede ser colimada por un colimador 410 y transmitida a través de una fibra 412 a un aparato de enfoque 415 y a un par de lentes de rejilla que incluye una rejilla 420 (1780 lpmm, Holographix, LLC, Hudson, MA) y una lente asférica 350230-B 425 (Thor Labs, Inc., Newton, NJ) que tiene una distancia focal, f, de 4,5 mm, una apertura clara de 5,0 mm y una AN de 0,55. Esta disposición puede ser capaz de producir una matriz lineal longitudinal de 500 pm o puntos 430 codificados espectralmente enfocados lineales en una superficie interior de la muestra cilíndrica. El par de lentes de rejilla se puede fijar a un eje de un motor 435 (por ejemplo, un motor 1516SR de 15 mm de diámetro obtenido en MicroMo Electronics, Inc., Clearwater, FL) por una carcasa 440. A medida que el motor 435 gira, la línea codificada espectralmente puede escanearse a través de la circunferencia interior de la muestra cilíndrica. El motor 435, la carcasa 440 y el par de lentes de rejilla pueden trasladarse a lo largo de un eje longitudinal de la muestra cilíndrica durante la rotación del motor 435 usando, por ejemplo, una etapa 445 lineal controlada por ordenador (tal como, por ejemplo, un Nanomotion II, intervalo de 2,5 cm, obtenido de Melles Griot, Rochester, Nueva York). Este procedimiento produjo un escaneo helicoidal de toda la superficie interior de la muestra cilíndrica.
La luz reflejada de la muestra se puede transmitir de regreso a través del sistema óptico a la fibra monomodo 412 y proporcionada por la fibra 412 a un espectrómetro 450 y un CCD lineal 455 que puede incluir, por ejemplo, 2048 píxeles y tiene una velocidad lineal de 30 kHz (tal como, por ejemplo, un Basler L104K, obtenido de Basler Vision Technologies, Exton, PA). Se puede usar un ordenador 460 para almacenar, analizar y visualizar datos de imagen proporcionados por el espectrómetro 450 y CCD 455. Se pueden digitalizar aproximadamente 60.000 puntos por rotación del motor (a 0,5 Hz o 30 rpm), para proporcionar una densidad de muestreo circunferencial de aproximadamente 1,0 pm. La velocidad longitudinal del motor puede ser de aproximadamente 0,25 mm/s y el tiempo requerido para una exploración completa de la muestra cilíndrica puede ser de aproximadamente 100 segundos.
El diámetro 1/e2 del haz colimado en el par de lentes de rejilla puede ser de aproximadamente 4,0 mm. Como resultado, la AN efectiva de este ejemplo de aparato puede ser de aproximadamente 0,4, lo que corresponde a un diámetro de punto teórico de aproximadamente 1,2 pm y un parámetro confocal de aproximadamente 2,5 pm. En un sistema libre de aberraciones ópticas, una resolución espectral teórica en la muestra puede ser de 0,8 A, que puede producir hasta aproximadamente 630 puntos resolubles a través de la línea 430 codificada espectralmente. El espectrómetro 450 en el brazo de detección puede diseñarse para exceder la resolución espectral predicha de la sonda.
En la figura 5 se muestra un escaneo SECM de un gráfico de resolución 1951 USAF obtenido usando este aparato. Las barras más pequeñas de esta figura, que están separadas por 2,2 pm, se resolvieron. Una función de dispersión de línea transversal de ancho completo a la mitad del máximo ("FWHM") y una función FWHM axial obtenida utilizando un espejo escaneado a través del foco se midieron como 2,1 pm y 5,5 pm, respectivamente. Se observó que el campo de visión era de aproximadamente 500 pm. Estas medidas fueron ligeramente inferiores a los valores teóricos correspondientes, que pueden atribuirse a aberraciones en la trayectoria óptica. Estos parámetros indican que el ejemplo de aparato descrito en el presente documento puede ser capaz de proporcionar suficiente resolución para ser utilizado para microscopia confocal en tejido biológico.
En la figura 6 se muestran ejemplos de datos de imágenes SECM para una imagen de retroceso completo de una muestra fantasma de 2,5 cm. Las coordenadas polares se convirtieron en coordenadas rectangulares antes de generar estas imágenes mostradas. La muestra fantasma se preparó usando papel para lentes adherido a la superficie interior de un tubo de teflón de 2,1 cm de diámetro interior. En una imagen de bajo aumento que se muestra en la figura 6A se puede observar una estructura macroscópica del papel, incluyendo pliegues y vacíos. Las rayas circunferenciales que son visibles pueden ser el resultado de la potencia espectral más baja y las aberraciones de la lente que pueden estar presentes en o cerca de los extremos de la línea codificada espectralmente. Las fibras individuales y la microestructura de la fibra se pueden resolver claramente en las regiones de este conjunto de datos que se presentan con mayores aumentos, como se muestra en las Figuras 6B-6E.
Ajustando el aparato de enfoque 415 en la figura 4A, se adquirieron imágenes cilíndricas bidimensionales ("2D") de la muestra fantasma a cinco profundidades focales discretas en un intervalo de 120 pm. Estas cinco imágenes 710-750 mostradas en la figura 7 luego se sumaron para crear una imagen integrada 760, lo que demuestra una cobertura casi completa de la superficie de la muestra fantasma.
La obtención de imágenes de muestras biológicas utilizando un aparato SECM como el que se describe en el presente documento puede complicarse por la falta de un aparato de centrado para el cabezal de escaneo óptico. Con el fin de proporcionar mejoras adicionales para generar imágenes y datos de microscopia de campo amplio, se colocó una muestra de intestino de cerdo encima de un cilindro transparente de 2,0 cm de diámetro. Un escaneo de 360° de esta muestra, que se adquirió en 1 segundo, se muestra en la figura 8A. Es probable que el tejido fotografiado aparezca solo en un sector del escaneo cilíndrico porque la sonda no estaba centrada y la muestra no envolvió completamente el cilindro. Las figuras 8B-8D muestran una secuencia de ejemplos de regiones ampliadas de esta muestra de tejido. La imagen mostrada en la figura 8B es una expansión de un sector de 1,5 cm delimitado por un rectángulo de puntos en la figura 8A. De igual manera, la imagen de la figura 8C representa una expansión del rectángulo delimitado en la figura 8B, y la imagen de la figura 8D representa una expansión del rectángulo delimitado en la figura 8C. Las imágenes ampliadas del tejido en la imagen de la figura 8B sugieren una estructura glandular. Las imágenes ampliadas en las figuras 8C-8D exhiben vellosidades y características nucleares que son similares a las observadas usando un sistema SECM de 1300 nm, como se muestra en las figuras 2 y 3. Otras áreas del escaneo SECM en la figura 8A muestran artefactos, incluyendo la reflectancia especular del cilindro transparente y la caída completa de la señal, ambos de los cuales pueden resultar de la colocación incorrecta de un haz de SECM enfocado.
La realización de microscopia confocal integral en pacientes puede presentar diversos desafíos técnicos. Tales desafíos pueden incluir, por ejemplo, aumentar la tasa de imágenes, miniaturizar los componentes ópticos y mecánicos de la sonda, incorporar un mecanismo de centrado e implementar una técnica para cambiar dinámicamente el plano focal.
La velocidad de adquisición de imágenes de un sistema SECM se puede mejorar, por ejemplo, un factor de aproximadamente 2-4 en comparación con el ejemplo de sistema descrito anteriormente. Dicha mejora se puede realizar proporcionando ciertas modificaciones. Por ejemplo, una fuente de luz semiconductora de mayor potencia (tal como, por ejemplo, un diodo Superlum, T-840 HP: 25 mW, 840 nm, ancho de banda espectral de 100 nm) puede proporcionar, por ejemplo, aproximadamente 1000 puntos espectralmente resolubles. Tal aumento en la potencia óptica puede mejorar la sensibilidad y un mayor ancho de banda puede ampliar el campo de visión, haciendo posible escanear el haz de SECM aproximadamente dos veces más rápido. Asimismo, usando un circulador óptico tal como, por ejemplo, un OC-3-850 (Optics for Research, Caldwell, NJ) puede aumentar la eficiencia de la luz suministrada a la sonda y recolectada de la sonda. Usando un CCD lineal más sensible y más rápido, tal como, por ejemplo, un AVIIVA M4-2048 con 2048 píxeles y una velocidad de lectura de 60 kHz (Atmel Corporation) puede proporcionar un aumento del doble en la velocidad de adquisición de datos y una respuesta espectral mejorada en el intervalo de longitud de onda utilizado para generar datos de imagen. El rendimiento también se puede mejorar mediante el uso, por ejemplo, de una interfaz Camera Link que puede ser capaz de transferir datos a una velocidad de aproximadamente 120 MB/s desde una cámara a una matriz de disco duro para almacenamiento.
La sensibilidad, que se puede entender que se refiere a una reflectancia mínima detectable, es un parámetro del sistema que puede afectar la calidad de la imagen confocal y la profundidad de penetración. Una fracción de la luz incidente, que puede ser aproximadamente de 10-4 a 10-7, puede reflejarse en la piel a profundidades de hasta aproximadamente 300 pm cuando se usa una técnica RCM de infrarrojo cercano. En base a la AN de la lente objetivo utilizada en el sistema de ejemplo de acuerdo con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención descritas en el presente documento y la observación de que la piel puede atenuar la luz más significativamente que la mucosa epitelial no queratinizada, el ejemplo del objetivo de la sonda SECM descrito en el presente documento puede recoger aproximadamente 3 x 10-4 a 3 x 10-7 de la luz de iluminación reflejada desde la profundidad del tejido. Una fuente de luz de 25 mW se puede dividir en, por ejemplo, aproximadamente 1000 haces independientes. Se puede estimar una pérdida máxima de inserción de doble paso en aproximadamente 10 dB (que puede incluir una pérdida de 6 dB de la sonda y una pérdida de 4 dB de la fibra óptica y el espectrómetro). Cada píxel en una matriz puede así ser iluminado por aproximadamente 50 a 50.000 fotones/píxel para cada período de integración de línea en base a estos parámetros estimados.
Utilizando una técnica de detección multimodo, se puede lograr un factor de ganancia de señal de 10, lo que da como resultado aproximadamente 500 a 500000 fotones/píxel por escaneo para dicha configuración. Un solo píxel en una cámara Atmel AVnVA M4, por ejemplo, puede detectar la luz de forma fiable si una señal está por encima de la fluctuación de la corriente oscura que se produce a aproximadamente 240 fotones. Si este dispositivo tiene aproximadamente un 50 % de eficiencia cuántica en estas longitudes de onda, se puede producir una señal mínima detectable a aproximadamente 480 fotones/píxel por escaneo. Con base en estas aproximaciones, una cámara Atmel puede tener suficiente sensibilidad para permitir imágenes SECM en profundidades de tejido más profundas. La detección limitada por ruido cuántico de una reflectancia mínima predicha se puede lograr utilizando una fibra multimodo para la recolección o aumentando la potencia de la fuente.
En la figura 9 se muestra un diagrama esquemático de un aparato capaz de realizar imágenes microscópicas de área amplia de órganos epiteliales de acuerdo con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención. Una fuente de luz 900, que puede ser una fuente de banda ancha o una fuente de barrido de longitud de onda, puede proporcionar luz que puede ser transportada a través de un circulador 910 o, como alternativa, a través de un divisor de fibra. Luego, la luz se puede transmitir a un catéter 930 de obtención de imágenes a través de un mecanismo 920 de escaneo. El escaneo se puede realizar fuera del catéter o dentro del catéter. En determinadas realizaciones de ejemplo, el escaneo de retroceso se puede realizar fuera del catéter y el escaneo rotacional se puede realizar dentro del catéter. La luz reflejada que se recoge se puede detectar con un detector 940 que puede ser, por ejemplo, un espectrómetro si se utiliza una luz de banda ancha. El detector 940 también puede ser, por ejemplo, un solo detector si se utiliza una fuente de barrido de longitud de onda. Los datos proporcionados por el detector 940 pueden ser procesados, visualizados y/o guardados en un ordenador 950 que también puede configurarse para controlar y sincronizar el procedimiento de escaneo.
La detección de órganos luminales grandes puede utilizar preferentemente un centrado de una parte distal de un catéter dentro del lumen para proporcionar una distancia de enfoque y/o profundidad consistentes con respecto al tejido, y una adquisición rápida de imágenes circunferenciales en longitudes de varios centímetros. Estos criterios se pueden satisfacer incorporando una sonda de obtención de imágenes de escaneo circunferencial dentro de un dispositivo de centrado. Siempre que una disposición óptica de imágenes ubicada en o cerca del medio del dispositivo de centrado puede proporcionar varias ventajas adicionales, incluyendo, por ejemplo, eliminación de las fluctuaciones de altura de la superficie, lo que puede simplificar los requisitos de enfoque y el acoplamiento físico del sistema de obtención de imágenes a un paciente, lo que puede reducir en gran medida los artefactos de movimiento que de otro modo podrían ocurrir.
En la figura 10 se muestra un diagrama esquemático del extremo distal de un catéter SECM de acuerdo con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención. Se puede proporcionar luz a través de una fibra óptica 1000, que puede fijarse mediante un mandril de fibra 1005 y luego colimarse usando una lente de colimación 1010. Esta luz luego puede pasar a través de un mecanismo de enfoque variable 1015 y una lente cilíndrica 1020 que puede configurarse para compensar previamente el camino óptico para corregir los efectos del astigmatismo. A continuación, la luz puede difractarse a través de una rejilla 1025 de difracción, que se puede configurar para difractar una longitud de onda central de la luz por, por ejemplo, aproximadamente 90 grados y enfocada por una lente 1030 de obtención de imágenes en una línea 1035 codificada espectral.
El artefacto de moteado se puede reducir utilizando la detección multimodo aumentando el diámetro de una abertura estenopeica asociada con la fibra óptica 1000. Esta técnica puede proporcionar un mayor rendimiento de la señal y una reducción de los artefactos de moteado, junto con sólo una ligera disminución en la resolución espacial. Se puede usar una fibra óptica de doble revestimiento para implementar esta técnica para la codificación espectral, en la que un núcleo monomodo puede iluminar un tejido y un revestimiento interior multimodo puede detectar la luz reflejada.
La lente 1030 de obtención de imágenes puede tener, preferentemente, una distancia de trabajo relativamente grande que puede ser, por ejemplo, aproximadamente 2-7 mm y mantener una AN grande de aproximadamente 0,25 a 0,5. Además, la lente 1030 de obtención de imágenes puede ser delgada, preferentemente de no más de aproximadamente 5 mm de espesor. Lentes convencionales, tales como asféricas o acromáticas, pueden usarse como lentes de obtención de imágenes.
La carcasa 1040 interior puede rodear algunos o todos los diversos componentes ópticos y el motor 1045 y puede permitir el posicionamiento longitudinal de estos componentes dentro de la carcasa 1060 exterior. La carcasa 1040 interior puede incluir partes de la misma que tengan buenas características de transmisión óptica y baja distorsión del frente de onda para permitir imágenes de alta calidad, mientras se sigue manteniendo la rigidez estructural para mantener un eje de motor 1050 centrado dentro de la sonda. Los materiales que pueden usarse para formar ventanas transparentes como parte o la totalidad de la carcasa 1040 interior pueden incluir, por ejemplo, vidrio o materiales plásticos tales como, por ejemplo, Pebax y polietileno de alta densidad (HDPE).
La carcasa 1060 exterior puede rodear la carcasa 1040 interior y puede configurarse para permanecer en una posición fija en relación con el tejido 1080 de la imagen utilizando el mecanismo de centrado 1065. Una abertura en una pared de la carcasa 1060 exterior puede permitir que un cable de retroceso 1065 mueva la carcasa 1040 interior. El escaneo lineal se puede realizar fijando la carcasa 1040 interior a un trasladador controlado por ordenador (tal como un traductor que puede proporcionar, por ejemplo, Newport Corp., Irvine, CA), mientras se mantiene la carcasa 1060 exterior en una posición fija con respecto al tejido 1080 del que se están obteniendo las imágenes. Tal técnica de retroceso se puede usar, por ejemplo, para obtener imágenes de OCT esofágicas longitudinales. Todo o parte de la carcasa 1060 exterior puede ser transparente para permitir la transmisión de luz a través del mismo. Las características ópticas de las partes transparentes de la carcasa 1060 exterior pueden ser similares a las de la ventana 1055 óptica interior.
La lente cilíndrica 1020, la rejilla de difracción 1025 y la lente 1030 de obtención de imágenes pueden estar alojados en una carcasa 1070 giratoria, que se puede unir al eje del motor 1050. Se puede utilizar un motor 1045 convencional, que puede tener un diámetro tan pequeño como aproximadamente 1,5 mm o menos. El uso de un codificador puede mejorar la calidad y el registro de la imagen y también puede aumentar el diámetro del motor 1045 a aproximadamente 6-10 mm. Un motor de este tipo lo puede proporcionar, por ejemplo, (MicroMo Electronics, Inc. (Clearwater, FL). Las dimensiones de los cables del motor se pueden minimizar para limitar la obstrucción de un campo de visión del aparato. El escaneo circunferencial se puede realizar girando la carcasa 1070 giratoria dentro de la carcasa 1040 interior utilizando el motor 1045 a través del eje del motor 1050.
Un catéter configurado para permitir la rotación de la carcasa 1040 interior con respecto a la carcasa 1060 exterior desde una ubicación externa a un extremo distal del catéter, de acuerdo con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención, se ilustra esquemáticamente en la figura 11. Se puede transmitir un movimiento giratorio a través de una junta giratoria óptica 1100 y la luz se puede acoplar en una fibra óptica giratoria 1110. La junta giratoria también puede mantener el contacto eléctrico a través de uno o más cables eléctricos 1120 y los contactos mecánicos a través de un cable de retroceso giratorio 1030 que puede configurarse para controlar los mecanismos de retroceso y enfoque. En el ejemplo de configuración de aparato mostrado en la Figura 11, la carcasa 1140 interior no rodea un motor y, por tanto, puede ser más pequeña y ligera.
Se puede usar una lente cilíndrica para corregir los efectos de astigmatismo que se pueden crear mediante una pared de un globo u otro dispositivo de centrado y/o mediante una ventana transparente o una sección transparente del alojamiento interior y/o exterior. Un vidrio curvo puede inducir astigmatismo de manera similar a un lente cilíndrico negativo. Por ejemplo, el astigmatismo inducido por las dos paredes transparentes curvas mostradas en la figura 12A son ópticamente similares a la lente cilíndrica negativa que se muestra hacia el lado derecho de esta figura. La luz que pasa a través de la línea discontinua central de cualquiera de los objetos que se muestran en la figura 12A puede tener una trayectoria más corta que la luz que pasa a través de las líneas discontinuas superior o inferior, que conduce a astigmatismo inducido. Se puede lograr una corrección eficiente y precisa de esta distorsión óptica, por ejemplo, colocando una ventana curva, similar a la ventana que induce el astigmatismo, en la trayectoria óptica, como se muestra en la figura 12 B. El eje de curvatura de la ventana curva de corrección debe ser perpendicular al eje de las ventanas de carcasa curvas para proporcionar una corrección óptica del astigmatismo.
En otra realización de ejemplo de la presente invención, se puede proporcionar un sistema SECM endoscópico que sea capaz de obtener imágenes completas de un órgano sin la intervención del usuario durante la adquisición de datos de imagen. El sistema puede ser capaz de contabilizar el movimiento debido a, por ejemplo, latido del corazón, respiración y/o movimientos peristálticos. La utilización de un mecanismo de centrado puede reducir en gran medida los artefactos causados por el movimiento del tejido del que se obtienen imágenes. Por ejemplo, las variaciones en la distancia entre una disposición de imágenes y el tejido del que se obtienen imágenes pueden variar, por ejemplo, hasta aproximadamente ±250 pm durante un escaneo completo. Esta variación de distancia puede ocurrir en una escala de tiempo lenta (por ejemplo, durante varios segundos) en relación con una velocidad de escaneo circunferencial, pero puede ser significativo en relación con el tiempo requerido para escanear la longitud de una región de tejido de la que se obtienen imágenes durante el retroceso longitudinal de la disposición de obtención de imágenes.
Se puede usar una técnica de ejemplo de acuerdo con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención para reducir o eliminar los efectos del movimiento del tejido durante el muestreo. Esta técnica, ilustrada en la figura 13A, puede incluir un procedimiento para obtener datos de imagen en un intervalo más amplio de profundidades focales. Si la profundidad de imagen total deseada es, por ejemplo, 200 pm, y una variación en la distancia del tejido desde la disposición de imágenes es, por ejemplo, ±250 pm, los datos de la imagen se pueden adquirir en un intervalo focal de aproximadamente 700 pm. Este procedimiento puede garantizar que los datos de la imagen se obtengan en todo el volumen de tejido deseado. Aunque muchas partes de la imagen volumétrica pueden no contener tejido cuando se toman imágenes, es probable que se obtenga al menos una buena imagen de la mayoría de las regiones del volumen de tejido de interés.
En la figura 13B se ilustra una segunda técnica de ejemplo que puede usarse para compensar el movimiento del tejido durante la obtención de imágenes. Esta técnica puede incluir un procedimiento para determinar una distancia entre la lente de obtención de imágenes y una superficie del tejido del que se obtienen imágenes. Esta distancia se puede rastrear y el foco de la lente se puede controlar de forma adaptativa para proporcionar una distancia focal conocida con respecto a la superficie del tejido durante la adquisición de datos de imagen en el volumen de tejido de interés. El enfoque adaptativo puede disminuir el número de escaneos focales requeridos y, por lo tanto, también puede disminuir el tiempo necesario para obtener una cobertura completa del volumen de tejido de interés. El foco del haz se puede controlar, por ejemplo, utilizando una señal interferométrica, una señal de tiempo de vuelo, una intensidad de la radiación electromagnética, etc.
Las técnicas de ejemplo descritas anteriormente para abordar el movimiento del tejido del que se están formando imágenes pueden utilizar un mecanismo para ajustar la distancia focal de la disposición de imágenes. Existen varios ejemplos de técnicas que pueden usarse para ajustar la profundidad focal dentro del volumen de tejido del que se obtienen imágenes. Por ejemplo, una carcasa interior de la disposición de obtención de imágenes que incluye una lente de enfoque se puede mover con respecto a una carcasa exterior. Para lograr este movimiento, por ejemplo, accionadores piezoeléctricos bimorfos multicapa 1410 (por ejemplo, D220-A4-103YB, Piezo Systems, Inc., Cambridge, MA) mostrados en la figura 14A se pueden fijar a, por ejemplo, una hoja de metal 1420 en ambos extremos, lo que puede proporcionar un pandeo del material cerámico. Estos accionadores se pueden colocar espalda con espalda, como se muestra en la Figura 14A, que puede duplicar efectivamente el rango de su movimiento libre. Se pueden disponer cuatro accionadores 1430 de este tipo entre una funda 1440 exterior y un conjunto 1450 que puede incluir un motor y componentes ópticos focales que rodean el motor, como se muestra en la figura 14 B. Estos accionadores 1430 se pueden utilizar para cambiar la posición focal en el intervalo requerido mediante el desplazamiento controlado del conjunto 1450 con respecto a la carcasa exterior 1440. Esta técnica puede requerir la presencia de un alto voltaje dentro de la sonda, cables eléctricos adicionales que pueden atravesar e interrumpir el campo de visión y/o un aumento del diámetro total de una sonda que contiene la disposición de imágenes por, por ejemplo, varios mm.
En la figura 15 se muestra una técnica de ejemplo alternativa que puede usarse para ajustar la distancia focal de la disposición de obtención de imágenes. Se puede proporcionar una carcasa 1510 de cable que rodea un cable 1530.
El cable 1530 se puede conectar en un extremo a una lente colimadora 1540, que puede configurarse para moverse en una dirección longitudinal con respecto a una carcasa 1550. La lente colimadora 1540 se puede mover con respecto a la carcasa 1550 y otros componentes ópticos para variar la distancia focal. Esta traslación puede ser controlada, por ejemplo, externamente al catéter de obtención de imágenes, usando el cable 1530 como se ilustra en la figura 15. Como alternativa, se puede controlar el movimiento de la lente colimadora 1540, por ejemplo, por un motor eléctrico o piezoeléctrico que puede estar previsto en el interior del catéter. La distancia focal también se puede variar moviendo una fibra óptica 1520, que puede proporcionar la luz utilizada para obtener imágenes del tejido, con respecto a la lente colimadora 1540. Como alternativa, tanto la fibra óptica 1520 como la lente colimadora 1540 pueden moverse entre sí para variar la distancia focal.
La distancia focal se puede desplazar en una distancia Az cambiando la separación entre la fibra óptica 1520 y la lente colimadora 1540 en una distancia de aproximadamente M2Az, donde M es un factor de aumento del aparato de obtención de imágenes. Por ejemplo, un aparato de obtención de imágenes de ejemplo puede tener un factor de aumento de aproximadamente 3. Para obtener un cambio en la distancia focal de aproximadamente ±450 pm, la distancia entre la fibra óptica 1520 y la lente colimadora 1540 tendría que moverse aproximadamente ±4,0 mm, que es una distancia que se puede lograr utilizando cualquiera de las técnicas descritas anteriormente para cambiar la distancia focal.
Otra técnica de ejemplo que se puede usar para variar la distancia focal puede ser utilizar una lente variable sintonizable electrónicamente. Por ejemplo, una lente disponible comercialmente 1600 (Varioptic AMS-1000, Lyon, Francia) mostrada en la figura 16, que se puede utilizar en cámaras de teléfonos móviles, puede utilizarse para variar la distancia focal en un aparato de obtención de imágenes de acuerdo con una realización de ejemplo de la presente invención. Esta lente 1600 utiliza un principio de electrohumectación y puede proporcionar una distancia focal variable entre aproximadamente -200 mm y 40 mm, con una calidad óptica que solo puede estar limitada por los efectos de la difracción. La apertura clara efectiva actual (CA) de esta lente de ejemplo 1600 es de 3,0 mm y el diámetro exterior total (DE) es de 10 mm. Puede ser posible producir una lente similar que tenga un CA de 4,0 mm y un DE de 6,0 mm. El tiempo de respuesta de intervalo completo de esta lente de ejemplo 1600 es de aproximadamente 150 ms, que puede ser lo suficientemente rápido para usarse para rastrear la distancia entre los componentes ópticos y la superficie del tejido y ajustar la distancia focal en consecuencia. Puede ser posible producir este tipo de lente con un tiempo de respuesta de aproximadamente 10 ms. El uso de una lente variable como la descrita anteriormente entre el colimador y la rejilla SECM puede proporcionar, por ejemplo, una distancia focal que puede variar en aproximadamente ±300 pm o más.
Se pueden proporcionar varias configuraciones para la carcasa interior de acuerdo con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención. Por ejemplo, se puede utilizar una carcasa formada por material transparente 1700, como se muestra en la figura 17 A. Como alternativa, se puede proporcionar una carcasa que incluye una ventana transparente 1710, como se muestra en la figura 17 B. También se puede proporcionar una carcasa que incluye una abertura 1720 entre dos paredes, tal como lo mostrado en la figura 17C o una abertura adyacente a un motor 1730 que se puede conectar a la carcasa como se muestra, por ejemplo, en la figura 17D.
Un diagrama esquemático de ejemplo de una disposición de control y de registro de datos que se puede usar con el sistema de ejemplo mostrado en la figura 9 se proporciona en la figura 18. La disposición mostrada en la figura 18 se puede configurar para registrar una posición de haz mientras se adquieren datos de imágenes 1800, que puede proporcionar un registro espacial más preciso de los datos de imagen 1800. Como se muestra en la Figura 18, los datos de imagen 1800 pueden ser adquiridos por una unidad de adquisición y control de datos 1810. Una disposición de escáner de catéter puede escanear un haz, por ejemplo, utilizando un motor giratorio 1820 para proporcionar un movimiento angular del haz y un motor de retroceso 1830 para mover el haz longitudinalmente. El motor giratorio 1820 puede controlarse mediante un controlador de motor giratorio 1840 y el motor de retroceso 1830 puede controlarse mediante un controlador de motor de retroceso 1850. Cada una de estas técnicas de control puede realizarse utilizando una operación de circuito cerrado. La unidad de adquisición y control de datos 1810 puede dirigir las unidades de controlador de motor 1840, 1850 para proporcionar velocidades y/o posiciones de motor específicas. Las señales de codificador generadas por los motores 1820, 1830 se pueden proporcionar tanto a las unidades de control de motor 1840, 1850 como a la unidad de control y adquisición de datos 1810. De esta manera, las señales del codificador asociadas con cada motor 1820, 1830 pueden registrarse cuando se adquiere una línea de datos de obtención de imágenes 1800, permitiendo así asociar una posición precisa del haz con cada línea de datos 1800.
En la figura 19 se muestran diversas prioridades de escaneo que se pueden utilizar en el catéter de obtención de imágenes de acuerdo con una realización de ejemplo de la presente invención. Por ejemplo, en la figura 19A se muestra una técnica de escaneo de ejemplo en la que el escaneo rotacional se realiza como primera prioridad y el escaneo axial (retroceso) se realiza como segunda prioridad. Esta técnica puede proporcionar un conjunto de datos que tienen una geometría helicoidal. En una técnica de escaneo adicional, el escaneo axial se puede realizar en pequeños incrementos, siguiendo cada incremento axial a una revolución completa, como se muestra en la figura 19 B. Como alternativa, el escaneo axial (retroceso) se puede realizar como primera prioridad y el escaneo rotacional se puede realizar como segunda prioridad, que puede generar el patrón de escaneo que se muestra en la figura 19C. Se puede lograr una mayor calidad de imagen a lo largo de una dirección de la primera prioridad de escaneo. Por tanto, la elección de la prioridad de escaneo puede depender de si se prefieren imágenes transversales (rotacionales) o imágenes axiales. La obtención de imágenes de otros órganos o tejidos que pueden tener diferentes simetrías se puede realizar de varias maneras. Por ejemplo, en la figura 19D se muestra un patrón de escaneo circular que puede usarse para obtener imágenes de determinados órganos.
En una realización de ejemplo adicional de la presente invención, un catéter con globo tal como, por ejemplo, el que se muestra en la figura 10, se puede configurar para permitir un procedimiento de colocación de intercambio rápido utilizando una guía de alambre. En un procedimiento de colocación de intercambio rápido, primero se puede colocar una guía de alambre en un órgano del que se van a obtener imágenes y luego se puede enhebrar el catéter por la guía de alambre. Este procedimiento puede permitir una colocación más fácil y precisa del catéter en muchas aplicaciones. Se pueden usar varias configuraciones para guiar un catéter usando un procedimiento de intercambio rápido. Por ejemplo, la figura 20A muestra un ejemplo de guía de alambre 2000 que pasa a través de un agujero 2010 en un extremo distal de la carcasa 2040 exterior. En una segunda configuración de ejemplo mostrada en la figura 20B, un guía de alambre 2000 pasa a través de un tubo 2020 que está fijado al extremo distal de la carcasa 2040 exterior. Como alternativa, el guía de alambre 2000 se puede configurar para pasar a través del tubo 2020 que se puede fijar a un extremo proximal de la carcasa 2040 exterior, como se muestra en la Figura 20C.
En las figuras 21A-C se ilustra un procedimiento de ejemplo que se puede usar para posicionar un catéter que usa un guía de alambre en una luz central del catéter. En primer lugar, el guía de alambre 2100 se puede colocar dentro del órgano 2150, como se muestra en la figura 21 A. A continuación, una carcasa 2110 exterior del catéter, junto con un globo 2120, se puede enhebrar sobre el guía de alambre 2100, como se muestra en la figura 21 B. Finalmente, la carcasa 2130 interior, que puede contener una disposición óptica, se puede enroscar a la luz central del catéter como se muestra en la figura 21C y se puede realizar un procedimiento de obtención de imágenes usando la disposición óptica.
En la figura 22 se muestran dos configuraciones de ejemplo de un catéter con globo. En la Figura 22A, se puede usar un dispositivo 2200 que puede incluir una fuente de aire o gas a presión para inflar un globo 2210. Se puede proporcionar un tubo u otro pequeño pasaje 2230 que esté conectado al globo 2210 que rodea el catéter y que permita la transferencia del aire o gas presurizado al globo 2210. La presión dentro del globo 2210 que se está inflando se puede monitorizar usando un manómetro 2220. Esta presión se puede utilizar para optimizar el inflado del globo, así como para evaluar la colocación del catéter mediante el control de la presión dentro de un órgano circundante que puede estar en contacto con el globo inflado 2210. Como alternativa, se puede proporcionar un pasaje 2240 a lo largo de una funda exterior del catéter, que puede permitir la transferencia del aire o gas presurizado al globo 2210, como se muestra en la figura 22B. Se puede usar un globo que sea capaz de cambiar su diámetro en respuesta a los cambios de presión, donde la profundidad del foco se puede controlar variando el diámetro del globo y moviendo así el tejido circundante para permitir la transferencia del aire o gas presurizado al globo 2210 con respecto a la lente de obtención de imágenes.
En las figuras 23A-23C se muestra un diseño de catéter de ejemplo que se puede usar de acuerdo con otra realización de ejemplo de la presente invención. Este diseño de catéter se puede configurar para usar uno o más hilos 2300 de alambre expansibles para centrar un núcleo óptico interno de un dispositivo de obtención de imágenes dentro de un órgano luminal. El catéter puede incluir una funda 2310 adicional y un conjunto de hilos 2300 de alambre expansibles ubicados dentro de la funda 2310 que se pueden proporcionar alrededor de la carcasa 2320 exterior, como se muestra en la figura 23A. Después de la colocación del catéter, los hilos 2300 de alambre se pueden empujar a través de la funda 2310 para sobresalir del extremo de la misma como se muestra en la figura 23B. Como alternativa, la funda 2310 se puede retraer de la carcasa 2320 exterior. Se puede exponer una longitud suficiente de los hilos 2300 de alambre alrededor de la carcasa 2320 exterior para permitir que los hilos 2300 de alambre expandan el órgano o tejido circundante como se muestra en la figura 23C y al centro de la carcasa 2320. Después de realizar el procedimiento de obtención de imágenes, los hilos 2300 de alambre pueden volver a introducirse en la funda 2310 y el catéter puede retirarse.
Las técnicas de ejemplo de OCT y RCM pueden rechazar o ignorar la luz dispersada de forma múltiple recibida de una muestra de tejido de la que se están obteniendo imágenes y, por lo tanto, detectar fotones retrodispersados individualmente que pueden contener información estructural. Cada una de estas técnicas, sin embargo, puede rechazar la luz dispersa multiplicada de una manera diferente.
Por ejemplo, las técnicas de RCM pueden emplear la selección confocal de la luz reflejada por el tejido del que se obtienen imágenes de un haz incidente estrechamente enfocado. Se pueden implementar técnicas de RCM escaneando rápidamente un haz enfocado de radiación electromagnética en un plano paralelo a la superficie de un tejido, que pueden proporcionar imágenes transversales o frontales del tejido. Una apertura numérica grande (AN), que se puede usar con técnicas de RCM convencionales, puede dar una resolución espacial muy alta (por ejemplo, aproximadamente 1-2 pm que puede permitir la visualización de la estructura subcelular. Los procedimientos de obtención de imágenes usando una a N alta, sin embargo, pueden ser particularmente sensibles a las aberraciones que pueden surgir cuando la luz se propaga a través de un tejido no homogéneo. Por lo tanto, la obtención de imágenes de alta resolución utilizando técnicas de RCM puede limitarse a una profundidad de aproximadamente 100-400 pm.
Las técnicas de OCT pueden utilizar principios de activación de coherencia para el seccionamiento óptico y pueden no depender del uso de una lente de una AN alta. Por lo tanto, las técnicas de OCT se pueden realizar utilizando una lente de obtención de imágenes que tiene un parámetro confocal relativamente grande. Esto puede proporcionar una mayor profundidad de penetración en el tejido del que se están tomando imágenes (por ejemplo, aproximadamente 1­ 3 mm) y un formato de imagen transversal. Estas ventajas pueden venir a expensas de una resolución transversal reducida, que puede ser típicamente del orden de aproximadamente 10-30 pm.
Por tanto, en vista de las diferencias descritas anteriormente, las técnicas de ejemplo de OCT y RCM pueden ofrecer información de imagen diferente que puede ser complementaria. Por ejemplo, las técnicas de RCM pueden proporcionar detalles subcelulares, mientras que las técnicas OCT pueden proporcionar, por ejemplo, morfología arquitectónica. La información de imágenes de estos regímenes de dos tamaños puede ser crítica para el diagnóstico histopatológico y, en muchos casos, puede ser difícil, si no imposible, hacer un diagnóstico preciso sin usar ambos. Aunque una combinación de estas técnicas de obtención de imágenes dispares puede utilizar convencionalmente amplios esfuerzos de ingeniería que pueden comprometer el rendimiento, las técnicas de SECM y SD-OCT pueden compartir ciertos componentes. Por lo tanto, se puede proporcionar un sistema multimodal de alto rendimiento que emplee ambas técnicas de formación de imágenes que no incluya un aumento sustancial de la complejidad o el coste en relación con un sistema que pueda utilizar cualquiera de las dos técnicas individualmente.
En la figura 24A se muestra una descripción general de un ejemplo de sistema que puede realizar tanto técnicas de SECM como técnicas de SD-OCT de acuerdo con una realización de ejemplo de la presente invención. En este ejemplo de sistema, una parte del ancho de banda de una fuente de luz de banda ancha se puede usar para obtener datos de imagen SECM y se puede usar una parte adicional de los datos de ancho de banda, por ejemplo, para obtener datos de SD-OCT. Por ejemplo, se puede usar una fuente de luz 2400 para proporcionar energía electromagnética que tiene un ancho de banda mayor que, por ejemplo, aproximadamente 100 nm. Los dispositivos que pueden usarse como fuente de luz 2400 pueden incluir, por ejemplo, un láser ultrarrápido bombeado por diodos (tal como el disponible en, por ejemplo, IntegralOCT, Femtolasers Produktions GmbH, Viena, Alemania), o una serie de diodos súper luminiscentes (que se pueden obtener, por ejemplo, en Superlum, Rusia).
Una parte del espectro de la fuente de luz que puede usarse para datos de SD-OCT (por ejemplo, la luz que tiene una longitud de onda entre aproximadamente 810-900 nm) se puede separar de una parte del espectro que se puede usar para datos de SECM usando un multiplexor de división de longitud de onda (w Dm ) 2410 y se transmite a un catéter 2420 y a un brazo 2445 de referencia. La luz que regresa del catéter 2420 a través de una fibra óptica SECM 2430 y una fibra óptica SD-OCT 2440 se puede proporcionar a un espectrómetro 2450. El espectrómetro 2450 puede configurarse de modo que aproximadamente la mitad de los elementos de la matriz CCD 2460 de ejemplo que se muestra en la figura 24B puede detectar una señal asociada con los datos de SECM y aproximadamente la mitad de los elementos CCD pueden detectar una señal asociada con los datos de SD-OCT. Los datos de SD-OCT se pueden convertir en datos estructurales axiales, por ejemplo, realizando una transformación de Fourier después de la interpolación de los datos de SD-OCT del espacio de longitud de onda al espacio k. Por ejemplo, si el espectrómetro 2450 tiene una resolución de aproximadamente 0,1 nm, una profundidad total de rango de SD-OCT puede ser superior a aproximadamente 2,0 mm. La resolución de la imagen axial usando la técnica SD-OCT puede ser de aproximadamente 5 pm.
En la figura 25 se muestra una descripción general esquemática de una sonda SECM/SD-OCT de ejemplo. Esta sonda es similar a la sonda mostrada, por ejemplo, en la figura 15 y además incluye una disposición configurada para proporcionar una trayectoria del haz de SD-OCT. Para obtener un haz de SD-OCt , se puede insertar una fibra óptica OCT 2500 en la carcasa interior, junto con una fibra óptica SECM 2510. La fibra óptica OCT 2500 se puede configurar para iluminar una lente 2520 pequeña. Se puede seleccionar un parámetro confocal y un tamaño de punto para el haz de SD-OCT para obtener imágenes transversales en un intervalo de profundidades. Los valores de ejemplo del tamaño del punto del parámetro confocal pueden ser, por ejemplo, de aproximadamente 1,1 mm y 25 pm, respectivamente. La An de la lente SD-OCT 2520 se puede seleccionar para ser, por ejemplo, de aproximadamente 0,02 y se puede seleccionar un diámetro de haz colimado del haz DE SD-OCT para que sea, por ejemplo, de aproximadamente 200 pm. Se puede colocar un espejo dicroico 2530 antes de la rejilla SECM para reflejar el haz de luz SD-OCT 2540 y transmitir el haz de luz SECM 2550. El espejo dicroico 2530 mostrado en la figura 25 está dispuesto en un ángulo de aproximadamente 45 grados con respecto al haz de luz SD-OCT 2540. Este ángulo se puede aumentar utilizando un revestimiento adecuado en el espejo 2530, lo que puede permitir que el haz de SD-OCt 2540 se superponga al haz de SECM 2550 para un registro espacial más preciso de las dos imágenes. Las aberraciones ópticas del haz de SD-OCT 2540 que se pueden producir, por ejemplo, por una ventana curva o globo se puede corregir usando un elemento cilíndrico para compensar previamente el astigmatismo como se muestra en la figura 12B.
En la figura 26 S se muestra otra realización de ejemplo de una sonda de catéter que se puede utilizar tanto para la obtención de imágenes SECM como para la obtención de imágenes SD-OCT. La luz de banda ancha se puede proporcionar a través de una sola fibra óptica 2600, en lugar de a través de dos fibras separadas 2500, 2510 como se muestra en la figura 25. Una parte de la luz que puede usarse para formar un haz de s D-OCT 2640 puede reflejarse fuera de la trayectoria óptica del haz de SECM 2650 usando un espejo dicroico 2610. El diámetro del haz de SD-OCT 2640 puede reducirse mediante una apertura 2620 y/o enfocando el haz de SD-OCT 2640 usando una lente 2630. La disposición SD-OCT también se puede usar para ubicar una superficie de un tejido del que se están tomando imágenes usando una técnica SECM, incluso con resoluciones de profundidad SD-OCt entre aproximadamente 20-100 pm.
Esto se puede realizar incluso si el ancho de banda del haz de SD-OCT 2640 no es suficiente para obtener una imagen SD-OCT de alta calidad.
Los datos obtenidos de una imagen SD-OCT de ejemplo se pueden utilizar para ajustar un plano focal de un haz de SECM. Un diagrama de flujo de ejemplo que ilustra esta técnica se muestra en la figura 27. Por ejemplo, los datos de imagen de SD-OCT pueden obtenerse a partir de un escaneo en profundidad (etapa 2700) y procesarse posteriormente (etapa 2710). Los datos de la imagen pueden analizarse y visualizarse como una imagen SD-OCT (etapa 2720). Estos datos de imagen también se pueden usar para determinar la ubicación de una superficie de tejido (etapa 2730) usando, por ejemplo, algoritmos de detección de bordes. Una vez que se ha determinado la ubicación superficial del tejido, se puede usar un mecanismo de enfoque variable para ajustar una ubicación de un plano focal de la disposición SECM (etapa 2740). Esta técnica de control de enfoque se puede realizar rápidamente (por ejemplo, en menos de aproximadamente 100 ms), lo que puede permitir el seguimiento en tiempo real y el enfoque de una superficie de tejido. La ubicación de un borde de tejido se puede calibrar usando un ángulo que se forma con respecto al haz de SECM.
En la figura 28 se muestra una sección transversal de un cable de catéter 2800 de ejemplo que se puede utilizar con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención. El cable 2800 puede incluir, por ejemplo, un cable de retroceso 2810, una pluralidad de cables 2820 configurados para suministrar energía eléctrica a un motor, un cable de control de enfoque 2830, un canal 2840 configurado para proporcionar un gas u otro fluido a un globo o membrana inflable, una fibra óptica SECM 2850 y/o una fibra óptica SD-OCT 2860.
Una ilustración esquemática de una sonda SECM 2900 de ejemplo se muestra en la figura 29. La sonda 2900 incluye dos prismas 2910 que pueden configurarse para desviar un haz 2920 antes de que pase a través de una rejilla 2930 y una lente de obtención de imágenes 2940. Esta configuración de ejemplo puede proporcionar más espacio dentro de la sonda 2900 para la lente objetivo 2940, lo que puede resultar en una mayor AN y/o una reducción del tamaño de la sonda 2900.
Se puede lograr una reducción adicional en la longitud de la sonda utilizando la configuración de sonda de ejemplo 3000 que se muestra en las figuras 30A-30C. La sonda 3000 puede incluir una carcasa 3010 interior que puede proporcionarse dentro de una carcasa 3020 exterior mientras la sonda 3000 se proporciona en la ubicación de imágenes, como se muestra en la figura 3A. Después de colocar y centrar la sonda 3000 dentro del tejido u órgano del que se va a obtener la imagen, la carcasa 3010 interior puede deslizarse a través de la carcasa 3020 exterior para proporcionar un intervalo de retroceso extendido, tal como se muestra en las figuras 30B y 30C. Por ejemplo, proporcionar una lente de obtención de imágenes 3020 cerca de un centro de la carcasa 3010 interior puede proporcionar una mayor estabilidad posicional en las ubicaciones de escaneo extremas que se muestran en las figuras 30B y 30C.
En la figura 31 se muestra una carcasa 3100 exterior de ejemplo. La carcasa 3100 exterior puede estar hecha de materiales rígidos tales como, por ejemplo, acero inoxidable o plástico. Puede incluir uno o más espacios 3110 que pueden permitir que la luz pase a través de ellos para generar datos de imagen sin introducir aberraciones ópticas. De manera opcional, los espacios 3110 pueden incluir ventanas transparentes.
La figura 32 muestra una sonda de ejemplo de acuerdo con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención. La sonda 3200 puede proporcionar una configuración compacta de componentes y un tamaño de sonda general pequeño. Por ejemplo, una carcasa 3210 interior cilíndrica se puede configurar para rotar y moverse libremente dentro de una carcasa 3220 exterior cilíndrica, permitiendo que una lente colimadora 3230 y una fibra óptica 3240 se coloquen lejos de un eje central de la carcasa 3210 interior. El escaneo de una región de tejido del que se van a obtener imágenes se puede realizar externamente, donde el movimiento de la carcasa 3210 interior se puede controlar usando un cable de retroceso 3250.
En determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención, se puede proporcionar un líquido tal como, por ejemplo, agua o un aceite de índices equiparados, en un espacio entre una lente de obtención de imágenes y una superficie del tejido del que se va a obtener la imagen. Proporcionar un líquido de este tipo puede, por ejemplo, mejorar los parámetros ópticos, tales como la AN y/o reducir los reflejos de un haz de luz usado para obtener datos de imagen.
En las figuras 33A y 33B se muestra una configuración 3300 de sonda de ejemplo que puede proporcionar una AN alta para obtener datos de imagen. Por ejemplo, se puede proporcionar una carcasa 3310 interior en una carcasa 3320 exterior, que también puede incluir un globo desinflado 3330. El globo desinflado 3330 puede inflarse de manera que pueda expandirse hacia adelante de la carcasa 3320 exterior. La carcasa 3310 interior puede desplegarse después fuera de la carcasa 3310 exterior y dentro del globo inflado 3340. Se puede proporcionar una disposición elástica 3350 en una configuración comprimida entre la carcasa 3310 interior y la carcasa 3320 exterior, como se muestra en la figura 33A. La disposición elástica 3350 se puede configurar para colocar la carcasa 3310 interior contra una pared interior del globo inflado 3340 cuando se despliega la carcasa 3310 interior, como se muestra en la figura 33B. La carcasa 3310 interior se puede configurar para escanear una región de tejido fuera del globo inflado 3340, el área del globo usando un cable de retroceso 3360. El cable 3360 puede ser capaz de controlar tanto la rotación como la traslación longitudinal (por ejemplo, retroceso) de la carcasa 3310 interior dentro del globo inflado 3340. Los espaciadores 3370 pueden usarse para mejorar el contacto entre la disposición óptica de obtención de imágenes y la pared del globo inflado 3340 o la superficie del tejido adyacente.
En las figuras 34A y 34B se muestra otra configuración 3400 de una sonda de ejemplo, que puede ser capaz de mantener una carcasa 3410 interior de la sonda contra una pared interior de un globo exterior 3420, de conformidad con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención. Por ejemplo, un globo exterior 3420 y un globo interior 3430, mostrados desinflados en la figura 34A, se pueden proporcionar de manera que rodeen la carcasa 3410 interior. Cada globo se puede inflar, como se muestra en la figura 34b . En esta configuración de ejemplo, la carcasa 3410 interior puede estar fijada una cara del globo interior 3430. El escaneo de rotación y traslación dentro del globo exterior 3420 se puede realizar moviendo la carcasa 3410 interior junto con el globo interior 3430 en relación con el globo exterior 3420.
En las figuras 35A y 35B se muestra otra configuración 3500 más de una sonda de ejemplo, que puede ser capaz de mantener una carcasa 3510 interior de la sonda contra una pared interior de un globo exterior 3520, de conformidad con determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención. El globo exterior 3520, mostrados desinflados en la figura 35A, puede inflarse dentro de un órgano o región de tejido de la que se va a obtener una imagen. Un globo interior 3530, mostrados desinflados en la figura 35A, puede proporcionarse entre la carcasa 3510 interior y el globo exterior 3520. El globo interior 3530 se puede inflar, como se muestra en la figura 35B y la presión proporcionada por el globo interior 3530 se puede usar para mantener el contacto entre la carcasa 3510 interior y una pared interior del globo exterior 3520, como se muestra en la figura 35 B. Las configuraciones 3400 y 3500 de la sonda de ejemplo que se muestran en las figuras 34 y 35, respectivamente, se pueden utilizar sin una carcasa exterior. Los globos desinflados 3420, 3430, 3520, 3530 pueden empaquetarse dentro de un recinto externo que puede usarse para llevar la sonda 3400, 3500 a una ubicación deseada. Tal recinto externo puede formarse opcionalmente, por ejemplo, de un material soluble.
Una configuración de ejemplo de una sonda de SECM 3600 se muestra en las figuras 36A-36D, que es capaz de proporcionar una línea codificada espectralmente 3610 que se encuentra perpendicular a un eje de un órgano o un cilindro de globo. Una vista inferior de esta configuración de sonda se proporciona en la figura 36A y una vista lateral correspondiente se muestra en la figura 36B. La figura 36C muestra otra vista lateral en la que la carcasa 3640 de la sonda se despliega dentro de un globo inflado 3650, similar al mostrado en la Figura 33B. En esta configuración de ejemplo, una dirección longitudinal (por ejemplo, retroceso) puede ser una dirección de escaneo principal, de manera que la carcasa 3640 de la sonda se mueva en esta dirección longitudinal a una velocidad relativamente rápida. El escaneo en una dirección de rotación alrededor de un eje longitudinal se puede realizar a una velocidad relativamente baja en comparación con la velocidad longitudinal. La sonda 3600 se puede proporcionar con disposiciones de posicionamiento, tales como los que se muestran, por ejemplo, en cualquiera de las figuras 33-35. La carcasa 3640 de la sonda puede incluir un espejo 3620 que puede configurarse para desviar un haz de luz hacia una rejilla colocada adecuadamente para proporcionar una línea codificada espectralmente 3610 configurada como se muestra en las figuras 36A y 36D.
La combinación de disposiciones de imágenes SD-OCT y SECM dentro de una sonda puede proporcionar un aparato útil para obtener información estructural en diferentes escalas utilizando diferentes formatos de imagen. Los datos obtenidos para ambas técnicas de imagen se pueden adquirir simultáneamente, porque las resoluciones de las dos técnicas son diferentes. Sin embargo, es posible que las velocidades de escaneo útiles para las dos técnicas no sean compatibles entre sí. Por ejemplo, se puede proporcionar una velocidad de escaneo SECM típica usando una velocidad de rotación, por ejemplo, de aproximadamente 1 Hz y una velocidad de retroceso longitudinal, por ejemplo, de aproximadamente 1 mm/s. Las velocidades de escaneo típicas para obtener datos de imágenes SD-OCT pueden ser, por ejemplo, aproximadamente 50-100 Hz en una dirección de rotación y, por ejemplo, aproximadamente 0,2­ 0,5 mm/s en dirección longitudinal.
Una técnica que se puede utilizar para obtener datos de imagen completos que se muestrean adecuadamente para ambas técnicas es realizar un escaneo SD-OCT completo adicional, muestreado apropiadamente, después de la adquisición del conjunto de datos de SECM. Esta técnica puede aumentar el tiempo de adquisición de datos para una región de tejido en, por ejemplo, aproximadamente 1-2 minutos. Las señales del codificador obtenidas para los motores de rotación y de traslación lineal se pueden digitalizar a lo largo de cada escaneo. Las señales del codificador se pueden corregir por cambios en la posición de un globo mediante la correlación cuantitativa de imágenes SD-OCT para determinar las compensaciones angulares y rotacionales para cada escaneo. Esta técnica puede proporcionar un registro espacial preciso de los conjuntos de datos SD-OCT y SECM en aproximadamente 500 pm.
En una realización de ejemplo adicional de la presente invención, una disposición de obtención de imágenes provisto, por ejemplo, en una sonda se puede operar en un modo de imagen abreviado (por ejemplo, "obtención de imágenes de exploración") para determinar si un catéter que se puede usar para llevar la sonda está correctamente colocado dentro de la región del órgano o tejido de la que se va a obtener la imagen. Se puede obtener un conjunto completo de datos de imágenes después de confirmar la colocación adecuada del catéter.
En aún un ejemplo de realización adicional de la presente invención, un catéter de centrado de globo se puede inflar utilizando un material que sea ópticamente transparente que no sea aire, tal como, por ejemplo, agua, agua pesada (D2O), aceite, etc. También se puede utilizar un agente lubricante para facilitar la inserción del catéter. En determinadas realizaciones de ejemplo de la presente invención, se puede aplicar un agente de eliminación de mucosidad antes de obtener los datos de la imagen para reducir la cantidad de mucosidad presente en el órgano del que se van a obtener imágenes, donde la presencia de dicha mucosidad puede reducir la calidad de la imagen.
Lo anterior simplemente ilustra los principios de la invención. Para los expertos en la materia serán evidentes diferentes modificaciones y alteraciones de las realizaciones descritas en la materia a causa de las enseñanzas del presente documento. De hecho, las disposiciones, sistemas y métodos de acuerdo con los ejemplos de realizaciones de la presente divulgación pueden usarse con cualquier sistema de OCT, sistema de OFDi, sistema de SD-OCT u otros sistemas de obtención de imágenes, y por ejemplo con los descritos en la solicitud de patente internacional PCT/US2004/029148, presentada el 8 de septiembre de 2004, la solicitud de patente de Estados Unidos n.° 11/266.779, presentada el 2 de noviembre de 2005 y la Solicitud de patente de Estados Unidos N.° 10/501.276, presentada el viernes, 9 de julio de 2004. Se apreciará por tanto que los expertos en la materia podrán idear numerosos sistemas, disposiciones y métodos que, aunque no se muestren ni describan explícitamente en el presente documento, incorporan los principios de la.

Claims (24)

REIVINDICACIONES
1. Un aparato, que comprende:
una primera lente (410), (1010) configurada para recibir la salida de luz desde un extremo distal de una fibra óptica (1000) y emitir la luz como luz colimada;
una rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) que está configurada para recibir la luz colimada y difractar la luz colimada como luz difractada;
una segunda lente (425), (1030) que está acoplada ópticamente a la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) y está configurada para recibir la luz difractada de la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) y enfocar la luz difractada hacia una estructura anatómica como una pluralidad de haces distintos, cada uno correspondiente a una longitud de onda respectiva de una pluralidad de longitudes de onda distintas, recibir luz retrodispersada desde una pluralidad de puntos y emitir la luz retrodispersada hacia la rejilla de difracción; y un mecanismo de enfoque variable (415), (1015) que está dispuesto entre la primera lente (410), (1010) y la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) y está configurado para ajustar un plano focal de la segunda lente; y configurado para escanear continuamente una región completa de al menos una parte de la estructura anatómica usando la pluralidad de haces distintos para generar al menos una señal particular, en el que toda la región tiene un área mayor que 1 mm2;
en el que la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) recibe la luz retrodispersada emitida por la segunda lente (425), (1030) y reenvía la luz retrodispersada hacia la primera lente (410), (1010) a través del mecanismo de enfoque variable (415), (1015) y la primera lente (410), (1010) enfoca la luz retrodispersada hacia el extremo distal de la fibra óptica (1000); y
una disposición (450, 455, 460), (940, 950), (2450) configurada para recibir la señal particular y generar al menos una imagen basada en la señal particular que tiene una resolución transversal mejor que 10 pm,
en el que el aparato comprende una disposición de microscopio confocal y la señal particular es una señal codificada espectralmente.
2. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que toda la región es un volumen de la estructura.
3. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la al menos una imagen es contigua sin espacios sustanciales en la misma.
4. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que al menos una parte se proporciona sobre una superficie de la estructura anatómica.
5. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que al menos una parte se proporciona debajo de una superficie de la estructura anatómica.
6. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la luz comprende una o más longitudes de onda que varían con el tiempo.
7. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que al menos una estructura anatómica es un órgano interno.
8. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el aparato envía la luz a través de una disposición de fibra óptica o recibe la señal en particular a través de una disposición de fibra óptica.
9. El aparato de acuerdo con la reivindicación 8, en el que la disposición de fibra óptica incluye una pluralidad de disposiciones de guía de luz.
10. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la señal en particular está asociada con al menos una parte de una intensidad de la luz retrodispersada recibida desde la estructura anatómica.
11. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que al menos una parte del aparato se proporciona en una sonda.
12. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el aparato incluye al menos un componente óptico que está configurado para compensar al menos una aberración óptica.
13. El aparato de acuerdo con la reivindicación 12, en el que el al menos un componente óptico comprende una superficie curva.
14. El aparato de acuerdo con la reivindicación 13, en el que la al menos una aberración óptica es un astigmatismo.
15. El aparato de la reivindicación 1, que comprende además una disposición de posicionamiento configurada para posicionar al menos una parte del aparato en una ubicación en particular con respecto a la estructura anatómica.
16. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el aparato está además configurado para posicionar un enfoque de la luz difractada en una pluralidad de profundidades dentro de la estructura anatómica.
17. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, que comprende además una tercera disposición configurada para: generar una señal adicional;
determinar al menos una ubicación de una sección en particular asociada con la estructura anatómica según la señal adicional; y
controlar al menos uno de un movimiento o una posición de un enfoque de la luz difractada a una ubicación adicional dentro de la estructura anatómica según la señal adicional.
18. El aparato de acuerdo con la reivindicación 17, en el que la señal adicional es la señal en particular.
19. El aparato de acuerdo con la reivindicación 18, en el que la señal adicional es al menos una de una señal interferométrica, una señal de tiempo de vuelo o una intensidad de la luz retrodispersada.
20. El aparato de acuerdo con la reivindicación 17, en el que la señal adicional está asociada con al menos una distancia entre al menos una ubicación dentro de la región de la estructura anatómica y al menos un componente del aparato.
21. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, que comprende además:
una disposición de escaneo rotacional que comprende:
un motor (435), (1045) que se acopla mecánicamente a la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) y la segunda lente (425), (1030) y aislada mecánicamente de la primera lente,
en el que el motor (435), (1045) está configurado para hacer que la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) y la segunda lente (425), (1030) roten alrededor de un eje óptico de la primera lente (410), (1010) provocando así que la pluralidad de haces distintos explore continuamente la región completa de al menos una parte de la estructura anatómica; o
una junta giratoria (1100) que se acopla mecánicamente a la primera lente (410), (1010), la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) y la segunda lente (425), (1030),
en el que la junta giratoria (1100) está configurada para hacer que la primera lente (410), (1010), la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) y la segunda lente (425), (1030) roten alrededor de un eje óptico de la primera lente, provocando así que la pluralidad de haces distintos explore continuamente la región completa de al menos una parte de la estructura anatómica.
22. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que un plano de la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025) está dispuesto en un ángulo de 45 grados con respecto a un eje óptico de la primera lente (410), (1010).
23. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, que comprende además:
una carcasa (1040) que rodea la primera lente (410), (1010), la rejilla (420) de difracción de transmisión, (1025), la segunda lente (425), (1030) y el mecanismo de enfoque variable (415), (1015).
24. Un método para obtener imágenes de una región de una estructura anatómica, usando el aparato de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 23.
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