CN1342054A - 提供高对比度成像的方法和装置 - Google Patents

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Abstract

一种具有照明系统的体内成象装置,该照明系统以非侵入方式在受验者的组织区域内产生一虚光源。该照明系统将来自光源的最大的照明能量转换成高对比度的照明图案。照明图案以最大化获得亚表面特性的清晰图像的深度的方式被投射到物面上。照明图案的高强度部分在检测图像的图像获取装置的视场外投向物面。在这种结构中,从组织区域内散射的光与要成像的物体相互作用。该照明技术可提供如静脉结构、静脉内的血液流动、腺结构等亚表面现象的高对比图象。

Description

提供高对比度成像的方法和装置
发明背景
1.发明领域
本发明涉及成像分析。更准确地说，本发明涉及利用成像来完成受验者的血管系统的非侵入性光谱成象分析。
2.相关技术
广泛接受的血液测试和分析方法要求侵入式和在试管内技术。例如：包括白血球差别测试(CBC+Diff)的传统的完全血细胞计数是以“侵入”的方式进行的，在这种方式中通过针管将患者的静脉血样抽出，并送到实验室去分析。经常需要其它类型的测试血液组份，例如：存在于血液的血浆组份中的非细胞构成(例如：血液气体和胆红素)。最常用的胆红素分析方法是通过在试管中处理。在这一试管内处理过程中，血样是侵入性地从患者的体内抽出。凝固的元素(红细胞和其它细胞)通过离心法分离且保留的液体发生化学反应并进行分光光度测量分析。
例如传统的CBC+Diff测试和胆红素分析的侵入技术对于新生儿、老年患者、烧伤患者和特殊照料的患者造成了特殊的问题。因此需要利用一种能够迅速且非侵入地定量测量多种血液和血管特性的装置。这种技术省去了对抽取静脉血样来确认血液特性的需要。这种类型的装置也省去了对患者的实验室评估结果的等待延时。这种装置还具有可以增加对患者的安慰的优点。
例如粘膜的表层或未染色的皮肤的软组织不吸收可见光和近红外光，即它们不吸收光谱中血红素吸收范围的光。这将通过光谱吸收把血管从周围软组织背景中分开。但是，软组织表面强烈地反射光而软组织本身在仅渗透100微米以后将有效地散射光。因此，由于分辨率差而使得难以观察体内循环，且通常因包含对多重散射和从表面镜面反射的补偿的复杂性而使得体内循环的可视化不可行。这种图象的清晰度因光的散射而受到限制，且对散射补偿的计算是复杂的。
分光光度法包含基于一种或多种波长下物质对电磁辐射的吸收或衰减的分析。用在这一分析中的仪器称为分光光度计。简单的分光光度计包括：一例如灯泡的辐射源、一例如包含一棱镜或光栅的单色仪或彩色滤光片的光谱选择装置、和例如用于通过所选择的光谱区域中的样品测量透射光和/或反射光的量的光电管的一个或多个检测器。
在例如固体或高吸收溶液的不透明的样品中，从样品表面反射的辐射可以被测量且可以与无吸收或白色样品所反射的辐射进行比较。如果反射的密度可以描绘成波长的函数的话，则它给出一反射光谱。反射光谱通常用于染色组织或着色的表面的色彩匹配。但是，由于其限定的动态范围和不准确性，使得反射或反射分光光度法最初应用于定性分析而不是定量分析。另一方面，由于可以应用比尔(Beer)理论(与浓度成线性的测量密度的反对数)所以透光分光光度法通常用于定量分析。
由于来自表面的镜面反射光限制了有效的对比(黑与白或信噪比)和因此的测量范围和线性，所以反射分光光度法不是定量分析的最初的选择。因为表面效应，测量通常与表面成一定的角度进行。但是只有在兰勃特(Lambertian)表面的情况下，反射密度同观察的角度无关。从兰勃特表面反射的光在所有方向的光相等(余弦定律)。但是，很难得到好的兰勃特表面。同存在的遵循比尔定律的透光分光光度法相比，传统的反射分光光度法在光密度和浓度间存在着复杂关系。在应用于反射分光光度法的Kubelka-Munk的理论下，反射光的密度可以通过散射的吸收率直接涉及到浓度。
近来已经研制出根据反射分光光度法的体内分析装置。但是，这些传统的以反射为依据的装置有几个理由而不是最优。
例如，利用图像分析和反射分光光度法来测量例如细胞尺寸的单个细胞参数的这一装置。测量仅在小的导管内进行，例如单个细胞能够目测的毛细管。因为这一装置只在毛细管内进行测量，由这一装置进行的测量不能精确地反映大的导管的测量。将光源聚焦到血管上的检测区域的利用光应用装置的其它装置。结果，这些装置对于装置相对患者的移动特别敏感。这一对装置或患者的运动增加的灵敏度可以导致不一致的结果。为了消除这一运动灵敏度，这些装置要求稳定和固定装置。
基于传统的暗场照明技术已研制出其它的传统装置。如在传统的显微镜学中理解的一样，暗场照明是一种照明样品但不容许光线直接到物镜的照明方法。例如，一种传统暗场成像处理是来照明一图像平面使照明光的角分布和由物镜收集的成像光的角分布是相互排他的。但是，这些装置受在成象光路上有旋光的组织的散射，这一散射产生一定向的相关的背景散射或图象眩光而减少图像的对比。此外，这一装置的转动引起对比度变化。
因此，需要有一种提供高图像质量的完全非侵入体内分析血管系统的分析装置。需要一种提供高清晰度的血细胞组份的显影(红血细胞、白血细胞、和血小板)；血液流变学；血液流动的血管；通过血管系统的血流供应的装置。还需要在传统的反射分光光度法中可以减小眩光和其它有害制品的装置。
发明概述
本发明是针对通过利用高对比度照明技术分析例如患者皮肤下的血液或组织的亚表面物体的方法和装置。在一个实施例中，该装置包括一光源、一照明系统、和一成像系统。该光源提供沿光源和物体所处的平面间(物面)的光路传播的光束。该照明系统将照明光束转换成高对比的照明图案且将该光图案投射到亚表面的物体上。该照明图案具有高强度部分和低强度部分。该成像系统包括用于检测亚表面物体象的图像获取装置。
根据本发明，物体的图像是通过来自高对比照明图案的散射照明形成，该照明图案透过亚表面物体且沿到图像获取装置的光路传播。另外，该照明图案的高强度部分入射到图像获取装置视场外的物面上。
在优选实施例中，该装置还包括一将照明光束转换成高对比的照明图案的照明图案发生器。在这一实施例中，一中继透镜将照明图案投射到物面上。在本发明的其它实施例中，利用阻挡物来阻挡照明光束的一部分。另外，利用锥形透镜(也称为旋转三棱镜)、锥形光栅、或全息光学元件来产生高对比照明图案。
按照本发明的另一方面，该装置包括用来阻挡所有偏振光的正交偏振棱镜，该偏振光由亚表面物体的表面反射或由在近场中的双折射组织层从到达图像获取装置反射。
按照本发明的另一方面，提供一种在包含以非侵入的方式在感兴趣的物体的亚表面组织区域产生照明光源的方法。该物体在其处于且由图像获取装置检测到的物体平面内被照明。第一步，提供一光源。接下来，从光源来的光被转换成具有高强度部分和低强度部分的高对比度照明图案。该照明图案被导到组织区域的表面上，这样照明图案的高强度部分入射到图像获取装置的视场外的物面上。根据本发明，照明图案的高强度部分在组织区域内经受一次或多次散射。接下来，同物体相互作用的散射光由图像获取装置检测。根据本发明，散射光的相当部分透过物体，因此提供由图像获取装置检测的物体图像。
附图简述
在此被引入并构成说明书一部分的附图，图示了本发明，且结合描述，进一步解释本发明的原理和使本领域有关的技术人员能够制造和使用本发明。在图中，相同的标号表示相同的或功能相似的单元。另外，标号的最左侧的数字指的是标号第一次出现的图。
图1A表示利用标准的反射分光光度法在近场内的散射作用；
图1B表示本发明的照明技术；
图2表示根据本发明一个实施例的有阻挡物的成像装置；
图3表示根据本发明一个实施例的在物面上的照明的横截面轮廓；
图4表示根据本发明一个实施例的具有锥形透镜的成像装置；
图5A表示一旋转三棱镜的详细视图；
图5B表示一锥形衍射光栅的详细视图；
图5C表示一具有衍射表面轮廓的锥形光栅；
图6表示在一场镜表面上的的环形图案；
图7表示根据本发明一个实施例的照明光束和成象光束的光线轨迹；
图8A表示根据本发明一个实施例的具有改进的折叠式反射镜的成像装置；
图8B表示根据本发明改进的折叠式反射镜的细部；
图8C表示本发明的折叠式反射镜的示例尺寸；
图8D表示根据本发明入射到物面上的照明图案的例子；
图9表示由本发明的装置拍摄的患者血管区域的示例图像；
图10表示本发明的示例图像分析方法；
图11表示适用于本发明利用的计算系统的框图；和
图12A和图12B表示适于和受验者一起使用的本发明的实施例。
对实施例的详细描述
1.概要
本发明为一种进行分析的方法和装置，特别是受验者的血管系统的非侵入式体内分析。具体说来，本发明的装置和方法提供一种从血管周围的活组织区域或要成像的组织区域内产生虚照明光源的装置。因此，本发明对被分析的图像使用透射而不是反射。
2.术语
为了形成图像，必须满足两个标准。第一，在要成像的物体和其周围或背景之间，必须有由光学特性的差别形成的图像对比，例如吸收、折射率、或散射特性。第二，从受验者收集到的光必须没有实质散射地到达图象获取装置，即图像应从小于多重散射长度的深度被获取。如这里使用的“图像”指的是满足上述的两个标准的所有图像。要获取图像的清晰度由成像部分的空间均匀性决定的。例如，单个细胞的图像要求高的清晰度。大的血管的图像可以在低清晰度下进行。适合根据苍白做出决定的图像要求有很低的清晰度。
因此，覆盖成像部分的组织优选为透光的，并且较薄，例如：人体唇内的粘膜组织。如这里用的“光”通常指的是任何波长的电磁辐射，包括光谱的红外光、可见光、和紫外光部分。光谱的特别优选部分是相对组织透明的部分，例如在可见和近红外波长的光。对于本发明也可以理解为，光可以是相干光也可以是非相干光，且照明可以是稳定光也可以是脉冲光。
本发明利用照明技术来将照明光束转换成高对比的照明图案。该照明图案是一种成像平面的照明区域完全落在成像系统的物镜视场之外的照明图案。在一优选实施例中，照明图案具有低强度区域(优选在中心区域)和高强度区域(优选为外部区域)，其中高强度区域降在成像系统的物镜视场外的物面上。这里描述的高对比照明图案的例子是环带或光环。
本发明的装置可以用来成像和分析大血管、小血管和毛细管。这里用的“大血管”指的是血管系统中尺寸足以使多个红细胞并排流过的血管。“小血管”指的是可以使红细胞“单列”流过的血管系统中的血管。
为了实施本发明的方法，利用一光源来照明受验者的要成像血管系统的周围部分的区域，例如血管或组织样。从图像发出的光由图像获取装置获取。图像获取装置含义是能够获取这里限定的图像的装置。合适的图像获取装置包括，但并不限于照相机、胶片介质、光敏检测器、光电管、光电二极管或电荷耦合器件(CCD)摄相机。一图像校正和分析装置例如计算机，被连接到图像获取装置上来进行图像校正、画面分割和血液特性分析。
“渗透深度”或照明光的光路长度至少由三个参数控制：(1)光的波长；(2)与光相互作用的粒子的尺寸和强度；和(3)折射率。通常，如果光的波长、粒子的尺寸和强度、和折射率是常数，则渗透深度就是常数。因此，因为渗透深度是常数，所以这一图像中每单位面积的测量跟每单容积的测量成正比。面积测量是第三维为常数的(深度)容积测量。注意的是，渗透深度可根据以上参数，按照组织结构作局部变化。
正交偏振器同样是优选用来执行本发明。一偏振器被设置在光源和受验者的血管系统的照明部分间的光路上。第二偏振器或者“检偏器”设置在照明部分和图像获取装置之间的光路上。第二偏振器有基本上正交于第一偏振器的偏振平面的偏振平面。通过消除简单反射和没有完全同照明部分相互作用的光，这一正交偏振器结构改进同受验者血管系统或组织的照明部分相互作用光的收集。因此，消除了同照明受验者没有相关信息的光。以这种方式，极大地提高了图像的对比度，因此提高了照明部分的可视度。
3.反射分光光度法
如上所述，根据反射分光光度法开发了几种传统的体内成像装置。传统的反射分光光度成像装置常基于柯勒型(Kohler-type)照明(见W。Smith《现代光学工程》McGraw-Hill公司第二版，第229页，1990，这里采用作为参考)。柯勒型照明包括由高数值孔径聚光透镜在物镜的孔径光阑上成像的光源。照明经过物镜向形成均匀照明的无特征盘的物面传播。这是由于这一平面是照明系统瞳孔的位置。典型地利用一偏振分束器或半镀银的折叠式反射镜来使照明同成象物镜光轴重合。在从分束器反射以后，来自照明光源的光沿同成像光的同一光路传播。来自照明光学系统的光向要观察的组织区域传播，同时成像光从组织区域散射且从其中向图像获取装置向外传播。
为了提供高质量的图像，由于菲涅尔反射而从中间光学表面镜面反射的照明光，通过利用在图像获取装置前的一检偏的正交偏振器可以从成象光路中消失。但是，来自例如透镜框的壁和光学底座的漫散射光不完全消失。这是因为漫散射光是随机偏振的，50％是校直的所以通过图像获取装置前的检偏振器。
另一散射源在待视的活组织区中开始。活组织为高散射、结构化的、不均匀的和不规则的。这一组织结构的不规则导致了双折射。组织的双折射特性可以同传统的根据反射分光光度法的体内成象装置的最优化功能相干扰。在这些装置中，覆盖成像部分的组织必须由光通过以得到没有多重散射的反射图像。然后从反射光的单散射得到被反射的图像。因为这一应用正交偏振器的成像装置，例如在共同待决和共同转让的美国专利申请08/860,363(1996年6月5日递交)(这里指的363申请在此被结合作为参考)的“亮场”成像装置，由于组织的双折射特性还可以提供不是最优的图像质量。另外，活组织包括引起入射光的偏振轴线旋转的例如葡萄糖和胶原蛋白的有旋光力的物质。偏振矢量可以旋转的角度是在旋光组织中传播长度的函数。
入射到组织上的光当遇到漫射表面和例如皮肤上的色素、血细胞中的血红胆白、细胞核、韧带和肌肉等物质时就散射。特别可利用的组织是在人体的各个部位发现的粘膜组织，例如鼻子、嘴、结膜、直肠、和阴道等。同时，对于早产的婴儿，其皮肤本身是适于透光的。舌头下的组织和唇区域的组织有少的散射，且和身体的其它部位相比较接近表面有较多的静脉。因此唇和舌头下的组织区域是观察亚表面血管现象的理想区域。但是，即使在这些区域，由于大量的结构和组织的不均匀特性，亚表面可视的深度受到限制。在所有的组织中成像的深度难于超过400μm，即使在所有的系统中的舌或唇下。
当用作体内成像时，柯勒照明系统受到由仪器相对于要观察的组织区域的转动引起的对比度的变化和背景照明水平的改变的损害。仪器可视或看到的组织里的深度根据探测器的位置和取向而改变。这一效果是由于由葡萄糖、蛋白质、和胶原蛋白引起的偏振旋转及在组织中的双折射而造成的。照明器的同轴特征倾向于允许“闪光”和直射，光谱反射回图像获取装置内。
由于活细胞是不对称的均匀填塞的球体或长方形，所以组织是双折射的。双折射表示在不同的方向上的净折射率的差别。这是由于细胞壁、细胞质、和所有的中间液体的反射的差别及活细胞的不对称特性造成的。有效折射率由在介质中的传播的长度和每一种组份的折射率如下计算；
neff＝∑ni *Li/∑Li
其中：          ni：第i个组份的折射率
                Li：第i个组份的长度
细胞的结构在整个身体内和例如舌头内的区域内当地变化。一些区域有长薄的由于细胞壁与细胞质及中间液体的折射率不同而倾向于双折射的肌肉细胞。沿一个方向入射光的电场矢量同细胞壁的长轴成一直线(且有效折射率接近于细胞壁的折射率)而沿另一方向的电场矢量在其传播时在细胞的细胞质和传播的中间液体中则花费了一大部分时间。因为细胞结构根据功能变化所以双折射的数量是在组织中的位置的函数。双折射可以改变入射光的相位和方向。
另一个造成图像质量差的原因是传播长度依靠例如葡萄糖、胶原蛋白和某些蛋白质的某些生物分子的旋光性。这些生物分子引起与介质中的传播长度和分子浓度成比例的电场矢量的旋转。这一长度依靠的偏振旋转允许来自组织内的要素(例如细胞壁)进行镜面反射的一些光传输到图像平面，因为在一些渗透深度上入射光的偏振向量随着其射出该组织而转动90度，从而允许其穿过检偏振器。
这两个效果组合允许一些光随意地反射并改变组织内的深度以传播到图像获取器装置的检测平面而不在组织内发生散射。反射光图像量的变化和从其反射的深度引起直接涉及探测器的方位的图像对比度的变化。
根据本发明，对仪器的转动和照明入射角度敏感的系统会特别精确，且可以提供更多要测量的所有参数的可重复读数。
4.组织内的散射
光与物质的相互作用表现为散射理论的特性。当电磁波撞击到原子或分子以后同束缚电子云相互作用，将能量给原子。入射波(例如入射光)中移去的能量和随后的一部分能量的再发射被称为散射。它是反射、折射和衍射中的物理机构工作的基础。对散射普遍的讨论，见Hecht和Zajac的《光学》第4版艾迪生(Addisson)和维乐斯(Welsey)出版，特别是第8章(这里仅作参考)。
例如：反射光的特征可以有三个不同的组分。第一组份是保持反射的源图像的“镜或镜面反射”。第二组分是“粗糙表面表面散射”部分。该粗糙表面表面散射部分是由粗糙表面所散射的散射光，而不保持源图像。但是，镜面反射组分和粗糙表面散射组分都保持偏振。第三组份是“小粒子散射”组分，通常称为“雷利散射”组分。该雷利散射组分是由比照明光的波长小的粒子散射的光。该雷利散射去偏振光。因此，雷利散射组分仅是去偏振光的反射光所以初始的偏振消失。通常，光必须进行不止一次(通常至少三次)散射来完全改变偏振度。
对于利用去偏振光来形成图像的体内系统，例如在“363”申请中描述的装置，组织的双折射特性可以导致次于最佳图像。图1A简单地表示来自旋光或双折射组织层的散射是如何同图像的光学质量相互干涉的。在这一照明中，成像装置试图要成像在受验者皮肤下的组织区域内的血管。感兴趣的血管示作血管或毛细血管106的截面部分。在这一传统的反射型系统中，照明光束直接入射到毛细血管106上且在检测器114的视场116内。
例如：照明光源(未示出)提供一光束，图示为光线102来照明毛细血管106。光线102是在S方向偏振。当光线102撞击皮肤104时，可以产生一个或几个上述的散射相互作用。例如：如果光线102承受单个的镜面反射或者粗糙表面散射，则反射光将保持在S方向上的偏振，且由检偏振器112消除，只通过P偏振光。换言之，从皮肤层104反射的所有的S偏振光不能到达检测器114。
如果光线102不能由皮肤层104吸收或反射掉，光线102将同样在组织区域内进行一次或多次的散射。例如图1A中图示的透射光线经历3次散射〔(1)、(2)和(3)〕。如先前部分所述。在组织区域内可能存在弱双折射的或双衰减(diattenuative)层。如果亚表面双折射层例如层108位于毛细血管106和检测器114之间，这将很有问题。换言之，双折射层位于直接在位于成象光路内的感兴趣的血管(例如：毛细血管106)前面的区域的近场内。总之，当偏振光通过双折射材料时，偏振矢量转动角度Δφ。
为了达到这一描述的目的，成象光路由从感兴趣的血管开始到检测器结束的光路限定。本例中也注明，为简化起见在图1A中没有示出如物镜等收集光学器件。在本例中，至少在P方向上部分偏振的光线110，将由层108反射、并透过检偏振器112且由检测器114检测到。这类反射光信号作为“眩光”且影响由检测器114得到的图像的质量。
根据本发明，如果感兴趣的血管是背部照明而不是直接照明的话，则这种乱真的“眩光”信号将大大减少(并极大地提高图像的对比度)。另外，根据本发明，这种背部照明可以由非侵入装置产生。
图1B简要表示本发明的装置和方法是如何从深的活组织内产生虚源的。在这种方式下，光经过血管或感兴趣的组织区域扩散。血管依次有效地后照明，给检测器提供最大的图像对比度。另外，从近场发出的光量大大地减少。
图1B示出的环境同图1A相似。但一个重要的改变在于采用光线103作为照明光束入射到检测器114的视场(FOV)外的皮肤表面104上。而且，照明光束不直接入射到毛细血管106。即使在组织区域的近场内有双折射层108，也不像从层108散射和反射的光消除偏振那样。这由光线113示出。
在S方向最初偏振的光线103直接射到检测器114的视场外的区域。当光线通过层108时，失去了其纯的S偏振，且得到一P偏振分量。当其从组织区域的深处更多地散射时，照明光束最终变成S和P偏振的随机混合。这样，照明光可以从组织区域内的深处(即在比要成像的血管的更深处)散射或反射。最后，由光线111表示的这光的一部分透射过毛细血管106。光线111的P偏振分量由检偏振器112透过并且由检测器114获取。
5.高对比度照明装置和方法
本发明为提供一种高效的用于血管和组织功能的体内研究的照明器的装置和方法。深入到活组织内的光图像的能力允许应用在如血液参数、红白细胞计数、血小板计数、血红蛋白浓度和血球比率的测量方面。
本发明采用了一种照明技术，它是以获得亚表面特性的清晰图像的方式来延迟从光源到物面的照明能的最大量的。本发明的装置形成一高对比度的照明图案，其中照明投射到处于照相机或CCD传感器(或其物镜)的视野外的试验阶段的组织区域周围的光环内。在对于给出本描述的领域内的技术人员是清楚的试验阶段，如非圆环图案的其它照明图案同样可以利用来成像组织区域。
本发明的高对比度的照明图案可以由几种不同的方式产生。首先，可以在照明光束的光路上设置阻挡物。第二，可以在照明光束的光路上设置称为“旋转三棱镜”的光学元件。旋转三棱镜是收集从光源发出的所有光且将这些光导向到远场的环图案上的光学元件。第三，以同样的方式，也可以用锥形的衍射光栅或全息图来替代旋转三棱镜。
当其通过处于试验阶段的组织区域传播时，由于由照明光束所统计的多重散射，使得来自本发明的图像获取装置的视场(FOV)外的散漫光将照明处于试验阶段的组织区域(在图像获取装置的FOV里面)。根据本发明，由于散射发生在被照明的整个空间，所以散射照明将从感兴趣的区域的上部和下部入射。因此，成象装置上的图像强度的分布带有两个已被较深层反射(即后散射)且通过血管透射的散射光以及血管的顶面所反射的散射光。
同样，利用本发明的装置和方法，由于所有的直接反射光位于图像获取装置及其对应的物镜的FOV的外面且因此不能在图像获取装置的物镜数值孔径内被获取到，所以不用反射的未散射光入射到图像获取装置。
6.本发明的优选实施例
本发明就几个例子的实施例来进行描述。提供这些描述仅为了方便而已。并不准备用这些例子实施例来限制本发明。实际上，在阅读下面的描述以后，对于相关领域的技术人员会清楚在任何一个实施例中如何实施本发明。
a.第一实施例
本发明的第一实施例是一种提供高对比度的照明图案的装置(或者体内装置)，该照明图案被投射到受验者的组织区域以提供血管、血流、或包含在其中的组织的图像。该体内装置包括一光源、一照明系统、和一成像系统。该成像系统包括一成像检测器及其物镜。
该照明系统提供一用来照明患者或受验者的特殊血管或组织区域(称为“物体”)。该照明光束沿光路或称作照明光路的路段传播。该检测器接收到从物体发出的光。这光又被称为成象光束。成象光束传输的光路或路段被称为成象光路。根据本发明，该体内装置可以设计成照明光束和成象光束共用一通过单个物镜的共同光轴，从而形成一同轴系统。可以利用分束器组合其光轴。
在一优选实施例中，一线性偏振的环状照明光源投射到一成像反射分光光度计的物面上。必须只使投射光源的范围沿成象光路或体内装置的路段全部位于图像获取装置的清楚的FOV的外面。可以通过成像一设置在柯勒照明系统的光路上的环状阻挡物(a circularobscuration)来产生该环形光源。由于所有的入射光处于FOV的外面，使得成像光必须来自如以上在散射部分所讨论的组织内的深层。在优选实施例中，通过在照明和成像中利用正交偏振，成象光束必须来自多重散射。本系统中的这一设置的效果是为了产生真实的后照明：光源以非侵入方式有效地移动到物面后的区域。
图2表示非侵入式受验者的血管系统的体内分析用的装置200的一实施例的框图。装置200包括一光源202、一中继透镜208、一检测器260和一物镜217。
光源202照明受验者的组织区域(通常示为223)。尽管在图2中表示一个光源，但应理解本发明并不限于利用一个光源，可以利用多于一个的光源。在利用多于一个光源的实施例中，每个光源可以是单色的也可以是多色的。光源202可以是能够脉动的光、提供连续光的非脉冲光源，或者是能够操作的任一种类的一种光。光源202可以包括例如：脉冲氙弧光或灯、汞弧光或灯、卤素弧光或灯、钨弧光或灯、激光器、激光二极管或发光二极管(LED)。光源202可以是相干光源或者非相干光源。
光源202由准直透镜或聚光镜204准直。准直透镜204的光学和物理特性取决于所使用的光源的类型和最终被投射到物体224上的图像的类型。准直透镜204的光学特性包括其焦距、数值孔径、和光阑数(f/#)。准直透镜204的物理特性包括材料类型(玻璃、塑料等)和形状。基于本发明的描述本领域内的技术人员会清楚合适的参数。
例如，如果卤素灯作为光源202，则准直透镜204可以包括具有焦距为5毫米级的球面F1透镜。该透镜可以由标准的透射电磁波谱的可见光区域的BK7玻璃制成。另外，如果灯作为光源202，则可以利用一逆向反射器(未示出)来收集和反射朝准直透镜204投射到灯的后部的光。
根据本发明这一实施例(同时这里也称作“阻挡物”实施例)，按如下的方式向物体224投射一高对比度的照明图案。在照明光路上设置一阻挡物205以将从光源202发出的照明转换成高对比度的照明图案。这里将照明光路表示为206，它是起始于光源202且继续到物体224的光路。
在一优选实施例中，阻挡物205位于小孔径或光阑221处。在这一实施例中，利用一圆形的阻挡物。阻挡物205遮挡入射照明光束的预定的部分。没有被阻挡物205阻挡的照明光束的部分继续沿照明光路传播。剩余的照明光束206类似一中间具有暗区域的圆环或环形的光。这一图案在中心区域具有其最暗斑(即：最低强度)而在图案的靠近边缘区域具有最高强度。包括非圆形阻挡物的其它合适类型的阻挡物对于给出本描述的领域的技术人员将是清楚的。
透镜208(也称为中继透镜208)向物面219投射高对比度照明图案。这里的物面是垂直于这里作为光路207示出的成象光路的平面，物体224设在那儿。在图2中，物面表示为平面219。在一个优选实施例中，限定投影透镜208的光学特性可以根据柯勒照明系统中所使用的参数来选择。在柯勒照明中，辐射源孔径(这里为光阑221)被成像或投射到物面219上。在本发明的这一实施例中，由于光阑221被投影到物面219上，使得高对比度的照明图案同样也投射到物面上。
在装置200中，投影透镜208设计成将高对比照明图案成像在物面219上且将光源202成像在成像系统的物镜上，这里示为物镜217。因此，在优选的实施例中，装置220提供一准直光环入射到皮肤表面222上。例如，图3表示投射到物面上的照明图案的例子的照明轮廓。该照明轮廓绘制出作为距光轴的距离的函数的照明信号的相对强度。因此，本实施例的高对比度照明图案在其中心处具有最低强度而在接近图案的边缘具有最高的强度。例如，本发明的装置产生一指标大约400比1的图形。该指标的图形表示出环形图案的外部的照明强度和中心部分的暗斑的比例。
参见图2，利用一折叠式反射镜或分束器218在光源202和受验者224之间形成光路。根据本发明的实施例，分束器218是一具有50％反射照明光束206的涂层平板。以下讨论分束器218的其它实施例。
在一优选实施例中，第一偏振器210设置在光源202和受验者224间。第一偏振器210偏振从光源202来的光。一第二偏振器或检偏振器220可以沿成象光路207设置在物体224和图像获取装置260间。偏振器210和220优选为具有基本上相互正交的(或90°)的偏振平面。偏振器例如偏振器210和220具有相对于另一个基本上成90°的偏振平面这里称为“正交偏振”
如上所述，当偏振光通过一双折射材料时，该偏振矢量转动一个角度Δφ。在正交偏振系统中，如在本优选实施例中描述的一样，强度的变化和cos2(Aφ)成比例。
偏振器的效率是关于透过偏振器的输入光百分比的函数。对每一单元未偏振(随机偏振)光输入到偏振器，优选的有效偏振器将透过50％的入射光。当将随机偏振光输入两个理想的配置成正交偏振的偏振器(不考虑效率)时，所有的光消失即没有光透过第二个偏振器。由正交偏振器消失的光越多(即：较少随机偏振光透过正交偏振器)，正交偏振器的消光越大。具有至少10-3的消光效率的正交偏振器(对每一个单元随机偏振光输入到正交偏振器，1/1000的光透过正交偏振器)适用于本发明。合适的正交偏振器可用马萨诸塞州偏振片公司的片偏振器。
在本发明的一个实施例中，光源202本身是一偏振光源，例如，一激光器或一激光二极管，所以不需要有单独的第一偏振器210。第二偏振器220具有相对于偏振光源202的偏振平面成90°的偏振平面。
在另一实施例中，分束器218是偏振分束器。例如，在这一实施例中，在光源中同线性偏振器一同使用的是偏振分束器块。偏振分束器块透射几乎所有的一种偏振并反射几乎所有与其呈90°的另一偏振。偏振分束器在本领域是公知的且可以在许多光学销售商处买到。这一偏振分束器可以进行对准以保证所有的入射到分束器块上光同要反射的光同样偏振。这将减少该装置中通过分束器块且最后恶化获取图像的信噪比的杂散光。但是，偏振分束器块的选择是入射到界面上光的角度和光学系统数值孔径的函数。当照明光束会聚或发散时，整个孔径上的分束器的反射减小。同样，如视场角度增加则光束的离轴部分进行的反射也减小。
优选地，物体224的图像从小于多重散射长度的深度发出且沿成象光路207传输到图像获取装置206。但是，本发明的成象系统也可以获取从深度大于多重散射长度的深度中形成的图像。利用物镜217以放大物体224的图像到图像获取装置260上。物镜217同轴设置在照明光路206和成象光路207中。图像获取装置260位于物镜217放大的像平面上。物镜217根据装置200的空间和成像需求可以包括一个或多个光学元件或透镜，这对于基于本发明的描述本领域的技术人员会明白。
合适的图像获取装置260包括适于获取以上限定的高清晰度的图像的这些装置。图像获取装置获取所有的或部分的用作分析的图像。合适的图像获取装置包括，但不仅限于，照相机、胶片介质、光敏检测器、光电管、光电二极管、光电检测器、或者电荷耦合器件摄相机。例如，可以使用具有640*480像素的清晰度和300Hz帧速的摄像机和电荷耦合器件(CCD)照相机。特别优选的图像获取装置为索尼ICXL型CCD照相机。
图像获取装置260可以同执行图像校正和分析(在图像分析部分作解释)的图像校正和分析装置280连接。图像获取装置要求的清晰度将根据由体内装置执行的测量和分析的类型决定。例如，决定血红蛋白浓度(Hb)的要求的清晰度低于进行细胞测量要求的图像的清晰度，例如MCV或细胞计数。例如，可以利用光电管进行血红蛋白浓度测量，例如一个滤过红的光电管和一滤过绿的光电管作为图像获取装置。
优选地，物镜217可以是利用观察照明物体要求的最低的放大水平选择的一个或多个透镜。所要求的放大倍数是要被观察的照明组织中物体尺寸的函数。例如，低的放大倍数提供高的影深，但对成像更为粗糙。高的放大倍数提供低的景深，但是对由运动引起的模糊更敏感。微脉管系统的血管直径一般为10-40微米(μm)。每血管直径的10到20(10-20)个像素由10倍的透镜提供合适的图像。低的放大倍数可以用于小规格的像素。
如上所述，根据一优选实施例，照明光路206和成象光路207具有共同轴。这一轴自然允许不止一个目的地利用物镜。首先，物镜217用作图像获取装置260的物镜。换言之，它收集从物体224发射出到图像获取装置260的成象光束。第二，物镜217将高对比照明图案聚焦到物面上。如上所述，照明光束206的高强度部分被导向图像获取装置260的FOV的外面。
物镜217和图像获取装置260的光性能的组合决定装置200的FOV。图像获取装置的FOV可以被包括其物镜的(这里是物镜217)数值孔径、入瞳、出瞳、和包括图像获取装置260的检测器的面积限制。
物镜217可以包括单一透镜或复合透镜。物镜217的物理和光学特性(例如，透镜材料，数值孔径、焦距等)可以根据图像参数要求选择。标准的物镜可以从多数光学供应商处得到，包括加利福尼亚的Melles Griot&Newport公司。由本发明给出的描述的本领域的技术人员可以明白物镜217的特殊的光学和物理特性。
在另一实施例中，可以利用例如第二分束器(未示出)的图像分离装置将从物体224来的图像分成两个或更多个图像部分。每一图像部分可由例如图像获取装置260的相应的图像获取装置获取。另外，可以将一频谱选择装置，例如光栅、滤波器、和/或单色仪(未示出)设置在成象光路207上第二偏振器220和图像获取装置260之间。该光谱选择装置可以是例如单色仪、光谱滤波器、棱镜或光栅。另外，如果要决定血红蛋白浓度，则优选光谱选择装置的中心波长约在550纳米(nm)。另一例子，如果要决定胆红素的浓度，则优选光谱选择装置的中心波长约在450纳米(nm)上。
图像获取装置260同图像校正和分析装置280以传统的方式耦合。图像校正和分析装置280可以是一计算机或其它类型的处理器。图像校正和分析装置280可以构造为通过硬件、软件、或组合硬件和软件来执行图像校正步骤。以下将详细描述这一图像校正步骤。
在再一实施例中，光源202构造成多个LED，每一LED发出不同波长的光。例如，可以利用3个LED来提供绿、兰和红光源。利用构造成发射特殊波长或波长光的光源202，例如通过一个或多个LED，可以省略对单个光谱选择装置的需要。单个图像获取装置260可以用来获取从3个LED中的每个的图像。例如，对于多种波长(绿、兰和红)敏感的单色照相机，可以用来获取从3个LED(绿、兰和红)中的任一个的图像。
在本发明的又一实施例中，光源可以同光管、单个光纤、光纤束(未示出)光耦合。各种光管和光纤在本领域是公知的且可以从许多商业光学供应商处得到。例如，光管的第一端(即近轴端或输入端)可以接收从光源发出的光。光管的第二端(即远端或输出端)可以设置在成象装置的入瞳上，例如光阑221。在本实施例中，例如阻挡物205设计成其直径小于光管的外径，因此产生高对比的照明图案以投射到物面上。光纤耦合光源的其它装置对于给出描述的本领域的技术人员会明白。
b.第二实施例
根据本发明的第二实例，可以以更有效的方式提供要观察的组织区域的照明。例如，图2所示的装置200投射一高对比的照明图案到要观察的组织区域上，因此由于近场组织双折射所以提供低的转动效应。同样，装置200从光源202需要相当量的能量。为了提供足够的照明来饱和检测器260的FOV外的圆形环，需要高的输出强度，该圆形环产生足够的进入检测器物镜的有限数值孔径的光。因为由准直透镜204收集的大约50％的准直照明光束由阻挡物205阻挡，所以需要相对高的能量。
例如，假设照明光源202是钨丝，是半兰勃特式发射器。兰勃特式发射器有一按表面法线角度的余弦变化的辐射出射分布。因此，阻挡发射到准直透镜(或聚光镜)的光轴上的光大大减小了入射到物面上的辐射能量。衰减量大于照明光束的阻挡区域与整个区域的比。可以通过计算下列公式来决定失去相对于没有被阻挡的值的阻挡物的光量(透射或“T”)： T = ∫ 0 β cos ( θ ) dθ ∫ 0 α cos ( θ ) dθ
T＝sin(β)-sin(α)
其中
β＝tan-1(r1/f)
α＝tan-1(r0/f)
r1＝透镜通光孔径的半径
r0＝阻挡物半径
f＝聚光镜到阻挡物的距离
例如，如果准直透镜的通光孔径有距光源30度的角的对边，而阻挡物有距光源的14.5度的角的对边，那么通光孔镜的面积和阻挡物的直径的比是40％，同时部分发射强度的损失大约为50％。例如，同图2(即包括一阻挡物)所示的装置相似的装置是模制的。这一模型装置将轴上的38％的发射光和来自离轴点的28％的光耦合到物面上。
根据本发明的第二实施例，由聚光镜从一小光源收集的基本上所有的照明可以被重新分布成中间像平面处的环状图案或光环，从而将照明转换成高对比照明图案。接着这一“无阻挡的(unobscured)”照明环被缩微并由物镜成像在物面上。本发明的这一实施例省去了对遮蔽准直照明一部分的需要。因此，没有来自光源的照明被浪费。而且，减小了因探测角度定向和对表面的相对对准而在图像对比方面的变化。
根据这一实施例，光源强度的再分配可通过利用旋转三棱镜、锥形光栅(固定周期的闪耀、衍射光栅)或计算机产生的全息图来完成。
图4表示本实施例成象装置400的方框图(这里也称作“旋转三棱镜”实施例)。成象装置400包括一照明系统和成像系统，照明系统包括一光源402、一锥形透镜(这里被表示为一旋转三棱镜405)，和中继或场镜408。成像系统包括图像获取装置460和物镜417。
光源402照射受验者的组织区域(通常示为区域423)。类似于光源202(上述参照图1的描述)，光源402可以包括，例如：脉冲氙弧光或灯、汞弧光或灯、卤素弧光或灯、钨弧光或灯、激光器、激光二极管或发光二极管(LED)。准直透镜或聚光镜404以同图2描述的准直透镜202相似的方式收集和准直从光源402发出的照明光束。照明光束沿照明光路406传播到组织区域423。
取代由阻挡物遮挡照明光束一部分，装置400利用一称作“旋转三棱镜”的光学元件来产生一投射到组织区域423上的高对比的照明图案。旋转三棱镜是一具有360度对称的固定顶角的锥形光学元件(也称作锥形透镜)。这一独特的形状允许旋转三棱镜405在例如组织区域423的远场产生一环形图案(或光环)。
图5A表示旋转三棱镜405的详图。准直光束502入射到表面504(这里称作入射面)上。光束502的传播方向与出射面508垂直。该光束关于旋转三棱镜的锥轴线506折射。不同于典型的弯曲透镜，旋转三棱镜入射面504到达顶点507。这一点状顶点引起出射光束(这里示出光束510和512)以恒定的角度射出。光束离开离开旋转三棱镜405的角度同顶角509成比例且可以根据Snell定律决定。另外，透射光束中只有少部分(1％或更少)平行传播到锥形的轴线506。
通过旋转三棱镜405和例如聚光镜404的准直透镜的组合，在中继透镜408上形成一环形图案或光环。准直透镜的位置最好使入射到其上的光聚焦在无穷远。因此，来自一轴上点的光从准直透镜平行射出且以光束的直径很小或不改变的方式传播到无穷远。这一光可以入射在旋转三棱镜405上然后由另一透镜聚焦。在一优选实施例中，聚光镜404在中继透镜408上聚焦且旋转三棱镜405插在其前面。聚焦的像是以光环的形式在中继透镜上。该光环可以由例如物镜417的物镜再次成像在物面上，且在物面上形成一中间区域暗的小光环。
在一优选实施例中，旋转三棱镜405的外径足够大以接收整个准直照明光束。一例如旋转三棱镜405的旋转三棱镜可以是模制玻璃也可以是模制塑料件。旋转三棱镜是制造简单且校准简单的。旋转三棱镜可以从若干商业透镜供应商处得到，例如：新泽西光学研究所。描述的目的仅是入射和出射平面的选择：光束可以入射到或者504表面或508表面且以同样的方式折射。
或者，根据本发明的这一实施例，可以利用锥形光栅或计算机产生的全息图(例如全息锥形光栅)代替旋转三棱镜405来达到在组织区域上同样要求的照明图案。锥形光栅是一固定周期的闪耀衍射的光栅。锥形光栅在本领域是公知的。锥形光栅可以用作校准装置且产生一无衍射的传播光束。
例如，图5B表示锥形光栅555的前视图，最好，锥形光栅555有等间距的环，由间距距离d表示，因此，在锥形光栅555的前表面上形成一“靶心”图案。锥形光栅555相应的侧视图在图5C示出，图5C表示有衍射表面轮廓的锥形光栅。如果光束垂直入射到光栅上，该光束以恒定的出射角衍射。透射光束的出射角同入射光的波长、该间隔距离d、和光束的入射角成比例。在通过一锥形光栅以后，只在入射光的少数部分光束在其光轴上平行传输。
一使用特殊空间图案的锥形光栅可以由玻璃或塑料元件根据已知的光阻材料或注射模制法制成。例如，光栅可以以光阻材料从一个或多个激光束组合记录的干涉图案形成。然后衍射构造由金属涂覆，例如模制中使用的镍(nickel)。另外，金属原模可以用已知的钻石转动技术来精确加工。该金属原模然后可以用作模制表面来注压塑料模制。
此外，具有全息图的光学元件(也称作全息锥形光栅)可以利用来达到相同的效果。全息图是一涂在玻璃(或其它合适的材料)基片上产生的乳剂薄膜制品。形成全息图的方法在本领域是公知的。例如全息锥形光栅通常由记录由组合两或更多的激光束产生的干涉图案来制成，其中这些图案是记录作为主光栅。制造光栅的版本可以按主光栅形成或从主全息图复制。当用在本发明的照明系统中时，可以组合锥形光栅和场镜或全息锥形光栅和场，在远场投射一环状图案。
关于本发明，一锥形光栅或全息元件可以放在象图4中的照明光路406上。例如：锥形光栅可以放在如柯勒照明系统的光阑的光路上。一合适设计的锥形光栅放在与旋转三棱镜405相同的位置，以与图4同样的方式衍射准直照明光束。根据本描述，本领域的技术人员明白锥形光栅505和全息元件的光学和物理参数。
重回图4，投射或场镜408是用来将环形图案收集和投射到毛细血管424的组织区域423上。场镜408可以沿光路406放在中间图像平面407上。当有灯丝的灯用作光源402时，将场镜408放在中间图像平面407上可以阻挡晕光和光的合成损失，灯丝的离轴点通过向光轴偏移离轴光线使其可以在物镜417的通光孔径通过。图6表示如场镜408的场镜的表面上的环形图像图案。
作为有代表性的例子，照明系统包括一光源、一准直透镜、和一旋转三棱镜。旋转三棱镜的直径6毫米(mm)具有表面凹陷0.75mm，顶角约为13度。场镜的直径为大约10mm。这样导致环装图案入射到具有直径为1.8mm物面。
优选地，选择场镜408的焦距以将旋转三棱镜的出瞳成像在物镜417的孔径光阑(未示出)上。这一构造耦合大多数或全部的由聚光镜404收集到物面419上的光。装置400的成像系统以与上述的参考图2所描述的相同的方式进行操作。总起来说，如果旋转三棱镜405的出射表面和物镜417的入射瞳的尺寸相同，且灯丝是足够的小(如长度大约1mm)，则装置400可以给组织区域423提供比装置200多2.5倍的光。必须说明的是如果利用灯作为光源402，极有可能使准直照明光束可以以一角度进入旋转三棱镜405。由此产生的照明光束相对于光轴406是离轴的。反过来，可以减小50％的透过旋转三棱镜405和到达物平面的强度。当用灯作为光源时，该“离轴”照明是一个要考虑的交替损益，这将导致环形照明图案轻微离心(或者轻微截顶)，因此，当准直光源402时必须小心操作。另外，如果利用激光器或LED作为光源401，则对准会更加直接，这是由于发射出的光从基本上单个点发出(即点源)。
在一优选的实施例中，阻挡物409也可以用来为减小所有的从组织区域423通过旋转三棱镜405传输轴上的线照明光束，组织区域423在获取装置460的FOV内。根据本实施例，阻挡物409放在场镜404和组织区域423之间光路中。因为中继透镜的强度图案是具有暗中心部分的环形，所以阻挡物可以放在中继透镜的中间而不会挡住所需要的照明图案。因此，只能挡住畸变和杂散光。
例如，如图4所示，阻挡物409正好放在场镜408的后面。阻挡物409的外径小于环状照明图案的内径。尽可能地，阻挡物409的外径可以等于图像获取装置460的FOV的尺寸。在这种方式下，所有的环状图案将到达检测器406的FOV外面的组织区域423。所有通过旋转三棱镜405顶沿光轴406的光将被阻挡物409阻挡，因此进一步地提高了由检测器460可观察的图像对比度。给出本描述的领域内的技术人员会理解阻挡所有轴上照明的其它装置。
图7表示一试验装置700的照明和成象光束的模型光线踪迹。和图4所示的装置400相似，装置700包括一光源702、一聚光镜704、一旋转三棱镜705、一场镜708、一分束器718、一物镜717和一图像获取装置760。从光源702发出的照明由聚光镜702准直然后由偏振器710偏振。旋转三棱镜705以同样的参考图4的描述旋转三棱镜405的方式衍射照明光束。在本例中，旋转三棱镜705具有大约-19.0的锥形常数。光线706表示的衍射照明光束由场镜708准直。该照明光束通过物镜717从分束器718重定向正好位于皮肤表面724的下面的物面(未示出)上。照明光束具有通常为光环的外表，同图6所示的图案相似。场镜708和物镜717的组合可以用来聚焦照明的圆环。但是，根据本发明，照明光束可以聚焦在和皮肤表面相对应的出射窗724上，位于图像获取装置760的视场外。
对于本发明的优选实施例，下表1列出了对应于图7所示的装置的光线轨迹和装置的一例光学公式图表(或光学说明)。注意下表1中列出了照明光束所遇到的每一表面的光学特性。
表1
    表面#     半径      厚度   玻璃   锥形常数
    物体(702)     无穷大      4.7
    1聚光镜(704)     无穷大      2.5   SF11
    2     -4.71      1.0
    3偏振器(701)     无穷大      1.0   BK7
    4     无穷大      0.5
    5旋转三棱镜(705)     5*10-10      2.0   BK7     -19.0
    6     无穷大      37.54
    7场镜(708)     39.45      4.0   BK7
    -18.20      0.5
    9光谱滤波器(711)     无穷大      4.33   BK7
    10     无穷大      6.0
    11分束器(718)     无穷大      60.0   镜面
    12物镜(717)     18.11      2.3   BK7
    13     -13.51      0.9   SF5
    14     -39.29      16.62
    15      7.95      2.7  SSKN8
    16     -7.25      0.6  FD10
    17     -277.86      4.49
    18窗口(722)     无穷大      1.0   BK7
    19     无穷大      2.0
    20窗口/皮肤表面(724)     无穷大      1.0   BK7
    21图像(725)     无穷大      0.2
第一列列出了同从光源702发出的光相作用的表面数。列2-5列出了每一元件的光学和物理特性。实际上，间隔和曲面的控制对于得到良好特性是非常重要的。间隔的公差可以改变，但是，尽可能地控制在0.1mm以内。所列元件的数值孔径同样重要。例如，所有给出元件的数值孔径大小控制经过成象系统得到的光的多少。这可由透镜元件通光孔径来估算(用来传输光的透镜直径)。另外，每一元件的焦距也是非常重要的。给定透镜元件的焦距是每个表面曲率半径和制造每一元件所用的材料的折射率的函数。
在本例中，物镜717包括两个消色差双合透镜，每个双合透镜具有两个固定在一共同表面上的透镜。但是，给出的本描述，本领域的普通技术人员明白每个单个的物镜也可以被利用来达到相似的结果。物镜717聚焦照明光束到窗724上，正好在图象获取装置760的视场之外。成象光束从血管(或毛细血管、或组织样)725经过物镜717和分束器718沿成象光路707向图象获取装置760传播。注意照明光束入射到获取装置760的FOV外的皮肤表面上。
这一例子的照明强度偶合效率是轴上约98％和离轴95％。根据本发明的这一实施例，这样高的耦合效率允许用低瓦数的灯泡作为光源702。另外，本发明的这一实施例同样具有需要的热量消耗和光源702的低的能源消耗的优点。例如，利用5瓦的灯泡作为光源702，装置700在组织区域内在到达在图像获取装置760上成像的血管或毛细血管的产生具有大约0.6毫瓦(mW)(在光环的区域上)强度的实质上的光源。
本实施例的另一优点是增加照明对于图像获取装置760来说可以用来得到高的信噪比。所增加的信噪比提供更多的精度和稳定的分析效果。如果利用CCD照相机作为图像获取装置760，这将增加允许曝光控制的自动快门的信噪比。自动快门要求CCD照相机接收到足够的照明以即使在最暗的条件下应用也能饱和检测器。如果照明水平足够高的话，自动快门功能可以增加快门曝光时间以阻挡饱和并得到最好的曝光水平。
总之，旋转三棱镜的实施例可以在消除由组织在背景强度和对比的双折射引起的角度方向变化的同时在物面上为给出的光源辐射出射提供更多的照明。该旋转三棱镜的实施例同阻挡物实施例一样，每个减小对比的效果而减小获取图像的闪烁。该旋转三棱镜的实施例允许减小灯泡能量的消耗、在照相机传感器平面上高的照明水平、减小热量的浪费和可利用小灯泡的可能。在检测器平面上具有高的照明水平可提供CCD照相机或其它检测器中较高的信噪比，这就允许例如图像强度分布图像特征、和例如静脉血管和腺的宽度和强度的亚表面特征测量的准确的决定。
C.第三实施例
根据本发明的第三实施例，一成象系统包括一改进的折叠式反射镜或分束器。回到图2，一折叠式反射镜或分束器218用来再分布从照明系统到物面上要成像的血管、毛细血管、或组织样的光。根据本实施例，利用一改进了的折叠式反射镜而不是阻挡物或锥透镜同标准的50％反射/50％透射的分束器组合，可以来传输照明光束且将高对比的照明图案投影到物面。改进了的折叠式反射镜或分束器可以设计成为具有完整的透射中心(即在照明和/或成象光束波长上具有100％透射)。因为这一改进，一高对比度的照明图案在物面上成像，且到达折叠式反射镜的接近100％强度的成象光束将由图像获取装置获取。
在这种类型的成像系统中，改进的折叠式反射镜的应用避免了对于分开阻挡物或再分布光源的其它装置的需要。另外，这种类型的构造提供了光源和图像信号之间完全的隔离；例如本实施例具有更加改进的信噪比。此外，在优选实施例中，改进的折叠式反射镜也可以在上述的阻挡物实施例和/或旋转三棱镜实施例中应用。因此，入射到组织区域的照明光束强度和到达图像获取装置的成象光束的强度可以按直接方式增加，因此增加体内成象装置的总体效率。
图8A表示体内成像装置800的布局方块图。装置800利用一环形镜作为折叠式反射镜来提供高对比照明图案。装置800包括一照明系统803和一通过单个物镜817与之有共同轴线的图像获取装置或检测器860。照明光轴806和成像光轴807沿轴807利用折叠式反射镜818同反射镜中心区的椭圆孔结合在一起，如图8B所示作为100％反射镜。因此，高对比的照明图案从折叠式反射镜818反射且沿光路807传播，到达组织区域824前经过物镜817。
在一优选实施例中，体内图像成像装置800包括一照明系统803、一成像物镜817和一检测器860。照明系统803包括一光源802、和一准直透镜804，连同折叠式反射镜818和物镜817。如图8B所示，折叠式反射镜818是一有近100％反射表面的(根据涂敷)位于椭圆形圆环819周围的环形镜，和对成象光束和照明光束是100％透明的通光孔径或中心区域820。椭圆环和中心区域的特定尺寸将依赖于折叠式反射镜相对于成像和照明光路的角度。在优选实施例中，折叠式反射镜818相对于成像和照明光路806和807的角度是45°。例如图8C表示基于45°装置的折叠式反射镜818的示范性例子。折叠式反射镜的其它尺寸和入射的角度通过给出的描述对于本领域的技术人员将会明白。
换一种方式，折叠式反射镜818可以是平面玻璃或具有二向色涂层的第一表面的塑料光学元件，该元件在中心区域820具有100％的透射而在环状外部分具有100％的反射。这一装置允许接近100％的照明光束反射到物平面，同时允许近100％的图象传输到检测器平面(除镜面和菲涅尔损耗外)。在本领域二向色涂敷是公知的且可以由许多商业涂敷供应商提供。
在另一实施例中，折叠式反射镜818可以是一对应于环外部分819具有蚀刻好的镀铝的表面的透明玻璃板。另外，折叠式反射镜818的一非反射第二表面(未示出)可以涂敷减反射涂层以减小图像信号到达检测器的损失。这一折叠式反射镜装置的另一优点是折叠式反射镜818没有偏振敏感性。因此，成象装置利用所有的潜成象光束。折叠式反射镜818的其它改进对于本发明给出的领域的技术人员会明白。为了进一步提高图像质量，在装置800中可以如本发明的其它实施例所述相同的方式利用正交偏振器。
如上所述，在优选实施例中，可以在上述的阻挡物实施例和旋转三棱镜实施例的装置中采用折叠式反射镜或分束器。例如，折叠式反射镜818可以代替分束器218(见图2)、分束器418(见图4)和分束器718(见图7)。例如在同装置200相似的装置中折叠式反射镜818被代替。图8D表示由这种装置产生的预测的照明图案。入射到物面上的照明同上述的照明图案相似，其中所有的照明入射到图像获取装置的FOV外的物面上。在图8D中，照明图案850是环状，其内径是大约1.5mm。因此，入射到物面上的整个照明图案位于图像获取装置的FOV外，由图855示出。
另外，在上述所有的实施例中折叠式反射镜818的应用可以提高整个成象装置的效率。确保标准的分束器在感兴趣的波长上具有50％的透射和50％的反射。通过用折叠式反射镜818代替标准的分束器，在组织区域上可能的照明光束强度提高两倍之多。另外，具有100％成象光束的透射提高两倍到达图像获取装置的图像信号的强度。因此，关于同样光源的每个照明强度的成象强度的成象系统的总的效率大约提高4倍。
如上所述，通过从在活体或患者内产生虚的照明光源，本发明的照明技术大大地改进了图像质量。例如，图9表示利用基于本发明的阻挡物实施例的装置得到的图像的例子。该图像是从在要测试的人体的舌头下的粘膜组织得到的。毛细血管好象在透射照明中一样可见。可见的球状结构是人的鳞状细胞。
d.总结
本发明的一个重要的特征是从由图像获取装置观察的组织区域内产生虚的照明光源，省去了在关于要观察的组织区域的特殊位置安装成像装置的需要。换言之，因为从近场双折射组织层的散射实质上被减少，故本发明的装置对环状转动或其它运动是不敏感的。另外，这里讨论的照明技术在仪器设计中允许弹性接近。例如，在第三实施例中讨论的改进的折叠式反射镜也可以利用在阻挡物实施例和旋转三棱镜实施例中。根据要进行的测量的类型可以利用不同的光源。本描述给出的领域的普通技术人员明白可以利用不同的光学元件作为聚光镜、中继透镜和物镜。
7.图像分析
如上所述，利用图像校正和分析装置来处理由图像获取装置接收的原始信号并产生如图9所示的图像。
根据本发明可以应用几种不同类型的图像分析技术。例如，多色校正可以消除被光通过以照明血管系统被成像部分的组织的色素沉着影响。组织的色素沉着按一些方式影响某些光的波长，所以，通过利用多色校正可消除组织色素沉着的影响。粘度校正可以应用来从静止的背景中抽出活动的细胞。粘度校正可以单独应用也可以和多色校正结合应用。
只有一定波长可以被静脉血管和动脉血管相同吸收。被静脉血管和动脉血管相同吸收的波长被称为等吸收点(a isobestic point)。血红蛋白的这一等吸收点在大约546nm。在优选的实施例中，λ1的选择是使其位于接近血红蛋白的吸收带的中心，以致其接近或在等吸收点上。合适的λ1是550nm。在这种方式下，可以从大血管的反射光谱成像中决定血红蛋白的浓度，而不考虑大血管是载动脉血的动脉还是载静脉血的静脉。
例如，图10表示将原始图像1010转换成结果1040的方法。原始图像指的是校正功能1015应用以前的图像。
校正功能1015被应用于原始图像1010以产生一校正图像1020。校正功能1015使原始图像1010关于成象背景规格化。在一个实施例中，校正功能1015通过双色校正的方法来执行。双色校正选择两个波长λ1和λ2。通过从λ1图像中减去λ2图像，影响λ1和λ2的所有参数以同样的方式取消，且因此被消除，导致(λ1-λ2)图像。最终的(λ1-λ2)图像仅采用不同影响λ1和λ2的这些参数的效果。
在另一实施例中，经由粘度或速度校正来执行校正功能1015。对于粘度校正，通过测量在时t0和在时间t1的原始图像1010的差别而形成被校正的图像1020。为了这一目的，装置可以提供脉冲光，和/或开关例如照相机的图像获取装置，这样可以及时得到两差别图像。粘度校正允许原始图像1010的移动部分从原始图像1010的静止部分提出。以这种方式，形成包含原始图像1010的静止部分或移动部分的校正的图像1020。
对被校正的图像1020施加分割功能1025以形成分析图像1030。分割功能1025从被校正的图像1020分割或分开感兴趣的画面以形成分析图像1030。对分析图像1030施加分析功能1035以产生结果1040。由分割功能1025分割的感兴趣的画面可以根据由分析功能1035执行的分析的类型决定。在这种方式下，被校正的图像1020可以包含很多由各种分割功能不同分割的感兴趣的画面。在以上参考‘363’申请中提供了几个特殊的更加详细执行图像分析方法的描述。
图10示出的方法可以用来执行以诊断或监视为目的的血液参数的非侵入的体内分析。在本发明中使用的一例图像校正和分析装置，例如在上述图2中描述的图像校正和分析装置280，在图11中被表示为计算机系统1100。计算机系统1100包括一个或多个处理器，例如处理器1104。处理器1104连接到通讯总线1106。关于这一例计算机系统被描述为各种软件实施例。在阅读这一描述以后，相关领域的技术人员明白如何利用其它计算机系统和/或计算机结构实施本发明。
计算机系统1100也包括一主存储器1108，优选地为随机存取存储器(RAM)，也可以包括一第二存储器1110。第二存储器1110可以包括例如，一硬盘驱动器1112和/或可移动存储驱动器1114、代表软盘驱动器、磁带驱动器、光盘驱动器等。可移动存储驱动器1114以公知的方式从可移动式存储单元1118读出和/或写入。可移动式存储单元1118表示相当于一软盘、磁带、光盘等，其由可移动存储驱动器1114读或写数据。应当理解，可移动式存储单元1118包括一具有其中存储计算机软件和/或数据的计算机可用存储介质。
在另一实施例中，第二存储器1110可包括其它允许在计算机系统上1100装载计算机程序或其它指令的相似的装置。这一装置可以包括，例如可移动式存储单元1122和接口1120。这样的例子可以包括程序盒和盒接口(例如，在视频游戏装置中出现的)、一可移动存储器芯片(例如，EPROM或PROM)及连带的插座、和其它可移动存储器单元1122和接口1120，该接口1120允许从可移动存储器单元1122传输软件和数据到计算机系统1100。
计算机系统1100也可以包括一通讯接口1124。通讯接口1124允许软件和数据在计算机系统1100和例如图像获取装置260的外设间传输。通讯接口1124可以包括调制解调器、网络接口(例如，以太网络卡)、一通讯端口、和PCMCIA插口和卡等。通过通讯接口1124传输的软件和数据，是可以电子操纵的、电磁的、光或其它可以由通讯接口1124接收的信号的信号形式。例如，通过通道1128给通讯接口提供图像信号。通道1128载送信号和可以利用线或电缆、光纤、电话线、移动电话网、或其它通道来实现。
在这一描述中，“计算机程序介质”和“计算机可利用介质”是用来通常指的例如可移动存储装置1118、安装在硬盘驱动器内的硬盘1112、和通过通道1128提供的信号。这些计算机程序产品是给计算机系统1100提供软件的装置。
计算机程序(也称为计算机控制逻辑)是存储在主存储器1108和/或第二存储器1110中的。计算机程序可以通过通讯接口1124接收。当执行这些计算机程序时，可以使计算机系统1100执行如这里描述的本发明的特征。特别地，当执行计算机程序时，使处理器1104执行本发明的图像分析性能。因此，这些计算机程序代表计算机系统1100的控制。
在采用利用软件的本发明的实施例中，软件可以用可移动存储驱动器1114、硬盘驱动器1112或通讯接口1124存储在计算机程序产品且装载在计算机系统1100中。控制逻辑(软件)当由处理器1104处理时，使处理器1104执行本发明如这里描述的图像分析功能。
在另一实施例中，首先在硬件利用中实施本发明，例如硬件组份，诸如应用特殊的集成电路(ASIC)。硬件状态机器的执行以实现在此描述的功能，对于相关技术的普通技术人员是清楚的。
在再一实施例中，本发明是利用组合硬件和软件实施的。
8.应用
总之，本发明的装置和方法可以用来以非侵入的方式决定血管系统的各种特性。在本发明的实际应用中，以上详细描述的实施例可以用紧凑的装置或探测器实施。以下的描述并不意味着限制本发明的应用。作为本发明的示范利用提供。其它的转换或改变对本发明的领域的技术人员很明白。
图12A和12B表示适于与受验者一起使用执行非侵入体内分析的本发明的实施例。图12A表示包括探测器1204、打印机1206、和处理和存储单元1208的控制台单元1202。探测器1204用来成像受验者血管系统的一部分，例如在下唇内。一折射率匹配介质例如乙基纤维素或糖浆，最好应用于探测器1204以在探测器1204和下唇内之间提供好的光学接触或光学封接。
探测器1204优选由图2、4、7和/或8A(或其任何组合)示出的元件来装备。例如，关于图2，探测器1204是由光源202通过一个或多个图像获取装置来装备的。为了确保本发明装置的最佳功能，在偏振器210和检偏振光的偏振器220间的光路上不能有任何东西。例如，在偏振器1510和偏振器1520间的光路上灰尘的存在会降低装置的功能。另外，探测器1204的元件最好由非偏振材料制成以使材料不会使光去偏振。在光路上对于探测器元件1204最优选的材料是非偏振的、非双折射的塑料，其可以商标名称KODACEL从Kodak公司得到。对光路中元件其它适合的材料为玻璃或石英。另外，探测器1204的内部可以减反射涂层涂敷，例如：Martin黑或Orlando黑，可以从商业涂敷供应商处得到。这些减反射涂层可以用来进一步减少探测器1204的内散射，探测器1204成像端的优选材料是玻璃。图像信号从探测器1204传输到用于处理和存储的处理和存储单元1208。
图12B表示可移动的单元1222。可移动单元1222包括一探测器1224和一带单元(a belt unit)1226。探测器1224可以按与图12A所示的探测器1204相似的方式构造。带单元1226包括一数据存储和传输单元1228。数据存储和传输单元1228从探测器1224收到信号。这些信号可以由数据存储和传输单元1228存储作为以后处理用。另外，这些信号可以由数据存储和传输单元1228传输到中心处理站(未示出)来处理和存储。中心处理站可以构造成为处理数据提供永久性储存，同样可以在已知的设备上打印和显示结果。带单元1226也可以包括电池或其它适合的能量供给的配置1229。
本发明的体内装置可以用来执行以上描述的本发明的方法。特别是，该体内装置可以被用来决定血液每单元体积内的血红蛋白和胆红素的浓度。该体内装置还可以用来决定血细胞比容和平均细胞体积。该体内装置也可以用来决定白细胞的数量和每单位体积的血液中血小板的数量。对于决定例如白细胞和血小板的细胞数量，在分析图像中将光源构造为脉冲光源或闪光“阻挡作用”以可以计数。阻挡作用通过脉冲光源避免在图像分析过程中由于运动形成的模糊而形成。脉冲光源最好为同图像获取装置的画面速度同时发生。阻挡作用同样可以通过控制图像获取装置的关闭来得到。阻挡作用的图像最好为在图像分析中可以进行任何时间的细胞计数。阻挡作用的图像同样可以用来决定其它非细胞计数的参数，例如Hb或Hct。但是，这些例如Hb或Hct的其它参数也可以利用非阻挡作用的图像决定。同上述的例子一致的其它类型的图像分析对基于本发明的领域的技术人员是明白的。
通过利用本发明的装置和方法来提供大血管的光谱分析、可以直接确定血红蛋白(Hb)、血细胞比容(Hct)和白细胞计数(WBC)的参数。通过利用本发明的装置和方法来提供小血管的光谱图像，可以直接决定平均细胞体积(MCV)、平均血红蛋白浓度(MCHC)和血小板计数量(Plt)。
9.结论
尽管本发明的各种实施例已被以上描述，应当理解它们仅以例子出现，且并不限定。本发明的照明技术可以在许多分析中利用，需要光学测量的体内的试管内的或物体的可见观察特征。因此，本发明的幅度和范围并不限于以上描述的例示实施例，但仅由以下的权利要求及其等效物来限定。

Claims (24)

1、一种用于检测位于物面上的亚表面物体的光学特性的装置，包括：
一用于提供沿由所述光源和物体限定的照明光路传播的照明光束的光源，
一用于将所述照明光束转换成高对比的照明图案且将所述照明图案投射到亚表面物体上的照明系统；和
一包括用于检测亚表面物体像的图像获取装置的成象系统，所述图像通过来自所述高对比照明图案的散射照明形成，该照明图案透过亚表面物体且沿成象光路传输到所述图像获取装置，所述成象光路由该物体和所述图像获取装置限定。
2、如权利要求1的装置，其特征在于所述高对比照明图案具有高强度区域和低强度区域，且这里所述照明系统将所述高强度区域投射在物面上的所述图像获取装置的视场之外。
3、如权利要求2的装置，还包括：
一设置在所述光源和所述物面间的用于准直所述照明光束的聚光镜，所述准直照明光束传播到所述照明系统。
4、如权利要求2的装置，所述照明系统还包括：
一设置在所述光源和物面间的折叠式反射镜，所述折叠式反射镜包括一具有基本上反射的外部分和基本上透射的内部分的表面，其中所述折叠式反射镜将所述照明光束转换成所述高对比度的照明图案且将所述高对比度照明图案导向物面，且其中所述图像是基本上沿所述成象光路朝所述图像获取装置透过所述内部分。
5、如权利要求2的装置。还包括：
一沿所述成象光路设置在物面和所述图像获取装置间的物镜，所述物镜还将所述高对比度的照明图案导向物面，且所述物镜将所述图像放大到所述图像获取装置上。
6、如权利要求5的装置，其中所述照明系统包括：
一设置在所述光源和物面之间以将所述照明光束转换成所述高对比度照明图案的照明图案发生器；
一设置在所述照明图案发生器和物面间以将所述高对比照明图案投射到物面上的投影透镜；和
一设置在所述光学元件和物面间并设置在物面和所述图像获取装置之间的折叠式反射镜，用来将所述投射的高对比的照明图案沿所述成象光路导向物面上。
7、如权利要求6的装置，其中所述照明图案发生器包括：
一设置在所述光源和所述光学元件之间的阻挡物，所述阻挡物阻挡对应于所述高对比照明图案的低强度区域的所述照明光束的第一部分，且其中所述照明光束的第二部分对应于所述高对比照明图案的高强度部分。
8、如权利要求7的装置，其中所述阻挡物沿所述照明光路设置在第一孔径处，其中所述阻挡物的外径对应于所述图像获取装置的所述视场，且其中所述投影透镜和所述物镜将所述阻挡物成像在物面上。
9、如权利要求6的装置，其特征在于所述照明图案发生器包括：
一设置在所述光源和所述投影透镜之间的锥形透镜，所述锥形透镜将所述照明光束重新分布成环形图案，所述环形图案由所述投影透镜投射到物面上，其中所述环形图案具有一低强度的中心区域。
10、如权利要求9的装置，其特征在于所述锥形透镜是一旋转三棱镜。
11、如权利要求6的装置，其特征在于所述照明图案发生器包括：
一设置在所述光源和所述投影透镜之间的锥形光栅，所述锥形光栅将所述照明光束重新分布成环形图案，所述环形图案由所述投影透镜投射到物面上，其中所述环形图案具有一低强度的中心区域。
12、如权利要求6的装置，其特征在于所述照明图案发生器包括：
一设置在所述光源和所述投影透镜之间的光学元件，所述光学元件在其一表面上具有涂敷的全息图，以便把所述照明光束重新分布成环形图案，所述环形图案由所述投影透镜投射到物面上，其中所述环形图案具有一低强度的中心区域。
13、如权利要求6的装置，还包括：
一设置在所述光源和所述折叠式反射镜之间的第一偏振器，用于偏振来自所述光源的所述照明光束，和
一沿所述成象光路设置在折叠式反射镜和所述图像获取装置之间的第二偏振器，其中第二偏振器的偏振平面基本上正交于所述第一偏振器的偏振平面。
14、一种用于非侵入的受验者的组织和血液的体内分析的光谱成象装置，包括：
一用于照明感兴趣的区域的光源，其中光路在所述光源和所述感兴趣的区域间形成；
用于将从所述光源发出的光转换成具有低强度区域和高强度区域的照明图案的装置；
用于将所述照明图案投射到所述感兴趣的区域内和感兴趣区域表面下的物体上的装置；和
用于获取所述物体图像的图像获取装置，其中在所述物体和所述图像获取装置间形成成象光路。
15、如权利要求14的装置，其特征在于所述装置用于将所述照明图案的高强度区域投射到所图像获取装置的视场外的所述感兴趣区域部分上。
16、如权利要求15的装置，其特征在于基于到达所述表面的所述照明图案，从所述照明图案的所述高强度区域来的光和所述感兴趣区域内的物质相互作用且由一次或几次散射过程散射，由此形成一照明所述物体的亚表面照明光源。
17、如权利要求16的装置，其特征在于所述图像是由所述亚表面照明光源的基本部分沿所述成象光路透过所述物体而形成。
18、一种在包含一感兴趣物体的亚表面组织区域内产生一照明光源的方法，其中，该物体从所有的方向在物体所在物面周围被照明，其中，所述物体的一个图像由图像获取装置检测，包括以下步骤：
(a)提供一光源；
(b)将来自所述光源的光转换成具有高强度部分和低强度部分的照明图案；
(c)将所述照明图案导向所述组织区域的表面，以使所述照明图案的所述高强度区域入射到图像获取装置视场外的所述物面上；和
(d)检测与物体和图像获取装置相互作用的散射光，其中所述照明图案的所述高强度部分在亚表面组织区域内经受一次或多次散射。
19、如权利要求18的方法，还包括步骤：
(e)进行所述亚表面组织区域的透射测量。
20、如权利要求18的方法，其特征在于步骤(b)还包括：
阻挡来自所述光源的所述光的一部分，所述被阻挡部分同所述照明图案的所述低强度部分相对应。
21、如权利要求18的方法，其特征在于步骤(b)还包括：
提供一具有包括一基本反射外部分和基本透射内部分的第一表面的折叠式反射镜，其中所述基本反射外部分所反射的光同所述照明图案的所述高强度部分相对应。
22、如权利要求18的的方法，其特征在于步骤(b)还包括：
提供一光学元件来将所述光重新分布成同所述照明图案对应的环状图案。
23、一种用来光学地透过一物体并检测一物体的亚表面光学特性的装置，包括：
一光源，用于以一多重散射深度同照明光的透射深度相比小的波长照明物体；
一用于偏振从所述光源来的光的第一偏振器；
用于将所述照明光源转换成高对比的照明图案投射到物体上的装置；
用于检测被照明物体的表面下发出的图像的成象装置，所述图像由来自所述高对比的照明图案的散射照明形成，该照明图案透过物体亚表面且沿成象光路传播到所述成象装置；和
一设置在所述成象光路上物体和所述散射光经过的成像装置间的第二偏振器，其中所述第二偏振器的偏振平面基本上正交于所述第一偏振器的偏振平面。
24、一种定量测量被成像物体吸收组份的装置，包括：
一照明要成像物体的光源；
一偏振来自所述光源的光的第一偏振器；
一将所述照明光源转换成高对比的照明图案投射到物体上的照明系统；
用于检测照明物体的表面下发出的图像的成象装置，所述图像由来自所述高对比的照明图案的散射照明形成，该照明图案透过物体亚表面且沿成象光路传播到所述成象装置；
一设置在所述成象光路上的第二偏振器，其中所述第二偏振器的偏振平面基本上正交于所述第一偏振器的偏振平面；和
用于定量测量利用所述图像的成像结构间的吸收特性中的差别偶合到所述成象装置上的测量装置。
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