專利名稱：提供高對比度成像的方法和裝置的制作方法
背景技術：
1.發明領域本發明涉及成像分析。更準確地說，本發明涉及利用成像來完成受驗者的血管系統的非侵入性光譜成象分析。
2.相關技術廣泛接受的血液測試和分析方法要求侵入式和在試管內技術。例如包括白血球差別測試(CBC+Diff)的傳統的完全血細胞計數是以“侵入”的方式進行的，在這種方式中通過針管將患者的靜脈血樣抽出，并送到實驗室去分析。經常需要其它類型的測試血液組份，例如存在于血液的血漿組份中的非細胞構成(例如血液氣體和膽紅素)。最常用的膽紅素分析方法是通過在試管中處理。在這一試管內處理過程中，血樣是侵入性地從患者的體內抽出。凝固的元素(紅細胞和其它細胞)通過離心法分離且保留的液體發生化學反應并進行分光光度測量分析。
例如傳統的CBC+Diff測試和膽紅素分析的侵入技術對于新生兒、老年患者、燒傷患者和特殊照料的患者造成了特殊的問題。因此需要利用一種能夠迅速且非侵入地定量測量多種血液和血管特性的裝置。這種技術省去了對抽取靜脈血樣來確認血液特性的需要。這種類型的裝置也省去了對患者的實驗室評估結果的等待延時。這種裝置還具有可以增加對患者的安慰的優點。
例如粘膜的表層或未染色的皮膚的軟組織不吸收可見光和近紅外光，即它們不吸收光譜中血紅素吸收范圍的光。這將通過光譜吸收把血管從周圍軟組織背景中分開。但是，軟組織表面強烈地反射光而軟組織本身在僅滲透100微米以后將有效地散射光。因此，由于分辨率差而使得難以觀察體內循環，且通常因包含對多重散射和從表面鏡面反射的補償的復雜性而使得體內循環的可視化不可行。這種圖象的清晰度因光的散射而受到限制，且對散射補償的計算是復雜的。
分光光度法包含基于一種或多種波長下物質對電磁輻射的吸收或衰減的分析。用在這一分析中的儀器稱為分光光度計。簡單的分光光度計包括一例如燈泡的輻射源、一例如包含一棱鏡或光柵的單色儀或彩色濾光片的光譜選擇裝置、和例如用于通過所選擇的光譜區域中的樣品測量透射光和/或反射光的量的光電管的一個或多個檢測器。
在例如固體或高吸收溶液的不透明的樣品中，從樣品表面反射的輻射可以被測量且可以與無吸收或白色樣品所反射的輻射進行比較。如果反射的密度可以描繪成波長的函數的話，則它給出一反射光譜。反射光譜通常用于染色組織或著色的表面的色彩匹配。但是，由于其限定的動態范圍和不準確性，使得反射或反射分光光度法最初應用于定性分析而不是定量分析。另一方面，由于可以應用比爾(Beer)理論(與濃度成線性的測量密度的反對數)所以透光分光光度法通常用于定量分析。
由于來自表面的鏡面反射光限制了有效的對比(黑與白或信噪比)和因此的測量范圍和線性，所以反射分光光度法不是定量分析的最初的選擇。因為表面效應，測量通常與表面成一定的角度進行。但是只有在蘭勃特(Lambertian)表面的情況下，反射密度同觀察的角度無關。從蘭勃特表面反射的光在所有方向的光相等(余弦定律)。但是，很難得到好的蘭勃特表面。同存在的遵循比爾定律的透光分光光度法相比，傳統的反射分光光度法在光密度和濃度間存在著復雜關系。在應用于反射分光光度法的Kubelka-Munk的理論下，反射光的密度可以通過散射的吸收率直接涉及到濃度。
近來已經研制出根據反射分光光度法的體內分析裝置。但是，這些傳統的以反射為依據的裝置有幾個理由而不是最優。
例如，利用圖像分析和反射分光光度法來測量例如細胞尺寸的單個細胞參數的這一裝置。測量僅在小的導管內進行，例如單個細胞能夠目測的毛細管。因為這一裝置只在毛細管內進行測量，由這一裝置進行的測量不能精確地反映大的導管的測量。將光源聚焦到血管上的檢測區域的利用光應用裝置的其它裝置。結果，這些裝置對于裝置相對患者的移動特別敏感。這一對裝置或患者的運動增加的靈敏度可以導致不一致的結果。為了消除這一運動靈敏度，這些裝置要求穩定和固定裝置。
基于傳統的暗場照明技術已研制出其它的傳統裝置。如在傳統的顯微鏡學中理解的一樣，暗場照明是一種照明樣品但不容許光線直接到物鏡的照明方法。例如，一種傳統暗場成像處理是來照明一圖像平面使照明光的角分布和由物鏡收集的成像光的角分布是相互排他的。但是，這些裝置受在成象光路上有旋光的組織的散射，這一散射產生一定向的相關的背景散射或圖象眩光而減少圖像的對比。此外，這一裝置的轉動引起對比度變化。
因此，需要有一種提供高圖像質量的完全非侵入體內分析血管系統的分析裝置。需要一種提供高清晰度的血細胞組份的顯影(紅血細胞、白血細胞、和血小板)；血液流變學；血液流動的血管；通過血管系統的血流供應的裝置。還需要在傳統的反射分光光度法中可以減小眩光和其它有害制品的裝置。
發明概述本發明是針對通過利用高對比度照明技術分析例如患者皮膚下的血液或組織的亞表面物體的方法和裝置。在一個實施例中，該裝置包括一光源、一照明系統、和一成像系統。該光源提供沿光源和物體所處的平面間(物面)的光路傳播的光束。該照明系統將照明光束轉換成高對比的照明圖案且將該光圖案投射到亞表面的物體上。該照明圖案具有高強度部分和低強度部分。該成像系統包括用于檢測亞表面物體象的圖像獲取裝置。
根據本發明，物體的圖像是通過來自高對比照明圖案的散射照明形成，該照明圖案透過亞表面物體且沿到圖像獲取裝置的光路傳播。另外，該照明圖案的高強度部分入射到圖像獲取裝置視場外的物面上。
在優選實施例中，該裝置還包括一將照明光束轉換成高對比的照明圖案的照明圖案發生器。在這一實施例中，一中繼透鏡將照明圖案投射到物面上。在本發明的其它實施例中，利用阻擋物來阻擋照明光束的一部分。另外，利用錐形透鏡(也稱為旋轉三棱鏡)、錐形光柵、或全息光學元件來產生高對比照明圖案。
按照本發明的另一方面，該裝置包括用來阻擋所有偏振光的正交偏振棱鏡，該偏振光由亞表面物體的表面反射或由在近場中的雙折射組織層從到達圖像獲取裝置反射。
按照本發明的另一方面，提供一種在包含以非侵入的方式在感興趣的物體的亞表面組織區域產生照明光源的方法。該物體在其處于且由圖像獲取裝置檢測到的物體平面內被照明。第一步，提供一光源。接下來，從光源來的光被轉換成具有高強度部分和低強度部分的高對比度照明圖案。該照明圖案被導到組織區域的表面上，這樣照明圖案的高強度部分入射到圖像獲取裝置的視場外的物面上。根據本發明，照明圖案的高強度部分在組織區域內經受一次或多次散射。接下來，同物體相互作用的散射光由圖像獲取裝置檢測。根據本發明，散射光的相當部分透過物體，因此提供由圖像獲取裝置檢測的物體圖像。
附圖簡述在此被引入并構成說明書一部分的附圖，圖示了本發明，且結合描述，進一步解釋本發明的原理和使本領域有關的技術人員能夠制造和使用本發明。在圖中，相同的標號表示相同的或功能相似的單元。另外，標號的最左側的數字指的是標號第一次出現的圖。
圖1A表示利用標準的反射分光光度法在近場內的散射作用；圖1B表示本發明的照明技術；圖2表示根據本發明一個實施例的有阻擋物的成像裝置；
圖3表示根據本發明一個實施例的在物面上的照明的橫截面輪廓；圖4表示根據本發明一個實施例的具有錐形透鏡的成像裝置；圖5A表示一旋轉三棱鏡的詳細視圖；圖5B表示一錐形衍射光柵的詳細視圖；圖5C表示一具有衍射表面輪廓的錐形光柵；圖6表示在一場鏡表面上的的環形圖案；圖7表示根據本發明一個實施例的照明光束和成象光束的光線軌跡；圖8A表示根據本發明一個實施例的具有改進的折疊式反射鏡的成像裝置；圖8B表示根據本發明改進的折疊式反射鏡的細部；圖8C表示本發明的折疊式反射鏡的示例尺寸；圖8D表示根據本發明入射到物面上的照明圖案的例子；圖9表示由本發明的裝置拍攝的患者血管區域的示例圖像；圖10表示本發明的示例圖像分析方法；圖11表示適用于本發明利用的計算系統的框圖；和圖12A和圖12B表示適于和受驗者一起使用的本發明的實施例。
對實施例的詳細描述1.概要本發明為一種進行分析的方法和裝置，特別是受驗者的血管系統的非侵入式體內分析。具體說來，本發明的裝置和方法提供一種從血管周圍的活組織區域或要成像的組織區域內產生虛照明光源的裝置。因此，本發明對被分析的圖像使用透射而不是反射。
2.術語為了形成圖像，必須滿足兩個標準。第一，在要成像的物體和其周圍或背景之間，必須有由光學特性的差別形成的圖像對比，例如吸收、折射率、或散射特性。第二，從受驗者收集到的光必須沒有實質散射地到達圖象獲取裝置，即圖像應從小于多重散射長度的深度被獲取。如這里使用的“圖像”指的是滿足上述的兩個標準的所有圖像。要獲取圖像的清晰度由成像部分的空間均勻性決定的。例如，單個細胞的圖像要求高的清晰度。大的血管的圖像可以在低清晰度下進行。適合根據蒼白做出決定的圖像要求有很低的清晰度。
因此，覆蓋成像部分的組織優選為透光的，并且較薄，例如人體唇內的粘膜組織。如這里用的“光”通常指的是任何波長的電磁輻射，包括光譜的紅外光、可見光、和紫外光部分。光譜的特別優選部分是相對組織透明的部分，例如在可見和近紅外波長的光。對于本發明也可以理解為，光可以是相干光也可以是非相干光，且照明可以是穩定光也可以是脈沖光。
本發明利用照明技術來將照明光束轉換成高對比的照明圖案。該照明圖案是一種成像平面的照明區域完全落在成像系統的物鏡視場之外的照明圖案。在一優選實施例中，照明圖案具有低強度區域(優選在中心區域)和高強度區域(優選為外部區域)，其中高強度區域降在成像系統的物鏡視場外的物面上。這里描述的高對比照明圖案的例子是環帶或光環。
本發明的裝置可以用來成像和分析大血管、小血管和毛細管。這里用的“大血管”指的是血管系統中尺寸足以使多個紅細胞并排流過的血管。“小血管”指的是可以使紅細胞“單列”流過的血管系統中的血管。
為了實施本發明的方法，利用一光源來照明受驗者的要成像血管系統的周圍部分的區域，例如血管或組織樣。從圖像發出的光由圖像獲取裝置獲取。圖像獲取裝置含義是能夠獲取這里限定的圖像的裝置。合適的圖像獲取裝置包括，但并不限于照相機、膠片介質、光敏檢測器、光電管、光電二極管或電荷耦合器件(CCD)攝相機。一圖像校正和分析裝置例如計算機，被連接到圖像獲取裝置上來進行圖像校正、畫面分割和血液特性分析。
“滲透深度”或照明光的光路長度至少由三個參數控制(1)光的波長；(2)與光相互作用的粒子的尺寸和強度；和(3)折射率。通常，如果光的波長、粒子的尺寸和強度、和折射率是常數，則滲透深度就是常數。因此，因為滲透深度是常數，所以這一圖像中每單位面積的測量跟每單容積的測量成正比。面積測量是第三維為常數的(深度)容積測量。注意的是，滲透深度可根據以上參數，按照組織結構作局部變化。
正交偏振器同樣是優選用來執行本發明。一偏振器被設置在光源和受驗者的血管系統的照明部分間的光路上。第二偏振器或者“檢偏器”設置在照明部分和圖像獲取裝置之間的光路上。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。通過消除簡單反射和沒有完全同照明部分相互作用的光，這一正交偏振器結構改進同受驗者血管系統或組織的照明部分相互作用光的收集。因此，消除了同照明受驗者沒有相關信息的光。以這種方式，極大地提高了圖像的對比度，因此提高了照明部分的可視度。
3.反射分光光度法如上所述，根據反射分光光度法開發了幾種傳統的體內成像裝置。傳統的反射分光光度成像裝置常基于柯勒型(Kohler-type)照明(見W。Smith《現代光學工程》McGraw-Hill公司第二版，第229頁，1990，這里采用作為參考)。柯勒型照明包括由高數值孔徑聚光透鏡在物鏡的孔徑光闌上成像的光源。照明經過物鏡向形成均勻照明的無特征盤的物面傳播。這是由于這一平面是照明系統瞳孔的位置。典型地利用一偏振分束器或半鍍銀的折疊式反射鏡來使照明同成象物鏡光軸重合。在從分束器反射以后，來自照明光源的光沿同成像光的同一光路傳播。來自照明光學系統的光向要觀察的組織區域傳播，同時成像光從組織區域散射且從其中向圖像獲取裝置向外傳播。
為了提供高質量的圖像，由于菲涅爾反射而從中間光學表面鏡面反射的照明光，通過利用在圖像獲取裝置前的一檢偏的正交偏振器可以從成象光路中消失。但是，來自例如透鏡框的壁和光學底座的漫散射光不完全消失。這是因為漫散射光是隨機偏振的，50％是校直的所以通過圖像獲取裝置前的檢偏振器。
另一散射源在待視的活組織區中開始。活組織為高散射、結構化的、不均勻的和不規則的。這一組織結構的不規則導致了雙折射。組織的雙折射特性可以同傳統的根據反射分光光度法的體內成象裝置的最優化功能相干擾。在這些裝置中，覆蓋成像部分的組織必須由光通過以得到沒有多重散射的反射圖像。然后從反射光的單散射得到被反射的圖像。因為這一應用正交偏振器的成像裝置，例如在共同待決和共同轉讓的美國專利申請08/860,363(1996年6月5日遞交)(這里指的363申請在此被結合作為參考)的“亮場”成像裝置，由于組織的雙折射特性還可以提供不是最優的圖像質量。另外，活組織包括引起入射光的偏振軸線旋轉的例如葡萄糖和膠原蛋白的有旋光力的物質。偏振矢量可以旋轉的角度是在旋光組織中傳播長度的函數。
入射到組織上的光當遇到漫射表面和例如皮膚上的色素、血細胞中的血紅膽白、細胞核、韌帶和肌肉等物質時就散射。特別可利用的組織是在人體的各個部位發現的粘膜組織，例如鼻子、嘴、結膜、直腸、和陰道等。同時，對于早產的嬰兒，其皮膚本身是適于透光的。舌頭下的組織和唇區域的組織有少的散射，且和身體的其它部位相比較接近表面有較多的靜脈。因此唇和舌頭下的組織區域是觀察亞表面血管現象的理想區域。但是，即使在這些區域，由于大量的結構和組織的不均勻特性，亞表面可視的深度受到限制。在所有的組織中成像的深度難于超過400μm，即使在所有的系統中的舌或唇下。
當用作體內成像時，柯勒照明系統受到由儀器相對于要觀察的組織區域的轉動引起的對比度的變化和背景照明水平的改變的損害。儀器可視或看到的組織里的深度根據探測器的位置和取向而改變。這一效果是由于由葡萄糖、蛋白質、和膠原蛋白引起的偏振旋轉及在組織中的雙折射而造成的。照明器的同軸特征傾向于允許“閃光”和直射，光譜反射回圖像獲取裝置內。
由于活細胞是不對稱的均勻填塞的球體或長方形，所以組織是雙折射的。雙折射表示在不同的方向上的凈折射率的差別。這是由于細胞壁、細胞質、和所有的中間液體的反射的差別及活細胞的不對稱特性造成的。有效折射率由在介質中的傳播的長度和每一種組份的折射率如下計算；neff＝∑ni*Li/∑Li其中 ni第i個組份的折射率Li第i個組份的長度細胞的結構在整個身體內和例如舌頭內的區域內當地變化。一些區域有長薄的由于細胞壁與細胞質及中間液體的折射率不同而傾向于雙折射的肌肉細胞。沿一個方向入射光的電場矢量同細胞壁的長軸成一直線(且有效折射率接近于細胞壁的折射率)而沿另一方向的電場矢量在其傳播時在細胞的細胞質和傳播的中間液體中則花費了一大部分時間。因為細胞結構根據功能變化所以雙折射的數量是在組織中的位置的函數。雙折射可以改變入射光的相位和方向。
另一個造成圖像質量差的原因是傳播長度依靠例如葡萄糖、膠原蛋白和某些蛋白質的某些生物分子的旋光性。這些生物分子引起與介質中的傳播長度和分子濃度成比例的電場矢量的旋轉。這一長度依靠的偏振旋轉允許來自組織內的要素(例如細胞壁)進行鏡面反射的一些光傳輸到圖像平面，因為在一些滲透深度上入射光的偏振向量隨著其射出該組織而轉動90度，從而允許其穿過檢偏振器。
這兩個效果組合允許一些光隨意地反射并改變組織內的深度以傳播到圖像獲取器裝置的檢測平面而不在組織內發生散射。反射光圖像量的變化和從其反射的深度引起直接涉及探測器的方位的圖像對比度的變化。
根據本發明，對儀器的轉動和照明入射角度敏感的系統會特別精確，且可以提供更多要測量的所有參數的可重復讀數。
4.組織內的散射光與物質的相互作用表現為散射理論的特性。當電磁波撞擊到原子或分子以后同束縛電子云相互作用，將能量給原子。入射波(例如入射光)中移去的能量和隨后的一部分能量的再發射被稱為散射。它是反射、折射和衍射中的物理機構工作的基礎。對散射普遍的討論，見Hecht和Zajac的《光學》第4版艾迪生(Addisson)和維樂斯(Welsey)出版，特別是第8章(這里僅作參考)。
例如反射光的特征可以有三個不同的組分。第一組份是保持反射的源圖像的“鏡或鏡面反射”。第二組分是“粗糙表面表面散射”部分。該粗糙表面表面散射部分是由粗糙表面所散射的散射光，而不保持源圖像。但是，鏡面反射組分和粗糙表面散射組分都保持偏振。第三組份是“小粒子散射”組分，通常稱為“雷利散射”組分。該雷利散射組分是由比照明光的波長小的粒子散射的光。該雷利散射去偏振光。因此，雷利散射組分僅是去偏振光的反射光所以初始的偏振消失。通常，光必須進行不止一次(通常至少三次)散射來完全改變偏振度。
對于利用去偏振光來形成圖像的體內系統，例如在“363”申請中描述的裝置，組織的雙折射特性可以導致次于最佳圖像。圖1A簡單地表示來自旋光或雙折射組織層的散射是如何同圖像的光學質量相互干涉的。在這一照明中，成像裝置試圖要成像在受驗者皮膚下的組織區域內的血管。感興趣的血管示作血管或毛細血管106的截面部分。在這一傳統的反射型系統中，照明光束直接入射到毛細血管106上且在檢測器114的視場116內。
例如照明光源(未示出)提供一光束，圖示為光線102來照明毛細血管106。光線102是在S方向偏振。當光線102撞擊皮膚104時，可以產生一個或幾個上述的散射相互作用。例如如果光線102承受單個的鏡面反射或者粗糙表面散射，則反射光將保持在S方向上的偏振，且由檢偏振器112消除，只通過P偏振光。換言之，從皮膚層104反射的所有的S偏振光不能到達檢測器114。
如果光線102不能由皮膚層104吸收或反射掉，光線102將同樣在組織區域內進行一次或多次的散射。例如圖1A中圖示的透射光線經歷3次散射〔(1)、(2)和(3)〕。如先前部分所述。在組織區域內可能存在弱雙折射的或雙衰減(diattenuative)層。如果亞表面雙折射層例如層108位于毛細血管106和檢測器114之間，這將很有問題。換言之，雙折射層位于直接在位于成象光路內的感興趣的血管(例如毛細血管106)前面的區域的近場內。總之，當偏振光通過雙折射材料時，偏振矢量轉動角度Δφ。
為了達到這一描述的目的，成象光路由從感興趣的血管開始到檢測器結束的光路限定。本例中也注明，為簡化起見在圖1A中沒有示出如物鏡等收集光學器件。在本例中，至少在P方向上部分偏振的光線110，將由層108反射、并透過檢偏振器112且由檢測器114檢測到。這類反射光信號作為“眩光”且影響由檢測器114得到的圖像的質量。
根據本發明，如果感興趣的血管是背部照明而不是直接照明的話，則這種亂真的“眩光”信號將大大減少(并極大地提高圖像的對比度)。另外，根據本發明，這種背部照明可以由非侵入裝置產生。
圖1B簡要表示本發明的裝置和方法是如何從深的活組織內產生虛源的。在這種方式下，光經過血管或感興趣的組織區域擴散。血管依次有效地后照明，給檢測器提供最大的圖像對比度。另外，從近場發出的光量大大地減少。
圖1B示出的環境同圖1A相似。但一個重要的改變在于采用光線103作為照明光束入射到檢測器114的視場(FOV)外的皮膚表面104上。而且，照明光束不直接入射到毛細血管106。即使在組織區域的近場內有雙折射層108，也不像從層108散射和反射的光消除偏振那樣。這由光線113示出。
在S方向最初偏振的光線103直接射到檢測器114的視場外的區域。當光線通過層108時，失去了其純的S偏振，且得到一P偏振分量。當其從組織區域的深處更多地散射時，照明光束最終變成S和P偏振的隨機混合。這樣，照明光可以從組織區域內的深處(即在比要成像的血管的更深處)散射或反射。最后，由光線111表示的這光的一部分透射過毛細血管106。光線111的P偏振分量由檢偏振器112透過并且由檢測器114獲取。
5.高對比度照明裝置和方法本發明為提供一種高效的用于血管和組織功能的體內研究的照明器的裝置和方法。深入到活組織內的光圖像的能力允許應用在如血液參數、紅白細胞計數、血小板計數、血紅蛋白濃度和血球比率的測量方面。
本發明采用了一種照明技術，它是以獲得亞表面特性的清晰圖像的方式來延遲從光源到物面的照明能的最大量的。本發明的裝置形成一高對比度的照明圖案，其中照明投射到處于照相機或CCD傳感器(或其物鏡)的視野外的試驗階段的組織區域周圍的光環內。在對于給出本描述的領域內的技術人員是清楚的試驗階段，如非圓環圖案的其它照明圖案同樣可以利用來成像組織區域。
本發明的高對比度的照明圖案可以由幾種不同的方式產生。首先，可以在照明光束的光路上設置阻擋物。第二，可以在照明光束的光路上設置稱為“旋轉三棱鏡”的光學元件。旋轉三棱鏡是收集從光源發出的所有光且將這些光導向到遠場的環圖案上的光學元件。第三，以同樣的方式，也可以用錐形的衍射光柵或全息圖來替代旋轉三棱鏡。
當其通過處于試驗階段的組織區域傳播時，由于由照明光束所統計的多重散射，使得來自本發明的圖像獲取裝置的視場(FOV)外的散漫光將照明處于試驗階段的組織區域(在圖像獲取裝置的FOV里面)。根據本發明，由于散射發生在被照明的整個空間，所以散射照明將從感興趣的區域的上部和下部入射。因此，成象裝置上的圖像強度的分布帶有兩個已被較深層反射(即后散射)且通過血管透射的散射光以及血管的頂面所反射的散射光。
同樣，利用本發明的裝置和方法，由于所有的直接反射光位于圖像獲取裝置及其對應的物鏡的FOV的外面且因此不能在圖像獲取裝置的物鏡數值孔徑內被獲取到，所以不用反射的未散射光入射到圖像獲取裝置。
6.本發明的優選實施例本發明就幾個例子的實施例來進行描述。提供這些描述僅為了方便而已。并不準備用這些例子實施例來限制本發明。實際上，在閱讀下面的描述以后，對于相關領域的技術人員會清楚在任何一個實施例中如何實施本發明。
a.第一實施例本發明的第一實施例是一種提供高對比度的照明圖案的裝置(或者體內裝置)，該照明圖案被投射到受驗者的組織區域以提供血管、血流、或包含在其中的組織的圖像。該體內裝置包括一光源、一照明系統、和一成像系統。該成像系統包括一成像檢測器及其物鏡。
該照明系統提供一用來照明患者或受驗者的特殊血管或組織區域(稱為“物體”)。該照明光束沿光路或稱作照明光路的路段傳播。該檢測器接收到從物體發出的光。這光又被稱為成象光束。成象光束傳輸的光路或路段被稱為成象光路。根據本發明，該體內裝置可以設計成照明光束和成象光束共用一通過單個物鏡的共同光軸，從而形成一同軸系統。可以利用分束器組合其光軸。
在一優選實施例中，一線性偏振的環狀照明光源投射到一成像反射分光光度計的物面上。必須只使投射光源的范圍沿成象光路或體內裝置的路段全部位于圖像獲取裝置的清楚的FOV的外面。可以通過成像一設置在柯勒照明系統的光路上的環狀阻擋物(a circularobscuration)來產生該環形光源。由于所有的入射光處于FOV的外面，使得成像光必須來自如以上在散射部分所討論的組織內的深層。在優選實施例中，通過在照明和成像中利用正交偏振，成象光束必須來自多重散射。本系統中的這一設置的效果是為了產生真實的后照明光源以非侵入方式有效地移動到物面后的區域。
圖2表示非侵入式受驗者的血管系統的體內分析用的裝置200的一實施例的框圖。裝置200包括一光源202、一中繼透鏡208、一檢測器260和一物鏡217。
光源202照明受驗者的組織區域(通常示為223)。盡管在圖2中表示一個光源，但應理解本發明并不限于利用一個光源，可以利用多于一個的光源。在利用多于一個光源的實施例中，每個光源可以是單色的也可以是多色的。光源202可以是能夠脈動的光、提供連續光的非脈沖光源，或者是能夠操作的任一種類的一種光。光源202可以包括例如脈沖氙弧光或燈、汞弧光或燈、鹵素弧光或燈、鎢弧光或燈、激光器、激光二極管或發光二極管(LED)。光源202可以是相干光源或者非相干光源。
光源202由準直透鏡或聚光鏡204準直。準直透鏡204的光學和物理特性取決于所使用的光源的類型和最終被投射到物體224上的圖像的類型。準直透鏡204的光學特性包括其焦距、數值孔徑、和光闌數(f/#)。準直透鏡204的物理特性包括材料類型(玻璃、塑料等)和形狀。基于本發明的描述本領域內的技術人員會清楚合適的參數。
例如，如果鹵素燈作為光源202，則準直透鏡204可以包括具有焦距為5毫米級的球面F1透鏡。該透鏡可以由標準的透射電磁波譜的可見光區域的BK7玻璃制成。另外，如果燈作為光源202，則可以利用一逆向反射器(未示出)來收集和反射朝準直透鏡204投射到燈的后部的光。
根據本發明這一實施例(同時這里也稱作“阻擋物”實施例)，按如下的方式向物體224投射一高對比度的照明圖案。在照明光路上設置一阻擋物205以將從光源202發出的照明轉換成高對比度的照明圖案。這里將照明光路表示為206，它是起始于光源202且繼續到物體224的光路。
在一優選實施例中，阻擋物205位于小孔徑或光闌221處。在這一實施例中，利用一圓形的阻擋物。阻擋物205遮擋入射照明光束的預定的部分。沒有被阻擋物205阻擋的照明光束的部分繼續沿照明光路傳播。剩余的照明光束206類似一中間具有暗區域的圓環或環形的光。這一圖案在中心區域具有其最暗斑(即最低強度)而在圖案的靠近邊緣區域具有最高強度。包括非圓形阻擋物的其它合適類型的阻擋物對于給出本描述的領域的技術人員將是清楚的。
透鏡208(也稱為中繼透鏡208)向物面219投射高對比度照明圖案。這里的物面是垂直于這里作為光路207示出的成象光路的平面，物體224設在那兒。在圖2中，物面表示為平面219。在一個優選實施例中，限定投影透鏡208的光學特性可以根據柯勒照明系統中所使用的參數來選擇。在柯勒照明中，輻射源孔徑(這里為光闌221)被成像或投射到物面219上。在本發明的這一實施例中，由于光闌221被投影到物面219上，使得高對比度的照明圖案同樣也投射到物面上。
在裝置200中，投影透鏡208設計成將高對比照明圖案成像在物面219上且將光源202成像在成像系統的物鏡上，這里示為物鏡217。因此，在優選的實施例中，裝置220提供一準直光環入射到皮膚表面222上。例如，圖3表示投射到物面上的照明圖案的例子的照明輪廓。該照明輪廓繪制出作為距光軸的距離的函數的照明信號的相對強度。因此，本實施例的高對比度照明圖案在其中心處具有最低強度而在接近圖案的邊緣具有最高的強度。例如，本發明的裝置產生一指標大約400比1的圖形。該指標的圖形表示出環形圖案的外部的照明強度和中心部分的暗斑的比例。
參見圖2，利用一折疊式反射鏡或分束器218在光源202和受驗者224之間形成光路。根據本發明的實施例，分束器218是一具有50％反射照明光束206的涂層平板。以下討論分束器218的其它實施例。
在一優選實施例中，第一偏振器210設置在光源202和受驗者224間。第一偏振器210偏振從光源202來的光。一第二偏振器或檢偏振器220可以沿成象光路207設置在物體224和圖像獲取裝置260間。偏振器210和220優選為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具有相對于另一個基本上成90°的偏振平面這里稱為“正交偏振”如上所述，當偏振光通過一雙折射材料時，該偏振矢量轉動一個角度Δφ。在正交偏振系統中，如在本優選實施例中描述的一樣，強度的變化和cos2(Aφ)成比例。
偏振器的效率是關于透過偏振器的輸入光百分比的函數。對每一單元未偏振(隨機偏振)光輸入到偏振器，優選的有效偏振器將透過50％的入射光。當將隨機偏振光輸入兩個理想的配置成正交偏振的偏振器(不考慮效率)時，所有的光消失即沒有光透過第二個偏振器。由正交偏振器消失的光越多(即較少隨機偏振光透過正交偏振器)，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(對每一個單元隨機偏振光輸入到正交偏振器，1/1000的光透過正交偏振器)適用于本發明。合適的正交偏振器可用馬薩諸塞州偏振片公司的片偏振器。
在本發明的一個實施例中，光源202本身是一偏振光源，例如，一激光器或一激光二極管，所以不需要有單獨的第一偏振器210。第二偏振器220具有相對于偏振光源202的偏振平面成90°的偏振平面。
在另一實施例中，分束器218是偏振分束器。例如，在這一實施例中，在光源中同線性偏振器一同使用的是偏振分束器塊。偏振分束器塊透射幾乎所有的一種偏振并反射幾乎所有與其呈90°的另一偏振。偏振分束器在本領域是公知的且可以在許多光學銷售商處買到。這一偏振分束器可以進行對準以保證所有的入射到分束器塊上光同要反射的光同樣偏振。這將減少該裝置中通過分束器塊且最后惡化獲取圖像的信噪比的雜散光。但是，偏振分束器塊的選擇是入射到界面上光的角度和光學系統數值孔徑的函數。當照明光束會聚或發散時，整個孔徑上的分束器的反射減小。同樣，如視場角度增加則光束的離軸部分進行的反射也減小。
優選地，物體224的圖像從小于多重散射長度的深度發出且沿成象光路207傳輸到圖像獲取裝置206。但是，本發明的成象系統也可以獲取從深度大于多重散射長度的深度中形成的圖像。利用物鏡217以放大物體224的圖像到圖像獲取裝置260上。物鏡217同軸設置在照明光路206和成象光路207中。圖像獲取裝置260位于物鏡217放大的像平面上。物鏡217根據裝置200的空間和成像需求可以包括一個或多個光學元件或透鏡，這對于基于本發明的描述本領域的技術人員會明白。
合適的圖像獲取裝置260包括適于獲取以上限定的高清晰度的圖像的這些裝置。圖像獲取裝置獲取所有的或部分的用作分析的圖像。合適的圖像獲取裝置包括，但不僅限于，照相機、膠片介質、光敏檢測器、光電管、光電二極管、光電檢測器、或者電荷耦合器件攝相機。例如，可以使用具有640*480像素的清晰度和300Hz幀速的攝像機和電荷耦合器件(CCD)照相機。特別優選的圖像獲取裝置為索尼ICXL型CCD照相機。
圖像獲取裝置260可以同執行圖像校正和分析(在圖像分析部分作解釋)的圖像校正和分析裝置280連接。圖像獲取裝置要求的清晰度將根據由體內裝置執行的測量和分析的類型決定。例如，決定血紅蛋白濃度(Hb)的要求的清晰度低于進行細胞測量要求的圖像的清晰度，例如MCV或細胞計數。例如，可以利用光電管進行血紅蛋白濃度測量，例如一個濾過紅的光電管和一濾過綠的光電管作為圖像獲取裝置。
優選地，物鏡217可以是利用觀察照明物體要求的最低的放大水平選擇的一個或多個透鏡。所要求的放大倍數是要被觀察的照明組織中物體尺寸的函數。例如，低的放大倍數提供高的影深，但對成像更為粗糙。高的放大倍數提供低的景深，但是對由運動引起的模糊更敏感。微脈管系統的血管直徑一般為10-40微米(μm)。每血管直徑的10到20(10-20)個像素由10倍的透鏡提供合適的圖像。低的放大倍數可以用于小規格的像素。
如上所述，根據一優選實施例，照明光路206和成象光路207具有共同軸。這一軸自然允許不止一個目的地利用物鏡。首先，物鏡217用作圖像獲取裝置260的物鏡。換言之，它收集從物體224發射出到圖像獲取裝置260的成象光束。第二，物鏡217將高對比照明圖案聚焦到物面上。如上所述，照明光束206的高強度部分被導向圖像獲取裝置260的FOV的外面。
物鏡217和圖像獲取裝置260的光性能的組合決定裝置200的FOV。圖像獲取裝置的FOV可以被包括其物鏡的(這里是物鏡217)數值孔徑、入瞳、出瞳、和包括圖像獲取裝置260的檢測器的面積限制。
物鏡217可以包括單一透鏡或復合透鏡。物鏡217的物理和光學特性(例如，透鏡材料，數值孔徑、焦距等)可以根據圖像參數要求選擇。標準的物鏡可以從多數光學供應商處得到，包括加利福尼亞的Melles Griot&Newport公司。由本發明給出的描述的本領域的技術人員可以明白物鏡217的特殊的光學和物理特性。
在另一實施例中，可以利用例如第二分束器(未示出)的圖像分離裝置將從物體224來的圖像分成兩個或更多個圖像部分。每一圖像部分可由例如圖像獲取裝置260的相應的圖像獲取裝置獲取。另外，可以將一頻譜選擇裝置，例如光柵、濾波器、和/或單色儀(未示出)設置在成象光路207上第二偏振器220和圖像獲取裝置260之間。該光譜選擇裝置可以是例如單色儀、光譜濾波器、棱鏡或光柵。另外，如果要決定血紅蛋白濃度，則優選光譜選擇裝置的中心波長約在550納米(nm)。另一例子，如果要決定膽紅素的濃度，則優選光譜選擇裝置的中心波長約在450納米(nm)上。
圖像獲取裝置260同圖像校正和分析裝置280以傳統的方式耦合。圖像校正和分析裝置280可以是一計算機或其它類型的處理器。圖像校正和分析裝置280可以構造為通過硬件、軟件、或組合硬件和軟件來執行圖像校正步驟。以下將詳細描述這一圖像校正步驟。
在再一實施例中，光源202構造成多個LED，每一LED發出不同波長的光。例如，可以利用3個LED來提供綠、蘭和紅光源。利用構造成發射特殊波長或波長光的光源202，例如通過一個或多個LED，可以省略對單個光譜選擇裝置的需要。單個圖像獲取裝置260可以用來獲取從3個LED中的每個的圖像。例如，對于多種波長(綠、蘭和紅)敏感的單色照相機，可以用來獲取從3個LED(綠、蘭和紅)中的任一個的圖像。
在本發明的又一實施例中，光源可以同光管、單個光纖、光纖束(未示出)光耦合。各種光管和光纖在本領域是公知的且可以從許多商業光學供應商處得到。例如，光管的第一端(即近軸端或輸入端)可以接收從光源發出的光。光管的第二端(即遠端或輸出端)可以設置在成象裝置的入瞳上，例如光闌221。在本實施例中，例如阻擋物205設計成其直徑小于光管的外徑，因此產生高對比的照明圖案以投射到物面上。光纖耦合光源的其它裝置對于給出描述的本領域的技術人員會明白。
b.第二實施例根據本發明的第二實例，可以以更有效的方式提供要觀察的組織區域的照明。例如，圖2所示的裝置200投射一高對比的照明圖案到要觀察的組織區域上，因此由于近場組織雙折射所以提供低的轉動效應。同樣，裝置200從光源202需要相當量的能量。為了提供足夠的照明來飽和檢測器260的FOV外的圓形環，需要高的輸出強度，該圓形環產生足夠的進入檢測器物鏡的有限數值孔徑的光。因為由準直透鏡204收集的大約50％的準直照明光束由阻擋物205阻擋，所以需要相對高的能量。
例如，假設照明光源202是鎢絲，是半蘭勃特式發射器。蘭勃特式發射器有一按表面法線角度的余弦變化的輻射出射分布。因此，阻擋發射到準直透鏡(或聚光鏡)的光軸上的光大大減小了入射到物面上的輻射能量。衰減量大于照明光束的阻擋區域與整個區域的比。可以通過計算下列公式來決定失去相對于沒有被阻擋的值的阻擋物的光量(透射或“T”)T=∫0βcos(θ)dθ∫0αcos(θ)dθ]]>T＝sin(β)-sin(α)其中β＝tan-1(r1/f)α＝tan-1(r0/f)r1＝透鏡通光孔徑的半徑r0＝阻擋物半徑f＝聚光鏡到阻擋物的距離例如，如果準直透鏡的通光孔徑有距光源30度的角的對邊，而阻擋物有距光源的14.5度的角的對邊，那么通光孔鏡的面積和阻擋物的直徑的比是40％，同時部分發射強度的損失大約為50％。例如，同圖2(即包括一阻擋物)所示的裝置相似的裝置是模制的。這一模型裝置將軸上的38％的發射光和來自離軸點的28％的光耦合到物面上。
根據本發明的第二實施例，由聚光鏡從一小光源收集的基本上所有的照明可以被重新分布成中間像平面處的環狀圖案或光環，從而將照明轉換成高對比照明圖案。接著這一“無阻擋的(unobscured)”照明環被縮微并由物鏡成像在物面上。本發明的這一實施例省去了對遮蔽準直照明一部分的需要。因此，沒有來自光源的照明被浪費。而且，減小了因探測角度定向和對表面的相對對準而在圖像對比方面的變化。
根據這一實施例，光源強度的再分配可通過利用旋轉三棱鏡、錐形光柵(固定周期的閃耀、衍射光柵)或計算機產生的全息圖來完成。
圖4表示本實施例成象裝置400的方框圖(這里也稱作“旋轉三棱鏡”實施例)。成象裝置400包括一照明系統和成像系統，照明系統包括一光源402、一錐形透鏡(這里被表示為一旋轉三棱鏡405)，和中繼或場鏡408。成像系統包括圖像獲取裝置460和物鏡417。
光源402照射受驗者的組織區域(通常示為區域423)。類似于光源202(上述參照圖1的描述)，光源402可以包括，例如脈沖氙弧光或燈、汞弧光或燈、鹵素弧光或燈、鎢弧光或燈、激光器、激光二極管或發光二極管(LED)。準直透鏡或聚光鏡404以同圖2描述的準直透鏡202相似的方式收集和準直從光源402發出的照明光束。照明光束沿照明光路406傳播到組織區域423。
取代由阻擋物遮擋照明光束一部分，裝置400利用一稱作“旋轉三棱鏡”的光學元件來產生一投射到組織區域423上的高對比的照明圖案。旋轉三棱鏡是一具有360度對稱的固定頂角的錐形光學元件(也稱作錐形透鏡)。這一獨特的形狀允許旋轉三棱鏡405在例如組織區域423的遠場產生一環形圖案(或光環)。
圖5A表示旋轉三棱鏡405的詳圖。準直光束502入射到表面504(這里稱作入射面)上。光束502的傳播方向與出射面508垂直。該光束關于旋轉三棱鏡的錐軸線506折射。不同于典型的彎曲透鏡，旋轉三棱鏡入射面504到達頂點507。這一點狀頂點引起出射光束(這里示出光束510和512)以恒定的角度射出。光束離開離開旋轉三棱鏡405的角度同頂角509成比例且可以根據Snell定律決定。另外，透射光束中只有少部分(1％或更少)平行傳播到錐形的軸線506。
通過旋轉三棱鏡405和例如聚光鏡404的準直透鏡的組合，在中繼透鏡408上形成一環形圖案或光環。準直透鏡的位置最好使入射到其上的光聚焦在無窮遠。因此，來自一軸上點的光從準直透鏡平行射出且以光束的直徑很小或不改變的方式傳播到無窮遠。這一光可以入射在旋轉三棱鏡405上然后由另一透鏡聚焦。在一優選實施例中，聚光鏡404在中繼透鏡408上聚焦且旋轉三棱鏡405插在其前面。聚焦的像是以光環的形式在中繼透鏡上。該光環可以由例如物鏡417的物鏡再次成像在物面上，且在物面上形成一中間區域暗的小光環。
在一優選實施例中，旋轉三棱鏡405的外徑足夠大以接收整個準直照明光束。一例如旋轉三棱鏡405的旋轉三棱鏡可以是模制玻璃也可以是模制塑料件。旋轉三棱鏡是制造簡單且校準簡單的。旋轉三棱鏡可以從若干商業透鏡供應商處得到，例如新澤西光學研究所。描述的目的僅是入射和出射平面的選擇光束可以入射到或者504表面或508表面且以同樣的方式折射。
或者，根據本發明的這一實施例，可以利用錐形光柵或計算機產生的全息圖(例如全息錐形光柵)代替旋轉三棱鏡405來達到在組織區域上同樣要求的照明圖案。錐形光柵是一固定周期的閃耀衍射的光柵。錐形光柵在本領域是公知的。錐形光柵可以用作校準裝置且產生一無衍射的傳播光束。
例如，圖5B表示錐形光柵555的前視圖，最好，錐形光柵555有等間距的環，由間距距離d表示，因此，在錐形光柵555的前表面上形成一“靶心”圖案。錐形光柵555相應的側視圖在圖5C示出，圖5C表示有衍射表面輪廓的錐形光柵。如果光束垂直入射到光柵上，該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長、該間隔距離d、和光束的入射角成比例。在通過一錐形光柵以后，只在入射光的少數部分光束在其光軸上平行傳輸。
一使用特殊空間圖案的錐形光柵可以由玻璃或塑料元件根據已知的光阻材料或注射模制法制成。例如，光柵可以以光阻材料從一個或多個激光束組合記錄的干涉圖案形成。然后衍射構造由金屬涂覆，例如模制中使用的鎳(nickel)。另外，金屬原模可以用已知的鉆石轉動技術來精確加工。該金屬原模然后可以用作模制表面來注壓塑料模制。
此外，具有全息圖的光學元件(也稱作全息錐形光柵)可以利用來達到相同的效果。全息圖是一涂在玻璃(或其它合適的材料)基片上產生的乳劑薄膜制品。形成全息圖的方法在本領域是公知的。例如全息錐形光柵通常由記錄由組合兩或更多的激光束產生的干涉圖案來制成，其中這些圖案是記錄作為主光柵。制造光柵的版本可以按主光柵形成或從主全息圖復制。當用在本發明的照明系統中時，可以組合錐形光柵和場鏡或全息錐形光柵和場，在遠場投射一環狀圖案。
關于本發明，一錐形光柵或全息元件可以放在象圖4中的照明光路406上。例如錐形光柵可以放在如柯勒照明系統的光闌的光路上。一合適設計的錐形光柵放在與旋轉三棱鏡405相同的位置，以與圖4同樣的方式衍射準直照明光束。根據本描述，本領域的技術人員明白錐形光柵505和全息元件的光學和物理參數。
重回圖4，投射或場鏡408是用來將環形圖案收集和投射到毛細血管424的組織區域423上。場鏡408可以沿光路406放在中間圖像平面407上。當有燈絲的燈用作光源402時，將場鏡408放在中間圖像平面407上可以阻擋暈光和光的合成損失，燈絲的離軸點通過向光軸偏移離軸光線使其可以在物鏡417的通光孔徑通過。圖6表示如場鏡408的場鏡的表面上的環形圖像圖案。
作為有代表性的例子，照明系統包括一光源、一準直透鏡、和一旋轉三棱鏡。旋轉三棱鏡的直徑6毫米(mm)具有表面凹陷0.75mm，頂角約為13度。場鏡的直徑為大約10mm。這樣導致環裝圖案入射到具有直徑為1.8mm物面。
優選地，選擇場鏡408的焦距以將旋轉三棱鏡的出瞳成像在物鏡417的孔徑光闌(未示出)上。這一構造耦合大多數或全部的由聚光鏡404收集到物面419上的光。裝置400的成像系統以與上述的參考圖2所描述的相同的方式進行操作。總起來說，如果旋轉三棱鏡405的出射表面和物鏡417的入射瞳的尺寸相同，且燈絲是足夠的小(如長度大約1mm)，則裝置400可以給組織區域423提供比裝置200多2.5倍的光。必須說明的是如果利用燈作為光源402，極有可能使準直照明光束可以以一角度進入旋轉三棱鏡405。由此產生的照明光束相對于光軸406是離軸的。反過來，可以減小50％的透過旋轉三棱鏡405和到達物平面的強度。當用燈作為光源時，該“離軸”照明是一個要考慮的交替損益，這將導致環形照明圖案輕微離心(或者輕微截頂)，因此，當準直光源402時必須小心操作。另外，如果利用激光器或LED作為光源401，則對準會更加直接，這是由于發射出的光從基本上單個點發出(即點源)。
在一優選的實施例中，阻擋物409也可以用來為減小所有的從組織區域423通過旋轉三棱鏡405傳輸軸上的線照明光束，組織區域423在獲取裝置460的FOV內。根據本實施例，阻擋物409放在場鏡404和組織區域423之間光路中。因為中繼透鏡的強度圖案是具有暗中心部分的環形，所以阻擋物可以放在中繼透鏡的中間而不會擋住所需要的照明圖案。因此，只能擋住畸變和雜散光。
例如，如圖4所示，阻擋物409正好放在場鏡408的后面。阻擋物409的外徑小于環狀照明圖案的內徑。盡可能地，阻擋物409的外徑可以等于圖像獲取裝置460的FOV的尺寸。在這種方式下，所有的環狀圖案將到達檢測器406的FOV外面的組織區域423。所有通過旋轉三棱鏡405頂沿光軸406的光將被阻擋物409阻擋，因此進一步地提高了由檢測器460可觀察的圖像對比度。給出本描述的領域內的技術人員會理解阻擋所有軸上照明的其它裝置。
圖7表示一試驗裝置700的照明和成象光束的模型光線蹤跡。和圖4所示的裝置400相似，裝置700包括一光源702、一聚光鏡704、一旋轉三棱鏡705、一場鏡708、一分束器718、一物鏡717和一圖像獲取裝置760。從光源702發出的照明由聚光鏡702準直然后由偏振器710偏振。旋轉三棱鏡705以同樣的參考圖4的描述旋轉三棱鏡405的方式衍射照明光束。在本例中，旋轉三棱鏡705具有大約-19.0的錐形常數。光線706表示的衍射照明光束由場鏡708準直。該照明光束通過物鏡717從分束器718重定向正好位于皮膚表面724的下面的物面(未示出)上。照明光束具有通常為光環的外表，同圖6所示的圖案相似。場鏡708和物鏡717的組合可以用來聚焦照明的圓環。但是，根據本發明，照明光束可以聚焦在和皮膚表面相對應的出射窗724上，位于圖像獲取裝置760的視場外。
對于本發明的優選實施例，下表1列出了對應于圖7所示的裝置的光線軌跡和裝置的一例光學公式圖表(或光學說明)。注意下表1中列出了照明光束所遇到的每一表面的光學特性。
表1
第一列列出了同從光源702發出的光相作用的表面數。列2-5列出了每一元件的光學和物理特性。實際上，間隔和曲面的控制對于得到良好特性是非常重要的。間隔的公差可以改變，但是，盡可能地控制在0.1mm以內。所列元件的數值孔徑同樣重要。例如，所有給出元件的數值孔徑大小控制經過成象系統得到的光的多少。這可由透鏡元件通光孔徑來估算(用來傳輸光的透鏡直徑)。另外，每一元件的焦距也是非常重要的。給定透鏡元件的焦距是每個表面曲率半徑和制造每一元件所用的材料的折射率的函數。
在本例中，物鏡717包括兩個消色差雙合透鏡，每個雙合透鏡具有兩個固定在一共同表面上的透鏡。但是，給出的本描述，本領域的普通技術人員明白每個單個的物鏡也可以被利用來達到相似的結果。物鏡717聚焦照明光束到窗724上，正好在圖象獲取裝置760的視場之外。成象光束從血管(或毛細血管、或組織樣)725經過物鏡717和分束器718沿成象光路707向圖象獲取裝置760傳播。注意照明光束入射到獲取裝置760的FOV外的皮膚表面上。
這一例子的照明強度偶合效率是軸上約98％和離軸95％。根據本發明的這一實施例，這樣高的耦合效率允許用低瓦數的燈泡作為光源702。另外，本發明的這一實施例同樣具有需要的熱量消耗和光源702的低的能源消耗的優點。例如，利用5瓦的燈泡作為光源702，裝置700在組織區域內在到達在圖像獲取裝置760上成像的血管或毛細血管的產生具有大約0.6毫瓦(mW)(在光環的區域上)強度的實質上的光源。
本實施例的另一優點是增加照明對于圖像獲取裝置760來說可以用來得到高的信噪比。所增加的信噪比提供更多的精度和穩定的分析效果。如果利用CCD照相機作為圖像獲取裝置760，這將增加允許曝光控制的自動快門的信噪比。自動快門要求CCD照相機接收到足夠的照明以即使在最暗的條件下應用也能飽和檢測器。如果照明水平足夠高的話，自動快門功能可以增加快門曝光時間以阻擋飽和并得到最好的曝光水平。
總之，旋轉三棱鏡的實施例可以在消除由組織在背景強度和對比的雙折射引起的角度方向變化的同時在物面上為給出的光源輻射出射提供更多的照明。該旋轉三棱鏡的實施例同阻擋物實施例一樣，每個減小對比的效果而減小獲取圖像的閃爍。該旋轉三棱鏡的實施例允許減小燈泡能量的消耗、在照相機傳感器平面上高的照明水平、減小熱量的浪費和可利用小燈泡的可能。在檢測器平面上具有高的照明水平可提供CCD照相機或其它檢測器中較高的信噪比，這就允許例如圖像強度分布圖像特征、和例如靜脈血管和腺的寬度和強度的亞表面特征測量的準確的決定。
C.第三實施例根據本發明的第三實施例，一成象系統包括一改進的折疊式反射鏡或分束器。回到圖2，一折疊式反射鏡或分束器218用來再分布從照明系統到物面上要成像的血管、毛細血管、或組織樣的光。根據本實施例，利用一改進了的折疊式反射鏡而不是阻擋物或錐透鏡同標準的50％反射/50％透射的分束器組合，可以來傳輸照明光束且將高對比的照明圖案投影到物面。改進了的折疊式反射鏡或分束器可以設計成為具有完整的透射中心(即在照明和/或成象光束波長上具有100％透射)。因為這一改進，一高對比度的照明圖案在物面上成像，且到達折疊式反射鏡的接近100％強度的成象光束將由圖像獲取裝置獲取。
在這種類型的成像系統中，改進的折疊式反射鏡的應用避免了對于分開阻擋物或再分布光源的其它裝置的需要。另外，這種類型的構造提供了光源和圖像信號之間完全的隔離；例如本實施例具有更加改進的信噪比。此外，在優選實施例中，改進的折疊式反射鏡也可以在上述的阻擋物實施例和/或旋轉三棱鏡實施例中應用。因此，入射到組織區域的照明光束強度和到達圖像獲取裝置的成象光束的強度可以按直接方式增加，因此增加體內成象裝置的總體效率。
圖8A表示體內成像裝置800的布局方塊圖。裝置800利用一環形鏡作為折疊式反射鏡來提供高對比照明圖案。裝置800包括一照明系統803和一通過單個物鏡817與之有共同軸線的圖像獲取裝置或檢測器860。照明光軸806和成像光軸807沿軸807利用折疊式反射鏡818同反射鏡中心區的橢圓孔結合在一起，如圖8B所示作為100％反射鏡。因此，高對比的照明圖案從折疊式反射鏡818反射且沿光路807傳播，到達組織區域824前經過物鏡817。
在一優選實施例中，體內圖像成像裝置800包括一照明系統803、一成像物鏡817和一檢測器860。照明系統803包括一光源802、和一準直透鏡804，連同折疊式反射鏡818和物鏡817。如圖8B所示，折疊式反射鏡818是一有近100％反射表面的(根據涂敷)位于橢圓形圓環819周圍的環形鏡，和對成象光束和照明光束是100％透明的通光孔徑或中心區域820。橢圓環和中心區域的特定尺寸將依賴于折疊式反射鏡相對于成像和照明光路的角度。在優選實施例中，折疊式反射鏡818相對于成像和照明光路806和807的角度是45°。例如圖8C表示基于45°裝置的折疊式反射鏡818的示范性例子。折疊式反射鏡的其它尺寸和入射的角度通過給出的描述對于本領域的技術人員將會明白。
換一種方式，折疊式反射鏡818可以是平面玻璃或具有二向色涂層的第一表面的塑料光學元件，該元件在中心區域820具有100％的透射而在環狀外部分具有100％的反射。這一裝置允許接近100％的照明光束反射到物平面，同時允許近100％的圖象傳輸到檢測器平面(除鏡面和菲涅爾損耗外)。在本領域二向色涂敷是公知的且可以由許多商業涂敷供應商提供。
在另一實施例中，折疊式反射鏡818可以是一對應于環外部分819具有蝕刻好的鍍鋁的表面的透明玻璃板。另外，折疊式反射鏡818的一非反射第二表面(未示出)可以涂敷減反射涂層以減小圖像信號到達檢測器的損失。這一折疊式反射鏡裝置的另一優點是折疊式反射鏡818沒有偏振敏感性。因此，成象裝置利用所有的潛成象光束。折疊式反射鏡818的其它改進對于本發明給出的領域的技術人員會明白。為了進一步提高圖像質量，在裝置800中可以如本發明的其它實施例所述相同的方式利用正交偏振器。
如上所述，在優選實施例中，可以在上述的阻擋物實施例和旋轉三棱鏡實施例的裝置中采用折疊式反射鏡或分束器。例如，折疊式反射鏡818可以代替分束器218(見圖2)、分束器418(見圖4)和分束器718(見圖7)。例如在同裝置200相似的裝置中折疊式反射鏡818被代替。圖8D表示由這種裝置產生的預測的照明圖案。入射到物面上的照明同上述的照明圖案相似，其中所有的照明入射到圖像獲取裝置的FOV外的物面上。在圖8D中，照明圖案850是環狀，其內徑是大約1.5mm。因此，入射到物面上的整個照明圖案位于圖像獲取裝置的FOV外，由圖855示出。
另外，在上述所有的實施例中折疊式反射鏡818的應用可以提高整個成象裝置的效率。確保標準的分束器在感興趣的波長上具有50％的透射和50％的反射。通過用折疊式反射鏡818代替標準的分束器，在組織區域上可能的照明光束強度提高兩倍之多。另外，具有100％成象光束的透射提高兩倍到達圖像獲取裝置的圖像信號的強度。因此，關于同樣光源的每個照明強度的成象強度的成象系統的總的效率大約提高4倍。
如上所述，通過從在活體或患者內產生虛的照明光源，本發明的照明技術大大地改進了圖像質量。例如，圖9表示利用基于本發明的阻擋物實施例的裝置得到的圖像的例子。該圖像是從在要測試的人體的舌頭下的粘膜組織得到的。毛細血管好象在透射照明中一樣可見。可見的球狀結構是人的鱗狀細胞。
d.總結本發明的一個重要的特征是從由圖像獲取裝置觀察的組織區域內產生虛的照明光源，省去了在關于要觀察的組織區域的特殊位置安裝成像裝置的需要。換言之，因為從近場雙折射組織層的散射實質上被減少，故本發明的裝置對環狀轉動或其它運動是不敏感的。另外，這里討論的照明技術在儀器設計中允許彈性接近。例如，在第三實施例中討論的改進的折疊式反射鏡也可以利用在阻擋物實施例和旋轉三棱鏡實施例中。根據要進行的測量的類型可以利用不同的光源。本描述給出的領域的普通技術人員明白可以利用不同的光學元件作為聚光鏡、中繼透鏡和物鏡。
7.圖像分析如上所述，利用圖像校正和分析裝置來處理由圖像獲取裝置接收的原始信號并產生如圖9所示的圖像。
根據本發明可以應用幾種不同類型的圖像分析技術。例如，多色校正可以消除被光通過以照明血管系統被成像部分的組織的色素沉著影響。組織的色素沉著按一些方式影響某些光的波長，所以，通過利用多色校正可消除組織色素沉著的影響。粘度校正可以應用來從靜止的背景中抽出活動的細胞。粘度校正可以單獨應用也可以和多色校正結合應用。
只有一定波長可以被靜脈血管和動脈血管相同吸收。被靜脈血管和動脈血管相同吸收的波長被稱為等吸收點(a isobestic point)。血紅蛋白的這一等吸收點在大約546nm。在優選的實施例中，λ1的選擇是使其位于接近血紅蛋白的吸收帶的中心，以致其接近或在等吸收點上。合適的λ1是550nm。在這種方式下，可以從大血管的反射光譜成像中決定血紅蛋白的濃度，而不考慮大血管是載動脈血的動脈還是載靜脈血的靜脈。
例如，圖10表示將原始圖像1010轉換成結果1040的方法。原始圖像指的是校正功能1015應用以前的圖像。
校正功能1015被應用于原始圖像1010以產生一校正圖像1020。校正功能1015使原始圖像1010關于成象背景規格化。在一個實施例中，校正功能1015通過雙色校正的方法來執行。雙色校正選擇兩個波長λ1和λ2。通過從λ1圖像中減去λ2圖像，影響λ1和λ2的所有參數以同樣的方式取消，且因此被消除，導致(λ1-λ2)圖像。最終的(λ1-λ2)圖像僅采用不同影響λ1和λ2的這些參數的效果。
在另一實施例中，經由粘度或速度校正來執行校正功能1015。對于粘度校正，通過測量在時t0和在時間t1的原始圖像1010的差別而形成被校正的圖像1020。為了這一目的，裝置可以提供脈沖光，和/或開關例如照相機的圖像獲取裝置，這樣可以及時得到兩差別圖像。粘度校正允許原始圖像1010的移動部分從原始圖像1010的靜止部分提出。以這種方式，形成包含原始圖像1010的靜止部分或移動部分的校正的圖像1020。
對被校正的圖像1020施加分割功能1025以形成分析圖像1030。分割功能1025從被校正的圖像1020分割或分開感興趣的畫面以形成分析圖像1030。對分析圖像1030施加分析功能1035以產生結果1040。由分割功能1025分割的感興趣的畫面可以根據由分析功能1035執行的分析的類型決定。在這種方式下，被校正的圖像1020可以包含很多由各種分割功能不同分割的感興趣的畫面。在以上參考‘363’申請中提供了幾個特殊的更加詳細執行圖像分析方法的描述。
圖10示出的方法可以用來執行以診斷或監視為目的的血液參數的非侵入的體內分析。在本發明中使用的一例圖像校正和分析裝置，例如在上述圖2中描述的圖像校正和分析裝置280，在圖11中被表示為計算機系統1100。計算機系統1100包括一個或多個處理器，例如處理器1104。處理器1104連接到通訊總線1106。關于這一例計算機系統被描述為各種軟件實施例。在閱讀這一描述以后，相關領域的技術人員明白如何利用其它計算機系統和/或計算機結構實施本發明。
計算機系統1100也包括一主存儲器1108，優選地為隨機存取存儲器(RAM)，也可以包括一第二存儲器1110。第二存儲器1110可以包括例如，一硬盤驅動器1112和/或可移動存儲驅動器1114、代表軟盤驅動器、磁帶驅動器、光盤驅動器等。可移動存儲驅動器1114以公知的方式從可移動式存儲單元1118讀出和/或寫入。可移動式存儲單元1118表示相當于一軟盤、磁帶、光盤等，其由可移動存儲驅動器1114讀或寫數據。應當理解，可移動式存儲單元1118包括一具有其中存儲計算機軟件和/或數據的計算機可用存儲介質。
在另一實施例中，第二存儲器1110可包括其它允許在計算機系統上1100裝載計算機程序或其它指令的相似的裝置。這一裝置可以包括，例如可移動式存儲單元1122和接口1120。這樣的例子可以包括程序盒和盒接口(例如，在視頻游戲裝置中出現的)、一可移動存儲器芯片(例如，EPROM或PROM)及連帶的插座、和其它可移動存儲器單元1122和接口1120，該接口1120允許從可移動存儲器單元1122傳輸軟件和數據到計算機系統1100。
計算機系統1100也可以包括一通訊接口1124。通訊接口1124允許軟件和數據在計算機系統1100和例如圖像獲取裝置260的外設間傳輸。通訊接口1124可以包括調制解調器、網絡接口(例如，以太網絡卡)、一通訊端口、和PCMCIA插口和卡等。通過通訊接口1124傳輸的軟件和數據，是可以電子操縱的、電磁的、光或其它可以由通訊接口1124接收的信號的信號形式。例如，通過通道1128給通訊接口提供圖像信號。通道1128載送信號和可以利用線或電纜、光纖、電話線、移動電話網、或其它通道來實現。
在這一描述中，“計算機程序介質”和“計算機可利用介質”是用來通常指的例如可移動存儲裝置1118、安裝在硬盤驅動器內的硬盤1112、和通過通道1128提供的信號。這些計算機程序產品是給計算機系統1100提供軟件的裝置。
計算機程序(也稱為計算機控制邏輯)是存儲在主存儲器1108和/或第二存儲器1110中的。計算機程序可以通過通訊接口1124接收。當執行這些計算機程序時，可以使計算機系統1100執行如這里描述的本發明的特征。特別地，當執行計算機程序時，使處理器1104執行本發明的圖像分析性能。因此，這些計算機程序代表計算機系統1100的控制。
在采用利用軟件的本發明的實施例中，軟件可以用可移動存儲驅動器1114、硬盤驅動器1112或通訊接口1124存儲在計算機程序產品且裝載在計算機系統1100中。控制邏輯(軟件)當由處理器1104處理時，使處理器1104執行本發明如這里描述的圖像分析功能。
在另一實施例中，首先在硬件利用中實施本發明，例如硬件組份，諸如應用特殊的集成電路(ASIC)。硬件狀態機器的執行以實現在此描述的功能，對于相關技術的普通技術人員是清楚的。
在再一實施例中，本發明是利用組合硬件和軟件實施的。
8.應用總之，本發明的裝置和方法可以用來以非侵入的方式決定血管系統的各種特性。在本發明的實際應用中，以上詳細描述的實施例可以用緊湊的裝置或探測器實施。以下的描述并不意味著限制本發明的應用。作為本發明的示范利用提供。其它的轉換或改變對本發明的領域的技術人員很明白。
圖12A和12B表示適于與受驗者一起使用執行非侵入體內分析的本發明的實施例。圖12A表示包括探測器1204、打印機1206、和處理和存儲單元1208的控制臺單元1202。探測器1204用來成像受驗者血管系統的一部分，例如在下唇內。一折射率匹配介質例如乙基纖維素或糖漿，最好應用于探測器1204以在探測器1204和下唇內之間提供好的光學接觸或光學封接。
探測器1204優選由圖2、4、7和/或8A(或其任何組合)示出的元件來裝備。例如，關于圖2，探測器1204是由光源202通過一個或多個圖像獲取裝置來裝備的。為了確保本發明裝置的最佳功能，在偏振器210和檢偏振光的偏振器220間的光路上不能有任何東西。例如，在偏振器1510和偏振器1520間的光路上灰塵的存在會降低裝置的功能。另外，探測器1204的元件最好由非偏振材料制成以使材料不會使光去偏振。在光路上對于探測器元件1204最優選的材料是非偏振的、非雙折射的塑料，其可以商標名稱KODACEL從Kodak公司得到。對光路中元件其它適合的材料為玻璃或石英。另外，探測器1204的內部可以減反射涂層涂敷，例如Martin黑或Orlando黑，可以從商業涂敷供應商處得到。這些減反射涂層可以用來進一步減少探測器1204的內散射，探測器1204成像端的優選材料是玻璃。圖像信號從探測器1204傳輸到用于處理和存儲的處理和存儲單元1208。
圖12B表示可移動的單元1222。可移動單元1222包括一探測器1224和一帶單元(a belt unit)1226。探測器1224可以按與圖12A所示的探測器1204相似的方式構造。帶單元1226包括一數據存儲和傳輸單元1228。數據存儲和傳輸單元1228從探測器1224收到信號。這些信號可以由數據存儲和傳輸單元1228存儲作為以后處理用。另外，這些信號可以由數據存儲和傳輸單元1228傳輸到中心處理站(未示出)來處理和存儲。中心處理站可以構造成為處理數據提供永久性儲存，同樣可以在已知的設備上打印和顯示結果。帶單元1226也可以包括電池或其它適合的能量供給的配置1229。
本發明的體內裝置可以用來執行以上描述的本發明的方法。特別是，該體內裝置可以被用來決定血液每單元體積內的血紅蛋白和膽紅素的濃度。該體內裝置還可以用來決定血細胞比容和平均細胞體積。該體內裝置也可以用來決定白細胞的數量和每單位體積的血液中血小板的數量。對于決定例如白細胞和血小板的細胞數量，在分析圖像中將光源構造為脈沖光源或閃光“阻擋作用”以可以計數。阻擋作用通過脈沖光源避免在圖像分析過程中由于運動形成的模糊而形成。脈沖光源最好為同圖像獲取裝置的畫面速度同時發生。阻擋作用同樣可以通過控制圖像獲取裝置的關閉來得到。阻擋作用的圖像最好為在圖像分析中可以進行任何時間的細胞計數。阻擋作用的圖像同樣可以用來決定其它非細胞計數的參數，例如Hb或Hct。但是，這些例如Hb或Hct的其它參數也可以利用非阻擋作用的圖像決定。同上述的例子一致的其它類型的圖像分析對基于本發明的領域的技術人員是明白的。
通過利用本發明的裝置和方法來提供大血管的光譜分析、可以直接確定血紅蛋白(Hb)、血細胞比容(Hct)和白細胞計數(WBC)的參數。通過利用本發明的裝置和方法來提供小血管的光譜圖像，可以直接決定平均細胞體積(MCV)、平均血紅蛋白濃度(MCHC)和血小板計數量(Plt)。
9.結論盡管本發明的各種實施例已被以上描述，應當理解它們僅以例子出現，且并不限定。本發明的照明技術可以在許多分析中利用，需要光學測量的體內的試管內的或物體的可見觀察特征。因此，本發明的幅度和范圍并不限于以上描述的例示實施例，但僅由以下的權利要求及其等效物來限定。
權利要求
1.一種用于檢測位于物面上的亞表面物體的光學特性的裝置，包括一用于提供沿由所述光源和物體限定的照明光路傳播的照明光束的光源，一用于將所述照明光束轉換成高對比的照明圖案且將所述照明圖案投射到亞表面物體上的照明系統；和一包括用于檢測亞表面物體像的圖像獲取裝置的成象系統，所述圖像通過來自所述高對比照明圖案的散射照明形成，該照明圖案透過亞表面物體且沿成象光路傳輸到所述圖像獲取裝置，所述成象光路由該物體和所述圖像獲取裝置限定。
2.如權利要求1的裝置，其特征在于所述高對比照明圖案具有高強度區域和低強度區域，且這里所述照明系統將所述高強度區域投射在物面上的所述圖像獲取裝置的視場之外。
3.如權利要求2的裝置，還包括一設置在所述光源和所述物面間的用于準直所述照明光束的聚光鏡，所述準直照明光束傳播到所述照明系統。
4.如權利要求2的裝置，所述照明系統還包括一設置在所述光源和物面間的折疊式反射鏡，所述折疊式反射鏡包括一具有基本上反射的外部分和基本上透射的內部分的表面，其中所述折疊式反射鏡將所述照明光束轉換成所述高對比度的照明圖案且將所述高對比度照明圖案導向物面，且其中所述圖像是基本上沿所述成象光路朝所述圖像獲取裝置透過所述內部分。
5.如權利要求2的裝置。還包括一沿所述成象光路設置在物面和所述圖像獲取裝置間的物鏡，所述物鏡還將所述高對比度的照明圖案導向物面，且所述物鏡將所述圖像放大到所述圖像獲取裝置上。
6.如權利要求5的裝置，其中所述照明系統包括一設置在所述光源和物面之間以將所述照明光束轉換成所述高對比度照明圖案的照明圖案發生器；一設置在所述照明圖案發生器和物面間以將所述高對比照明圖案投射到物面上的投影透鏡；和一設置在所述光學元件和物面間并設置在物面和所述圖像獲取裝置之間的折疊式反射鏡，用來將所述投射的高對比的照明圖案沿所述成象光路導向物面上。
7.如權利要求6的裝置，其中所述照明圖案發生器包括一設置在所述光源和所述光學元件之間的阻擋物，所述阻擋物阻擋對應于所述高對比照明圖案的低強度區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對應于所述高對比照明圖案的高強度部分。
8.如權利要求7的裝置，其中所述阻擋物沿所述照明光路設置在第一孔徑處，其中所述阻擋物的外徑對應于所述圖像獲取裝置的所述視場，且其中所述投影透鏡和所述物鏡將所述阻擋物成像在物面上。
9.如權利要求6的裝置，其特征在于所述照明圖案發生器包括一設置在所述光源和所述投影透鏡之間的錐形透鏡，所述錐形透鏡將所述照明光束重新分布成環形圖案，所述環形圖案由所述投影透鏡投射到物面上，其中所述環形圖案具有一低強度的中心區域。
10.如權利要求9的裝置，其特征在于所述錐形透鏡是一旋轉三棱鏡。
11.如權利要求6的裝置，其特征在于所述照明圖案發生器包括一設置在所述光源和所述投影透鏡之間的錐形光柵，所述錐形光柵將所述照明光束重新分布成環形圖案，所述環形圖案由所述投影透鏡投射到物面上，其中所述環形圖案具有一低強度的中心區域。
12.如權利要求6的裝置，其特征在于所述照明圖案發生器包括一設置在所述光源和所述投影透鏡之間的光學元件，所述光學元件在其一表面上具有涂敷的全息圖，以便把所述照明光束重新分布成環形圖案，所述環形圖案由所述投影透鏡投射到物面上，其中所述環形圖案具有一低強度的中心區域。
13.如權利要求6的裝置，還包括一設置在所述光源和所述折疊式反射鏡之間的第一偏振器，用于偏振來自所述光源的所述照明光束，和一沿所述成象光路設置在折疊式反射鏡和所述圖像獲取裝置之間的第二偏振器，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。
14.一種用于非侵入的受驗者的組織和血液的體內分析的光譜成象裝置，包括一用于照明感興趣的區域的光源，其中光路在所述光源和所述感興趣的區域間形成；用于將從所述光源發出的光轉換成具有低強度區域和高強度區域的照明圖案的裝置；用于將所述照明圖案投射到所述感興趣的區域內和感興趣區域表面下的物體上的裝置；和用于獲取所述物體圖像的圖像獲取裝置，其中在所述物體和所述圖像獲取裝置間形成成象光路。
15.如權利要求14的裝置，其特征在于所述裝置用于將所述照明圖案的高強度區域投射到所圖像獲取裝置的視場外的所述感興趣區域部分上。
16.如權利要求15的裝置，其特征在于基于到達所述表面的所述照明圖案，從所述照明圖案的所述高強度區域來的光和所述感興趣區域內的物質相互作用且由一次或幾次散射過程散射，由此形成一照明所述物體的亞表面照明光源。
17.如權利要求16的裝置，其特征在于所述圖像是由所述亞表面照明光源的基本部分沿所述成象光路透過所述物體而形成。
18.一種在包含一感興趣物體的亞表面組織區域內產生一照明光源的方法，其中，該物體從所有的方向在物體所在物面周圍被照明，其中，所述物體的一個圖像由圖像獲取裝置檢測，包括以下步驟(a)提供一光源；(b)將來自所述光源的光轉換成具有高強度部分和低強度部分的照明圖案；(c)將所述照明圖案導向所述組織區域的表面，以使所述照明圖案的所述高強度區域入射到圖像獲取裝置視場外的所述物面上；和(d)檢測與物體和圖像獲取裝置相互作用的散射光，其中所述照明圖案的所述高強度部分在亞表面組織區域內經受一次或多次散射。
19.如權利要求18的方法，還包括步驟(e)進行所述亞表面組織區域的透射測量。
20.如權利要求18的方法，其特征在于步驟(b)還包括阻擋來自所述光源的所述光的一部分，所述被阻擋部分同所述照明圖案的所述低強度部分相對應。
21.如權利要求18的方法，其特征在于步驟(b)還包括提供一具有包括一基本反射外部分和基本透射內部分的第一表面的折疊式反射鏡，其中所述基本反射外部分所反射的光同所述照明圖案的所述高強度部分相對應。
22.如權利要求18的的方法，其特征在于步驟(b)還包括提供一光學元件來將所述光重新分布成同所述照明圖案對應的環狀圖案。
23.一種用來光學地透過一物體并檢測一物體的亞表面光學特性的裝置，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長照明物體；一用于偏振從所述光源來的光的第一偏振器；用于將所述照明光源轉換成高對比的照明圖案投射到物體上的裝置；用于檢測被照明物體的表面下發出的圖像的成象裝置，所述圖像由來自所述高對比的照明圖案的散射照明形成，該照明圖案透過物體亞表面且沿成象光路傳播到所述成象裝置；和一設置在所述成象光路上物體和所述散射光經過的成像裝置間的第二偏振器，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。
24.一種定量測量被成像物體吸收組份的裝置，包括一照明要成像物體的光源；一偏振來自所述光源的光的第一偏振器；一將所述照明光源轉換成高對比的照明圖案投射到物體上的照明系統；用于檢測照明物體的表面下發出的圖像的成象裝置，所述圖像由來自所述高對比的照明圖案的散射照明形成，該照明圖案透過物體亞表面且沿成象光路傳播到所述成象裝置；一設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；和用于定量測量利用所述圖像的成像結構間的吸收特性中的差別偶合到所述成象裝置上的測量裝置。
全文摘要
一種具有照明系統的體內成象裝置,該照明系統以非侵入方式在受驗者的組織區域內產生一虛光源。該照明系統將來自光源的最大的照明能量轉換成高對比度的照明圖案。照明圖案以最大化獲得亞表面特性的清晰圖像的深度的方式被投射到物面上。照明圖案的高強度部分在檢測圖像的圖像獲取裝置的視場外投向物面。在這種結構中,從組織區域內散射的光與要成像的物體相互作用。該照明技術可提供如靜脈結構、靜脈內的血液流動、腺結構等亞表面現象的高對比圖象。
文檔編號G01N21/27GK1342054SQ99815389
公開日2002年3月27日 申請日期1999年11月1日 優先權日1998年11月5日
發明者克里斯托弗·A·庫克, 馬克·M·梅耶斯 申請人:斯托邁奇克公司
專業數控銑床產品供應商
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