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用于執行光譜分析的體內成像裝置和方法.pdf

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用于 執行 光譜分析 體內 成像 裝置 方法
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摘要
申請專利號:

CN201180055032.6

申請日:

20111116

公開號:

CN103209632A

公開日:

20130717

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61B1/00 主分類號: A61B1/00
申請人: 基文影像公司
發明人: 阿米特·帕斯卡
地址: 以色列約克尼姆
優先權: 61/414,060
專利代理機構: 北京路浩知識產權代理有限公司 代理人: 經志強;王瑩
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201180055032.6

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明公開了體內成像裝置和用于執行光譜分析的方法,所述方法包括:將所述體內裝置插入患者的內腔中,照明組織內腔,和收集從組織散射和反射的光。所述裝置可以包括至少6個用于照明組織的照明源。所述6個照明源中的至少2個在藍光譜區域中的不同波長照明,至少2個在綠光譜區域中的不同波長照明,且至少2個在紅光譜區域中的不同波長照明。所述照明源適于以3個照明源的組的形式照明,其中每組的3個照明源包括一個在藍光譜區域照明的照明源、一個在綠光譜區域照明的照明源和一個在紅光譜區域照明的照明源。每組的3個照明源同時照明。

權利要求書

1.一種體內成像裝置,其包括:至少6個用于在體內照明組織的不同照明源,所述6個照明源中的至少2個在藍光譜區域中以不同中心波長照明,所述6個照明源中的至少2個在綠光譜區域中以不同中心波長照明,且所述6個照明源中的至少2個在紅光譜區域中以不同中心波長照明;圖像傳感器,所述圖像傳感器用于收集從所述組織反射的光;和設置在所述圖像傳感器上的色彩分離濾光器,所述濾光器適于防止由所述圖像傳感器收集的藍、綠和紅光譜區域中的照明之間的重疊,其中所述至少6個照明源適于以3個照明源的組的形式照明,且其中每組的3個照明源包括一個在藍光譜區域照明的照明源、一個在綠光譜區域照明的照明源和一個在紅光譜區域照明的照明源,所述3個照明源適于同時照明。2.根據權利要求1所述的體內成像裝置,其中所述色彩分離濾光器可以選自:由Omega?Optical?Incorporated制造的SPECTRAXB29、由Hoya制造的V30、由IRIDIAN制造的ZX000019或由Semrock制造的FF01-464/542/639-25。3.根據前述權利要求中的任一項所述的體內成像裝置,其中所述裝置是可吞服的膠囊。4.根據前述權利要求中的任一項所述的體內成像裝置,所述裝置另外包括變送器,所述變送器用于將收集的數據傳輸給外部接收器。5.根據前述權利要求中的任一項所述的體內成像裝置,所述裝置另外包括分析儀,所述分析儀用于分析由所述圖像傳感器收集的反射光,并確定病理學特征。6.一種用于執行光譜分析的方法,所述方法包括:將體內成像裝置插入患者的內腔中,所述裝置包括至少6個不同照明源,其中所述6個照明源中的至少2個在藍光譜區域中以不同中心波長照明,所述6個照明源中的至少2個在綠光譜區域中以不同中心波長照明,且所述6個照明源中的至少2個在紅光譜區域中以不同中心波長照明;在3個照明源的組之間以交替模式照明所述患者的組織內腔,其中所述至少6個照明源適于以3個照明源的組的形式照明,且其中每組的3個照明源包括一個在藍光譜區域照明的照明源、一個在綠光譜區域照明的照明源和一個在紅光譜區域照明的照明源,所述3個照明源適于同時照明;收集從所述組織內腔反射出的光;分析反射光;和確定病理學特征。7.根據權利要求6所述的方法,其中分析反射光包括:獲取彩色圖像。8.一種用于執行光譜分析的方法,所述方法包括:將體內成像裝置插入患者的內腔中,所述裝置包括至少4個在不同波長照明的照明源;照明所述患者的組織內腔;收集從所述組織內腔反射出的光;如果已知前2個不同照明波長的反射光的照明強度,通過應用方程式(iii),計算所述前2個不同照明波長在所述組織的反射率之間的比率;和從所述反射率之間的比率,確定所述組織的血液濃度。9.根據權利要求8所述的方法,其中計算所述前2個不同照明波長在所述組織的反射率之間的比率包括:a--如果已知所述組織和所述體內成像裝置之間的距離D,且如果已知收集的每個波長I的光的強度,應用方程式(6);和b--從方程式(6)求出介質對后2個不同照明波長的吸收系數之間的差異,其中所述后2個照明波長選自血紅蛋白在此處的吸光度弱的波長范圍。10.根據權利要求8所述的方法,其中計算所述前2個不同照明波長在所述組織的反射率之間的比率包括:a--用額外的波長照明所述組織內腔;b--收集從所述組織內腔對所述額外照明波長反射出的光;c--如果已知收集的每個波長I的光的強度,且如果未知距離D,應用方程式(8);d--求出所述介質對后2個不同照明波長和對所述額外照明波長的吸收系數之間的差異的比率,其中所述后2個照明波長和所述額外照明波長各自在不同波長照明,所述不同波長選自血紅蛋白在此處的吸光度弱的波長范圍。

說明書

技術領域

本發明涉及體內成像領域,更具體地,涉及執行光譜分析的體內成像裝置。

背景技術

通常通過內窺鏡進行病變的檢測,例如沿著胃腸(GI)道。在沿著胃腸道推進內窺鏡時,內窺鏡獲取胃腸道的圖像,從而掃描胃腸內腔的任何異常,例如息肉。但是,檢測病變的存在是不夠的。還需要分析病變和確定病變是癌性的或良性的。通過光譜方式可以發現和分析癌癥、初癌和其它腸疾病的典型的細胞結構(例如細胞核大小和細胞密度)變化和血液含量變化。

已知少數執行彈性散射光譜法的探頭。這些探頭通過組織的光散射特征可以確定病變的類型,例如癌性的或良性的。但是,這些探頭都穿過患者的口腔插入,在插入探頭的過程中,和在內腔中操作它的過程中,可能造成患者的某種不適。另外,這些提供彈性散射數據的探頭不會提供內腔的“白光”或彩色圖像,而為了沿著胃腸道確定病變的位置,可能需要所述圖像。

因此,需要可以提供光譜信息以及體內內腔的標準圖像的改進的體內裝置,并且因此可以更準確地確定病理學的嚴重程度以及確定病理學位置。

發明內容

本發明提供了執行光譜分析、同時提供它們所插入的內腔的體內圖像的裝置和方法。

在本發明的一個實施方案中,執行光譜分析的體內成像裝置可以包括多個不同照明源。在某些實施方案中,所述體內裝置可以包括成像儀,所述成像儀可以包括標準的RGB濾光器,使得通過在不同的時間段操作所述多個照明源中的每一個,以交替模式進行照明。在其它實施方案中,所述成像儀可以包括設置在其上面的色彩增強型濾光器或色彩分離型濾光器。所述濾色器可以適于防止成像儀收集的藍、綠和紅光譜區域中的照明之間的重疊。在這樣的實施方案中,所述多個照明源(例如至少6個照明源,每個在不同波長照明)可以在照明源組中照明。每個組可以由下述照明源組成:一個在與光譜的藍色區域相對應的波長照明的照明源,一個在與光譜的綠色區域相對應的波長照明的照明源,和一個在與光譜的紅色區域相對應的波長照明的照明源。這樣,每個包括3個不同照明源的組可以同時照明,從而縮短照明期以及光收集期。

在某些實施方案中,所述體內裝置可以是可吞服的獨立裝置,而在其它實施方案中,所述裝置可以是內窺鏡或任意其它裝置或探頭。

在某些實施方案中,用于執行光譜分析的方法可以包括:將可以包括多個照明源的體內成像裝置插入患者的內腔中,其中每個照明源可以在不同波長照明。在某些實施方案中,所述方法可以包括:以交替模式照明患者的組織。

在某些實施方案中,所述方法可以另外包括:收集從組織內腔反射出的光。這可以由所述裝置包含的成像儀來實現。在某些實施方案中,所述方法可以包括分析反射光的步驟和確定病理學位置以及確定病理學特征的步驟。在某些實施方案中,所述分析反射光的步驟可以包括:建立彩色圖像。通過觀察所述彩色圖像,可以確定病理學的存在,并可以進一步確定它沿著內腔的定位。此外,還可以從所述彩色圖像推斷出病理學特征(例如它的血液濃度),例如,通過檢查它在不同圖像區域處的灰度級、成像的病變區域和它的成像的環境。

在某些實施方案中,所述分析散射光和反射光的步驟可以由分析單元或由體內裝置的操作員來完成。分析單元可以是體內裝置的一部分,或者可以位于它的外部。

在本發明的一個實施方案中,執行光譜分析的體內成像裝置可以包括球形窗。所述裝置可以另外包括至少4個照明源和1個圖像傳感器,所述照明源用于在不同波長照明組織。在某些實施方案中,所述裝置可以包括這樣的光學裝置:其用于將從所述至少4個照明源發射的光引導至反射器上,所述反射器適于將來自所述照明源的光束重新引導至組織上。這樣的反射器的一個例子可以是錐面鏡。所述反射器(例如錐面鏡)可以被構造成,將被引導的光以基本上與所述裝置的視界角平行的角度透射在所述組織上。在某些實施方案中,所述反射器(例如錐面鏡)可以位于球形窗的中央,以便避開雜散光。在某些實施方案中,所述裝置可以另外包括這樣的光學系統:其用于將從所述組織散射和反射的光聚焦在圖像傳感器上。在某些實施方案中,所述的至少4個照明源、圖像傳感器、反射器和光學系統可以位于球形窗的凹側的后面,且可以貫穿其中工作。

在某些實施方案中,照明區可以與視野基本上相同,即照明角可以與視界角基本上平行。

在某些實施方案中,在所述裝置內的光學裝置可以包括準直透鏡,所述準直透鏡用于造成從所述至少4個照明源發射的光以平行光束的形式出現。所述裝置可以另外包括折疊鏡,所述折疊鏡用于將所述平行光束重新導向聚光透鏡,使得所述聚光透鏡用于會聚光束并將它導向錐面鏡。

根據一些實施方案,所述至少4個照明源中的至少2個可以在適用于確定血液在所述組織中的存在的波長照明,并且另外2個照明源可以在適用于確定膽汁或其它腸內容物的存在的波長照明。在某些實施方案中,所述適用于確定血液存在的波長可以選自400-600nm的范圍,且所述用于確定膽汁或其它腸內容物的存在的波長可以選自600-900nm的范圍。

在某些實施方案中,執行光譜分析的體內成像裝置可以包括球形窗。所述裝置可以另外包括用于在不同波長照明組織的照明單元。在某些實施方案中,所述照明單元可以位于所述球形窗的中央。在某些實施方案中,所述裝置可以另外包括圖像傳感器和光學系統,所述光學系統用于將從所述組織散射和反射的光聚焦在圖像傳感器上。在某些實施方案中,所述的照明單元、圖像傳感器和光學系統可以位于球形窗的后面。

在某些實施方案中,所述照明單元可以包括至少4個照明源,所述照明源用于在不同波長照明組織。

根據其它實施方案,執行光譜分析的體內成像裝置可以包括:用于照明組織的第一照明源、圖像傳感器和光學系統,所述光學系統用于將從所述組織反射出的光聚焦在圖像傳感器上。在某些實施方案中,所述裝置可以另外包括微型光譜儀,其位于用于收集散射光的第二照明源緊鄰處。在某些實施方案中,所述微型光譜儀可以包括光柵和檢測器,所述光柵用于將從所述組織散射的光分離成分離的特定波長,所述檢測器用于收集所述分離的散射光。

在某些實施方案中,所述微型光譜儀可以包括多個像素,所述像素排列為向量檢測器。在其它實施方案中,所述微型光譜儀可以包括多個像素,所述像素排列為矩陣檢測器。

在某些實施方案中,所述裝置可以包括圓柱形聚焦透鏡,其用于接收被光柵分離以后的分離的散射光,并用于將每種分離的特定波長聚焦在形成微型光譜儀的多個像素的不同的特定像素上。

在某些實施方案中,用于執行光譜分析的方法可以包括下述步驟:將體內成像裝置插入患者的內腔中,所述裝置類似于包含錐面鏡的裝置。所述方法可以另外包括下述步驟:通過投射離開錐面鏡的光,照明患者的組織內腔。在某些實施方案中,所述方法可以包括:收集從組織內腔反射和散射的光。所述方法可以另外包括:分析反射光和散射光,和確定病理學位置以及病理學特征。在某些實施方案中,所述分析步驟可以包括:獲取彩色圖像,根據所述彩色圖像,可以確定病理學沿著內腔的位置,而所述病理學特征可以通過分析散射光來確定(例如分析不同波長的散射光)。

在其它實施方案中,用于執行光譜分析的方法可以包括下述步驟:將體內成像裝置插入患者的內腔中,所述裝置類似于包含微型光譜儀的裝置。所述方法可以另外包括:照明患者的組織內腔,和通過圖像傳感器收集從所述組織內腔反射出的光。在某些實施方案中,所述方法可以包括:通過微型光譜儀收集從所述組織內腔散射出的光。所述方法可以另外包括:分析反射光和散射光的步驟,和確定病理學沿著內腔的位置以及確定病理學特征的步驟。

附圖說明

在結合附圖考慮下面的詳細描述以后,將會明白本發明的上面的和其它的目的和優點,在所述附圖中,附圖標記始終表示相同的部件,并且在附圖中:

圖1解釋了根據本發明的一個實施方案的體內成像裝置的示意縱向剖視圖;

圖2解釋了根據本發明的一個實施方案的照明和光收集方案的示意圖;

圖3A-3C分別解釋了根據本發明的一個實施方案用于執行光譜分析的示意系統、介質吸收相對于波長的示意圖和組織反射率相對于波長的示意圖;

圖4解釋了根據本發明的第三個實施方案的體內成像裝置的示意縱向剖視圖;

圖5A-5B解釋了根據本發明的第四個實施方案的體內成像裝置的示意縱向剖視圖和各個橫截面前視圖;

圖6A-6B解釋了根據本發明的第五個實施方案,體內成像裝置的示意縱向剖視圖和裝置的部件之一的各個部分分解圖;

圖7解釋了根據本發明的一個實施方案的用于執行光譜分析的方法;

圖8解釋了根據本發明的另一個實施方案的用于執行光譜分析的方法;和

圖9解釋了根據本發明的另一個實施方案的用于執行光譜分析的方法。

應當理解,為了圖解的簡潔和清楚,在圖中顯示的元件不一定按比例尺繪制。例如,為了清楚,有些元件的尺寸可能相對于其它元件放大。此外,在認為適當時,可以在附圖中重復附圖標記,以指示對應的或類似的元件。

具體實施方式

在下面的詳細描述中,闡述了眾多具體的細節,以便提供對本發明的透徹理解。但是,本領域技術人員應當理解,本發明可以在沒有這些具體細節的情況下實現。在其它情況下,沒有詳細地描述眾所周知的方法、操作和部件,不至于使本發明含糊。

下述的體內成像裝置是迄今已知的當前彈性散射檢測裝置的改進。在本發明中描述的體內裝置可以提供照明的組織的圖像以及關于照明的組織的光譜分析信息,這可以使醫師能夠提供對患者狀況的更準確和完整的分析。所述醫師接收與病變沿著內腔的位置有關的信息,例如病變位于胃腸道的哪個器官處(這可以從在本發明中描述的體內裝置可以獲取的彩色圖像以及關于病變診斷的信息(這可以通過本發明的體內裝置獲取的光譜信息確定)確定)。另外,在本發明中描述的體內裝置可以是可吞服的、獨立的、無線裝置,其可以比迄今已知的當前彈性散射檢測裝置更容易地插入患者中。但是,本發明不限于可吞服的獨立裝置,且可以涉及其它裝置,諸如內窺鏡或其它探頭。

現在參考圖1,該圖解釋了根據本發明的一個實施方案的體內成像裝置的示意縱向剖視圖。根據本發明的實施方案,如在圖1中所解釋的,體內成像裝置100可以是可吞服的獨立裝置,其不包括與外部裝置的有線連接。所述體內成像裝置100可以是自己提供動力的,且可以通過無線傳輸將收集的信息傳輸給外部接收器。體內裝置100可以是膠囊形或球形,盡管可以使用其它形狀,只要它們能夠實現容易的插入和裝置100在體內內腔(例如胃腸道)中的穿過。

根據本發明的實施方案,體內裝置100可以包括多個照明單元10,以便隨著裝置100沿著內腔移動而照明內腔壁,例如內腔壁16。在某些實施方案中,照明單元10可以包括至少4個照明源(例如照明源11、12、13和14)的矩陣。在某些實施方案中,可以存在超過一個位于圖像傳感器20旁邊的照明單元10,例如可以存在4個位于成像儀20周圍的照明單元10。可以使用其它數目的照明源/照明單元。裝置100的光源構型(使得超過一個照明單元矩陣10相對于光學系統17環形對稱地定位)的優點是,不同的照明源11、12、13、14(和/或其它)可以相對均勻地分布光,以在光學成像系統17的視野中實現相對均勻的光分布。

在某些實施方案中,照明源,諸如命名為11和12的那些,可以以適用于確定血液在所述組織中的存在的波長照明。例如,照明源11和照明源12可以以選自415nm、540nm、560nm、570nm和600nm的任意波長照明,因為這些是在血液中(特別是在血紅蛋白中)具有良好吸光度的波長的例子。可以使用在血液中具有良好吸光度的其它波長。可以使用其它數目的照明源,所述照明源以適用于血液檢測的波長照明。在特定中心波長(其在血紅蛋白中具有良好吸光度)照明的LED的例子可以是,由Kingbright制造的在430nm照明的KPHK-1608MBC、由Nichia制造的在470nm照明的NESB007A、由Osram制造的在523nm照明的LTL29S、由Bivar制造的在555nm照明的SM0603PGC、由Toshiba(EBV)制造的在562nm照明的TLPGE1008A、在674nm照明的由Toshiba(EBV)制造的TLGE1008A或由Kingbright制造的KPHHS-1005CGCK、以及由Avago(Farnell)制造的在605nm照明的HSMD-C190。可以使用其它LED或任意其它合適的光源。

在某些實施方案中,照明源諸如13和14可以以適用于檢測膽汁或其它腸內容物的波長照明。例如,照明源13可以以700nm的波長照明,照明源14可以以850nm的波長照明。在某些實施方案中,照明源13和14可以以選自600nm至900nm的波長范圍的任意波長照明,因為該波長范圍在膽汁中具有良好吸光度(然而這些波長在血紅蛋白中基本上不具有吸光度)。可以使用在膽汁或其它腸內容物中具有良好吸光度的其它波長。可以使用其它數目的照明源,所述照明源以適于檢測膽汁或其它腸內容物的波長照明。在特定中心波長(其在腸內容物中具有良好吸光度)照明的LED的例子可以是,由Kingbright制造的在610nm照明的KPHHS-1005SECK、由Avago(Farnell)制造的在630nm照明的HSMS-C190、由Bivar制造的在660nm照明的SM0603URC、由Kingbright制造的在880nm照明的KP1608SF4C、以及由Epitex制造的分別在610nm、700nm和820nm照明的SMT610、SMT700和SMT820。可以使用其它LED或任意其它合適的光源。

為了確定反射光是否指示血液的存在和諸如膽汁等其它內腔內容物(其具有與血液的傳播光譜類似的傳播光譜)的不存在,需要將反射光與血液的傳播光譜以及與膽汁的傳播光譜進行對比。在本發明的共同受讓人的標題為“DEVICE,SYSTEM?AND?METHOD?FOR?DETECTION?OF?BLEEDING”的國際公開申請號WO2010/086859(其通過引用整體并入本文)中描述了確定血液、膽汁或二者是否在體內存在的方法。例如,根據WO2010/086859的圖11的描述,計算“血液評分”和“膽汁評分”,以便區分血液在體內的存在和膽汁的存在。“血液評分”可以從至少2個讀數計算出,所述讀數測量至少2個選自400-600nm范圍的不同波長(在這些波長處,血液高特異性地吸收光)的光強度,而“膽汁評分”可以從至少2個讀數計算出,所述讀數檢測至少2個選自600-900nm范圍的不同波長(在這些波長處,膽汁高特異性地吸收光)的光強度。處理器可以在測量的傳播光譜(“血液評分”和“膽汁評分”)和對應的參比光譜之間進行對比,且可以確定膽汁、血液或二者的濃度。

在其它實施方案中,作為包含如上所述的照明源組的照明單元10的替代,照明源11、12、13和14可以彼此隔開地定位,且不是在照明源矩陣內。在某些實施方案中,不是在矩陣內、而是彼此隔開地定位的每個照明源11、12、13、14中的至少一個(和/或其它照明源)可以在成像儀20周圍相對于光學系統17對稱地定位。

根據一些實施方案,成像儀20可以包括“標準的”RGB成像儀,例如成像儀20可以是包含Bayer濾光器排列的CMOS或CCD圖像傳感器。為了收集反射光和以后建立彩色圖像,所述彩色圖像將輔助確定體內息肉的存在和嚴重程度,少數照明和光收集方法可以是可能的。一種方法可以是交替模式的照明,例如在不同的時間段用不同的照明源照明。例如,照明源11可以單獨照明某個預定的時段,照明源12可以在此后照明相同的或不同的預定的時間段。僅在此時,照明源13可以照明預定的時段,照明源14然后可以繼續照明另一時間段。在存在超過一個具有相同波長的照明源(不論它是照明源11、12、13、14或其它照明源中的任一個)的實施方案中,具有相同波長的每個照明源同時照明,隨后是具有不同波長的下一類照明源。通過使用這種交替照明源的模式,成像儀不需要任何特殊的濾光器,并且由處理器(未顯示)在以后建立在所有波長處的所有反射光的合并圖像,所述處理器可以位于裝置100內或在裝置100外部。

在其它實施方案中,可以使用其它照明方法和收集光方法。例如,成像儀20可以包括幾個濾光器,所述濾光器與照明源的波長相對應。這樣的濾光器可以是窄帶濾光器、干涉濾光器或衍射光學元件(DOE)濾光器。如圖1所示,成像儀20可以包括像素級濾光器,例如濾光器21、22、23和24,它們分別與照明源11、12、13和14對應。也就是說,成像儀20的不同的像素具有與照明光的波長相對應的不同的色彩敏感度。在某些實施方案中,由于成像儀20包括用于收集在不同的特定波長(其與照明光的波長相對應)的光的濾光器,不需要以交替模式照明,而是相反,所有照明源可以同時照明。可以從由成像儀20收集的光建立彩色圖像,并由此可以推斷出病變的存在和診斷。

在某些實施方案中,成像儀20(圖1)可以包括針對藍、綠和紅光譜中的每一種的長通路濾波器、短通路濾波器、寬帶通濾波器或它們的組合。例如,成像儀20可以包括在它前面的幾個濾光器;可以使用濾光器1、濾光器2和濾光器3(未顯示)。濾光器1可以用于過濾根據光-通路曲線表示為濾光器1的藍光譜,濾光器2可以用于過濾根據光-通路曲線表示為濾光器2的綠光譜,濾光器3可以用于過濾根據光-通路曲線表示為濾光器3的紅光譜。在某些實施方案中,濾光器1和濾光器3可以是與濾光器2一樣的寬帶通濾波器,而在其它實施方案中,濾光器1可以是短通路濾光器,且濾光器3可以是長通路濾光器。可以在像素級實現的大規模長通路濾光器(例如濾光器3)的例子可以是LPF-600、LPF-650、LPF-700,它們由CVI?Melles?Griot,Albuquerque,New?Mexico制造。可以在像素級實現的大規模短通路濾光器(例如濾光器1)的例子可以是SPF-400、SPF-450、SPF-500,它們由CVI?Melles?Griot,Albuquerque,New?Mexico制造。可以在像素級實現的大規模寬帶通濾波器(例如濾光器2)的例子可以是F40-550.0-4、F70-550.0-4,它們由CVI?Melles?Griot,Albuquerque,New?Mexico制造。可以使用長通路、短通路和寬帶通濾波器各自的其它例子。

現在參考圖2,該圖解釋了根據本發明的一個實施方案,在波長-強度圖上的照明和光收集方案的示意圖。根據一些實施方案,可以實現另一種圖像獲取方法,它是以交替模式照明(其中每個照明源在不同的時間段照明)之間和使用放置在圖像傳感器上的復合濾光器之間的折中方案。該折中方案適合用于沿著體內內腔(例如沿著胃腸道)被動移動的體內裝置,且其不是機動性的,諸如自主的可吞服的膠囊。當使用相對大數目的照明源和在不同的和單獨的時間段照明每個照明源時,所述照明過程可能是耗時的,使得在每個照明時段獲得的圖像不可能相同,因為所述裝置已經沿著內腔移動至新位置。這可能在以后建立彩色圖像時造成困難。另一方面,將復合濾光器添加到圖像傳感器上可能是昂貴的,即使假定這樣的濾光器實際上可得到。因此,下述照明和光收集方法可以在如本發明所述的體內裝置中容易地實現,并結合了前述的方法二者的優點。

在某些實施方案中,所述照明方案可以使得,具有由曲線λ1、λ2、λ3、λ4、λ5和λ6描繪的照明方案的特定中心波長的照明源可以以交替模式照明,但是在照明源組之間交替。例如,第一組照明源(各自具有特定中心波長,它們可以同時照明)可以包括:在藍光譜區域照明的多個照明源之一(例如λ1)、在綠光譜區域照明的多個照明源之一(例如λ3)、和在紅光譜區域照明的多個照明源之一(例如λ5)。所有3個照明源λ1、λ3和λ5可以在第一時間段內同時照明,因為沿著波長軸在成像儀20的濾光器之間基本上不存在重疊,在照明源λ1、λ3和λ5的波長之間也不存在重疊。在某些實施方案中,在第一照明期之后,可以存在第二照明期,在這期間,第二組窄帶照明源可以同時照明。例如,在所述第二照明期中,在藍光譜區域照明的多個照明源之一(例如λ2,其可以在不同于λ1的波長照明)可以與在綠光譜區域照明的多個照明源之一(例如λ4,其可以在不同于λ3的波長照明)同時照明,并與在紅光譜區域照明的多個照明源之一(例如λ6,其可以在不同于λ5的波長照明)同時照明。此外,在成像儀20的濾光器之間基本上不存在重疊,在照明源λ2、λ4和λ6的波長之間也不存在重疊。可以使用其它數目的照明源組。

圖像傳感器20可以收集從在成像裝置100的視野中的組織或流體反射的光(圖1),所述光在每組的3個(或更多個)不同照明源的相同時間段或循環的3個光譜中。因此,整個照明組(例如上面公開的2個組)的總照明時間段可以短于當用每個照明源照明不同的和單獨的時間段時的總照明期。更短的總照明期可以實現在基本上相同的體內位置收集與每個光譜對應的反射光。在短時間段(例如2ms至4ms)內照明和收集反射光可以確保,在裝置已經移動到另一個體內位置上之前,從基本上相同的體內位置反射反射光。可由處理器(未顯示)產生的所有光譜的合并圖像可以類似于白光圖像。

在某些實施方案中,作為將像素級濾光器添加在圖像傳感器20上(圖1)的替代,可以使用其它大規模濾光器,其可以設置在整個圖像傳感器20上。由于標準的RGB成像儀(例如Bayer濾光器排列)包括能夠實現在藍、綠和紅光譜區域之間的重疊的濾光器,可以在成像儀20上設置額外的濾光器,其可用于防止由所述成像儀收集的在藍、綠和紅光譜區域中的照明的重疊。這些可以設置在圖像傳感器20上的濾光器允許3個純色(例如藍色、綠色和紅色)帶的傳播,并同時阻斷中間波長。因而,可以在沒有光譜之間的交叉的情況下,僅收集具有特定中心波長的每個照明源的光。可以僅收集每個照明源光譜的光,并且因此,除了建立內腔的彩色圖像的能力以外,每個收集的特定光譜可以用于指示組織特征(例如血液的存在)。可以放置在成像儀20上的這類大規模濾光器的例子可以是,由Omega?Optical?Incorporated制造的SPECTRAPLUSXB29、由Hoya制造的V30、由IRIDIAN制造的ZX000019或由Semrock制造的FF01-464/542/639-25,它們都是色彩增強型濾光器或色彩分離型濾光器。可以使用其它大規模濾光器,其基本上阻止藍色/綠色和綠色/紅色光譜之間的重疊區域。

在這樣的實施方案中,當將這樣的色彩增強濾光器放在成像儀20上時,具有特定中心波長的照明源可以以交替模式照明,所述照明源例如具有由曲線λ1、λ2、λ3、λ4、λ5和λ6描繪的照明方案(圖2)。照明的交替模式可以包括,一組照明源同時照明,每個照明源選自不同的光譜:藍色、綠色或紅色。例如,可同時照明的第一組照明源可以是λ1、λ3和λ5,而可同時照明的第二組照明源可以是λ2、λ4和λ6。由于照明是在同時照明的照明源組中實現,所有組總共的總照明期(例如2ms至4ms)可以相對短于當用每個照明源照明不同時間段(在不同照明源的照明期之后)時的總照明期。如關于圖2所述,在短時間段(例如2ms-4ms)內照明和收集反射光可以確保從基本上相同的體內位置反射反射光。在某些實施方案中,裝置100可以包括變送器(未顯示),通常是射頻(RF)變送器。由體內裝置100捕獲的圖像數據或其它數據可以作為數據信號通過無線連接(例如通過無線通信通道)、通過變送器經由位于所述裝置內的天線(未顯示)來傳輸。所述數據信號可以被外部記錄儀或接收器(未顯示)接收。

根據一些實施方案,從反射光建立圖像以后,整個圖像由操作員(例如醫師)或者由分析儀進行分析,所述分析儀在裝置100的內部或外部。可以分析所述圖像用于檢測潛在病變和用于檢測血液濃度。一旦檢測到捕獲的、具有潛在病變表象的表面,可以為圖像中的“病變區域”或者為相同圖像中的“病變區域”環境計算血液濃度。一種可能的從彩色圖像計算血液濃度的方法,可以通過計算圖像中的紅色區域的灰度級來實現。如果在“病變區域”處的計算的血液濃度比在它的環境中的血液濃度高,可以得出結論:它是癌性病變。但是,如果在“病變區域”中的血液濃度與在環境中的血液濃度大致相同,可以得出結論:所述病變是良性的。

下述方法可以在由包括多個照明源的任意裝置收集的光譜信息上實現,所述照明源中的每一個具有不同的特定中心波長(例如窄帶照明)。例如,下述方法可以在由體內裝置提供的光譜信息(例如從組織反射出的光建立的圖像)上實現,所述體內裝置例如體內裝置100(圖1)、體內裝置200(圖4,以后詳細描述)、體內裝置300(圖5A-5B,以后詳細描述)或體內裝置400(圖6A-6B,以后詳細描述)。可以使用可提供光譜信息(例如收集的反射光)的其它裝置,例如,內窺鏡或包括窄帶照明源的任意其它裝置或探頭。這些執行光譜分析并從而從彩色圖像確定血液濃度水平的方法,可以通過計算由所述裝置內含的圖像傳感器收集的光強度來實現。在計算收集的光強度以后,可以求出組織在每個照明波長的反射。所述方法可以包括:對比所述組織對不同照明波長的反射,和確定病變是癌性的或良性的。

用于計算每個照明波長的照明強度的支配方程可以定義如下:

(i) I λ i = I 0 λ i · A · R λ i D 2 · exp ( - 2 D · C cont · γ λ i - 2 Dβ ) ]]>

其中:

Iλi是,在用照明源在波長λi照明以后,由體內裝置內含的圖像傳感器收集的光的強度(除了取決于照明波長以外,Iλi取決于:光學設計例如焦距值,和成像儀設計例如像素大小。但是,由于光學設計和成像儀設計是固定的,因此由相同裝置照明的任意波長不變,它們可以從計算中忽略);

I0λi是可以在波長λi照明的照明源的照明強度;

A是反照率系數,其代表依賴于入射角的組織反射率(A與波長具有低相關性);

Rλi是組織反射率,其取決于照明波長和組織組成;

D是體內裝置和組織之間的距離(圖3A);

Ccont是存在于裝置和組織之間的內容物或介質的濃度;

γλi是內容物/介質在波長λi處的吸光系數;和

β是內容物/介質的散射系數,其與波長具有低相關性。

為了簡潔起見,可以將Ccont和γλi合并成一個變量αλi。αλi可以代表存在于裝置和組織之間的內容物/介質的吸光度。αλi是濃度依賴性的。

因此,方程式(i)可以簡化成:

(ii) I λ i = I 0 λi · R λ i · A D 2 · e ( - 2 D · α λ i - 2 Dβ ) ]]>

如上所述,對比由不同照明波長造成的組織反射,可以提供對血液濃度的指示。在某些實施方案中,假定組織的血液濃度與在不同波長時組織的反射之比成比例。例如,血液濃度與或成比例,

其中

Rλi是在波長λi處來自組織的反射率;

λ1和λ2是血紅蛋白的吸光度處于高水平、接近或處于它的峰值時的波長;和

λ3是選自特定波長范圍的波長,在所述范圍處,血紅蛋白的吸光度非常弱。

例如,λ1可以是540nm,λ2可以是560nm,λ3可以是610nm或更大。

適當波長的另一個例子:λ1可以是576nm,λ2可以是560nm,λ3可以是610nm或更大。

在某些實施方案中,可以假定,所述裝置運行在“清潔”環境,也就是說,在裝置和組織之間不存在內容物或介質,因而可以從方程式(ii)中忽略αλi和β。

因此,根據下式可以求出比率和

(iii) R λ 3 R λ 1 = I λ 3 I λ 1 ]]>和 R λ 3 R λ 2 = I λ 3 I λ 2 ]]>

該計算可以對“病變區域”和它的環境進行,然后可以對比2個“真實的”血液濃度,以便確定病變是癌性的或良性的。

在其它實施方案中,為了獲得關于計算的血液濃度的準確度的更可靠結果,需要估測病變到成像儀的距離和它的環境到成像儀的距離,并估測在組織和病變周圍的介質的吸收,因為實際上,所述環境并非清潔環境。可以如本發明的共同受讓人的標題為“DEVICE,SYSTEM?AND?METHOD?FOR?ESTIMATING?THE?SIZE?OF?AN?OBJECT?IN?A?BODY?LUMEN”的美國專利申請公開號2009/0097725(其通過引用整體并入本文)的圖4中所述,測量距離。例如,通過激光斑點距離和灰度級的組合,可以計算物體(例如息肉)的距離。

介質的吸收是波長依賴性的。可能存在這樣的情況:其中與靠近裝置100的組織相比,例如遠離裝置100的病變會吸收更多的光,因為在病變周圍的介質在被照明的特定波長較好地吸收。這可能影響距離測量計算,因此,需要將包圍病變的介質的吸收的影響標準化,使得病理學指示不依賴于介質吸收(αλ[以mm倒數來測量]),而是依賴于組織或病變吸收。

例如,照明源強度可以是I0。所述照明源可以以強度I1照明位于短距離D1處的組織,同時它可以以強度I2照明位于更長距離D2處的組織。由于未知在任何組織位置處的組織反射率(Rλi),其取決于照明波長和組織組成,應當計算來自2個已知組織位置(例如D1和D2是已知的)的反射率。

根據下述方程式(其中β代表散射系數)進行計算:

(iv) I 1 = I 0 · R 1 ( D 1 ) 2 · e ( - 2 α λ · D 1 - 2 β · D 1 ) ]]>

(v) I 2 = I 0 · R 2 ( D 2 ) 2 · e ( - 2 α λ · D 2 - 2 β · D 2 ) ]]>

可以按照每個波長為2個距離D1和D2進行計算,然后可以求出吸收系數βλ,并推論,使得息肉的存在的指示將僅取決于息肉吸收,因為消除了介質吸收的影響。

在某些實施方案中,可以進行其它計算,以便確定需要照明的波長的數目(即照明源的數目),以及確定可以從其中選擇照明源的波長的范圍,從而進行光譜分析。確定的波長和波長的數目是針對可以在體內裝置(諸如裝置100)中實現的照明源。在體內裝置(諸如裝置100)穿過內腔傳送以后或過程中,可以使用下述計算,以便分析組織對選定波長的吸收相對于存在于體內裝置和組織之間的介質對選定波長的吸收。在組織吸收相對于介質吸收之間的對比,可以提供關于組織中的照明的病變是癌性的或良性的更準確的估測。

現在參考圖3A-3C,它們分別解釋了在根據本發明的一個實施方案的方法中使用的執行光譜分析的示意系統(3A)、介質吸收相對于波長的示意圖(3B)和組織反射率相對于波長的示意圖(3C)。從圖3B-3C可以看出,介質的吸收系數和組織的反射率系數取決于照明波長λi,即介質吸收由αλi表示,組織反射率由Rλi表示。可以使用下述方程式,以便計算在不同波長處的組織反射率Rλi,其可以指示組織光譜特征(例如照明的病變是癌性的或良性的):

(vi) I λ i = I 0 λi · R λ i · A D 2 · e ( - 2 D · α λ i ) ]]>

其中:

I0λi是照明源的照明強度,所述照明源可以在波長λi照明;

Iλi是由體內裝置內含的圖像傳感器收集的光的強度(除了取決于照明波長以外,Iλi取決于:光學設計例如焦距值,和成像儀設計例如像素大小。但是,由于光學設計和成像儀設計是固定的,因此對于任意照明波長而言是不變的,它們可以從計算中忽略);

D是體內裝置和組織之間的距離(圖3A);

Rλi是組織反射率,其取決于照明波長和組織組成;和

A是反照率系數,其代表依賴于入射角的組織反射率(A基本上不依賴于波長)。

為了估測在血液吸收波長范圍中的組織反射率,應當在方程式(iv)中實現特定波長,例如λ1-λ4,這樣:

(1) I λ 1 = I 0 λi · R λ 1 · A D 2 · e ( - 2 D · α λ 1 ) ]]>

(2) I λ 2 = I 0 λi R λ 2 · A D 2 · e ( - 2 D · α λ 2 ) ]]>

(3) I λ 3 = I 0 λi · R λ 3 · A D 2 · e ( - 2 D · α λ 3 ) ]]>

(4) I λ 4 = I 0 λi · R λ 4 · A D 2 · e ( - 2 D · α λ 4 ) ]]>

可以分解和操作方程式(3)和(4),以便得到方程式(6):

(6) ln ( I λ 3 I λ 4 ) = - 2 D ( α λ 4 - α λ 3 ) ]]>

圖3A解釋了體內裝置和組織之間的距離D。對于不同的波長,所述組織可以具有不同的反射率Rλi。當通過例如灰度級已知距離D(如上所述)并且可以從按照任意波長收集的圖像水平知道Iλi時,那么可以求出差介質在波長λ4處的吸收系數與介質在波長λ3處的吸收系數之間的差異可以代表在圖3B中解釋的曲線之一的斜率。如圖3B-3C所示,介質吸收在波長λ4和λ3處的光(圖3B),而具有高反射率的組織因此基本上不吸收在這些波長處的光,這可以從λ4和λ3之間的曲線(其升高并恒定)觀察到(圖3C)。

圖3B解釋了對于不同的介質濃度而言,介質相對于波長的吸收系數。如在圖3B中所解釋的,介質濃度越高,它吸收的光越多。介質的吸收系數是照明波長和介質的濃度二者的函數。在某些實施方案中,所述介質可以是膽汁,因而它的吸收系數對照明波長和對不同濃度的依賴性可以是已知的,由此產生圖3B。在其它實施方案中,其它介質可以存在于體內,并可以研究它們的吸收系數對照明波長的依賴性,以便產生與在圖3B中解釋的圖類似的圖。當將差與圖3B中的曲線之一的對應斜率進行對比時,可以發現介質(例如膽汁)的濃度,因而從對應的曲線可以求出每個波長的吸收系數。一旦已知每個波長的吸收系數,使用選自方程式(1)至(4)的任意2個方程式,可以求出組織反射率(Rλi)和反照率(A)。

在某些實施方案中,在體內裝置和組織之間的距離D可以是未知的,或者不可通過諸如灰度級等方法計算出,因而應當進行其它計算,以便求出每個波長的組織反射率(Rλi)。需要使用額外波長(例如λ5)的計算:

(5) I λ 5 = I 0 λi · R λ 5 · A D 2 · e ( - 2 D · α λ 5 ) ]]>

在某些實施方案中,類似于λ3和λ4,還選擇λ5作為介質吸收光、而組織基本上不吸收光的波長。

然后操作方程式(5)和(4),以便得到與方程式(6)類似的方程式:

(7) ln ( I λ 4 I λ 5 ) = - 2 D ( α λ 5 - α λ 4 ) ]]>

由于D是未知的,將方程式(6)除以方程式(7),以便減少該方程式對D的依賴性:

(8) ln ( I λ 3 I λ 4 ) ln ( I λ 4 I λ 5 ) = ( α λ 4 - α λ 3 ) ( α λ 5 - α λ 4 ) ]]>

方程式(8)可以提供圖3B中的任意曲線在不同波長處的斜率之間的比率。從曲線的形狀可以推斷出與斜率比相對應的介質的濃度,因而從濃度圖可以求出每個波長的吸收系數。一旦已知每個波長的吸收系數,可以從方程式(6)和(7)中的任一個發現距離D。使用選自方程式(1)至(5)的任意2個方程式,可以求出組織反射率(Rλi)和反照率(A)。

根據其它實施方案,可以如下計算組織反射率(Rλi):例如,將方程式(2)除以方程式(1),從而減少對A的依賴性,并保持Rλ2/Rλ1的比率。該比率可以與已知的組織反射率圖進行對比,例如,對于不同的血液濃度,血液反射率相對于波長。在圖3C中解釋了這樣的組織反射率相對于波長的圖。由于比率Rλ2/Rλ1僅可以與這些曲線之一(即一種血液濃度)相對應,可以確定與組織/血液反射率之比相對應的血液濃度,并由此可以確定每個λ2和每個λ1的組織/血液反射率。

因此,為了用體內裝置(諸如裝置100)執行光譜分析,在其中已知或可以計算出距離D(體內裝置和組織之間的距離,圖3A)的實施方案中,所述體內裝置需要用至少2個照明源照明,所述照明源具有這樣的中心波長:在此處,介質吸收光,而組織基本上不吸收光(例如λ3和λ4)。另外,所述裝置需要用至少2個照明源照明,所述照明源具有這樣的中心波長:在此處,介質和組織都吸收光(例如λ1和λ2)。然而,在其中未知D的實施方案中,所述裝置需要以至少一個額外的中心波長照明,在所述中心波長處,介質吸收光,而組織基本上不吸收光(例如λ5)。

現在參考圖4,該圖解釋了根據本發明的第三個實施方案的體內成像裝置200的示意縱向剖視圖。根據圖4的體內裝置200類似于裝置100(圖1),因為它們都具有確定組織16中的血液的濃度的能力。如上面關于裝置100所述的計算血液濃度的方法同樣可以關于裝置200進行使用。但是,裝置200具有下述額外優點:獲取彈性散射光數據,并因而可以提供關于細胞核的大小和它們在組織16內的排列的信息,所述信息可以教導病理學進展的階段,即病理學嚴重程度。

根據一些實施方案,裝置200可以包括光導裝置,其用于引導來自照明單元10的光,使得所述光從位于裝置200的光軸上的點(鄰近透鏡205且在它和窗220之間)基本上導向組織16。根據一個實施方案,這可以如下實現:使用包括準直透鏡201、折疊鏡202和聚光透鏡203的排列,所述聚光透鏡203可以將光從照明單元10引導至錐面鏡204上。在某些實施方案中,準直透鏡201可以位于照明單元10和窗220之間。準直透鏡201可以造成從照明單元10發射的光以平行光束201’的形式出現。平行光束201’然后可以到達折疊鏡202,所述折疊鏡202可以使所述光束的方向轉移基本上90度,從而將光重新導向聚光透鏡203,所述聚光透鏡203可以會聚光束,且可以將光束導向具有圓錐形狀的鏡子204,其在下文中被稱作錐面鏡。在某些實施方案中,錐面鏡204可以包括平表面或彎曲表面。

當光所透過的窗具有球的形狀時,或者當所述窗的至少部分是球形時,通過將照明源定位在球面或球形區域的曲率中心處,或者通過造成光從球面的中心投射(這可以用設置在球面中心處的錐面鏡204來實現),可以避免雜散光(例如內部反射光)的感知。因而,所有反射光僅被反射回球面中心(或僅朝向錐面鏡),且不朝向球面內的其它部件。例如,位于球形窗220的凹側內的光學系統230的透鏡(例如透鏡205、206和207)中的任一個可以不暴露于反射光,例如光束222,從而避免圖像模糊。因此,裝置200可以具有球形狀,或者可以至少包括球形窗,至少照明單元10、光學系統230和圖像傳感器20可以位于所述球形窗的凹側內。在某些實施方案中,由于錐面鏡204位于裝置200的球形外殼的中心處,或者位于裝置200的球形光學窗220的中心處,任何反射光可以被反射回錐面鏡204上,從而避免任何圖像模糊。因此,在某些實施方案中,錐面鏡204位于系統230的光軸上,在球形窗220的中心處,且成像儀20可以收集從組織反射的光,且不收集從球面內反射的光。

錐面鏡204可以造成從照明單元10投射在它上面的照明以與成像儀20的視野(FOV)角度類似的角度到達組織16,例如照明區(FOI)與FOV基本上重疊。這可以確保,成像儀20基本上完全觀察到從組織16反射和/或散射的照明。為了收集盡可能多的散射光(其可以提供病理學特征的指示,例如組織內的細胞核的大小和排列),應當在與照明角度基本上相同的角度收集散射光。根據圖4,照明區(FOI)與視野(FOV)基本上重疊,照明角和光獲取角基本上相同。

例如,投射在錐面鏡204上的光然后可以以在光束220A和光束220B之間的任意角度投射在組織16上。根據一些實施方案,所述2個光束220A和220B限定FOI。然后可以在散射光束221A和散射光束221B之間的任意角度,從組織16反射和散射光。根據一些實施方案,所述2個散射光束221A和221B限定FOV。如在圖4中所解釋的,所述FOI與FOV基本上重疊,因而收集的散射光的一部分處于最大值。

在某些實施方案中,照明單元10可以包括多個照明源,例如如上所述的照明源11、12、13和14(圖1)。可以使用其它光源組合。

在某些實施方案中,散射光(例如散射光束221A和221B)可以穿過光學系統,所述光學系統可以將所述散射光聚焦在成像儀20上。這樣的光學系統可以包括多個透鏡,例如透鏡205、206和207。可以使用用于將散射光聚焦在成像儀20上的其它光學元件。

在胃腸道中的疾病經常表現在上皮層(100-200μm深)中,這是最接近組織表面的層。從上皮層反射和散射的光被偏振,而從內層反射的光卻未被偏振。因而,為了區分從上皮層反射的光和從內層反射的光,可以使用偏振器。在某些實施方案中,光學元件206可以包括偏振器。當光學元件206包括偏振器時,照明單元10還可以包括這樣的偏振器:它的偏振方向與在元件206處接收的偏振光的偏振方向對齊。用于偏振從照明單元10發射的光的偏振器可以位于準直透鏡201和折疊鏡202之間,或者位于折疊鏡202和聚光透鏡203之間。可以在裝置200中包括偏振器,以便僅收集從最接近組織表面的組織層反射和散射的光。

在某些實施方案中,圖像傳感器20可以包括標準的RGB濾光器(例如Bayer濾光器排列)。并且照明源11、12、13和14可以以交替模式照明。可以使用另一種照明和光收集方案,其類似于在圖2中解釋的方案。在某些實施方案中,不同的照明時段可以是基本上相同的。在其它實施方案中,可以使用不同的照明時間段。

在其它實施方案中,成像儀20可以包括幾個與照明源的波長相對應的濾光器。這樣的濾光器可以是窄帶濾光器、干涉濾光器或衍射光學元件(DOE)濾光器。如上所述(圖1),成像儀20可以包括濾光器21、22、23和24,其中穿過每個濾光器的波長的范圍分別與照明源11、12、13和14的光的波長相對應。在某些實施方案中,由于成像儀20包括專門用于允許特定波長范圍(其與照明光的波長相對應)的光透過的濾光器,不需要以交替模式照明,而是相反,所有照明源可以同時照明。可以從由成像儀20收集的光建立彩色圖像,并由此可以推斷出息肉的存在和嚴重程度以及以及它們沿著內腔在體內的位置。

現在參考圖5A-5B,它們分別解釋了根據本發明的第四個實施方案的體內成像裝置的示意縱向剖視圖和各個橫截面前視圖。根據一些實施方案,裝置300可以包括球形窗330,在其后面放置了照明單元10、光學系統(其可以包括幾個透鏡,例如透鏡305、306和307)和圖像傳感器20。

在胃腸道中的疾病經常表現在上皮層(100-200μm深)中,這是最接近組織表面的層。從上皮層反射和散射的光被偏振,而從內層反射的光卻未被偏振。因而,為了區分從上皮層反射的光和從內層反射的光,可以使用偏振器。在某些實施方案中,透鏡306可以包括偏振器。當透鏡306包括偏振器時,照明單元10還可以包括這樣的偏振器:它的偏振方向與在透鏡306處接收的偏振光的偏振方向對齊。用于偏振從照明單元10發射的光的偏振器可以位于照明單元10和窗330之間。可以在裝置300中包括偏振器,以便僅收集從最接近組織表面的組織層反射和散射的光。

如上所述(圖4),為了避開裝置內的雜散光,所述裝置應當具有球形狀,或者應當具有球形截面,在所述球形截面后面放置照明源。此外,來自照明源的光應當從球面中心投射在組織上。如圖5A所示,裝置300可以包括照明單元10,所述照明單元10可以位于球形窗330的中央處。由于照明單元10位于球形窗330的中央處,可以避免雜散光(即窗330的凹側的內部反射光)的檢測。內部反射光可以被反射回球面中心(照明單元10位于此處)上,且不被反射回位于球形窗330的凹側內的其它部件上,從而可以避免圖像模糊。

除了避免雜散光以外,照明單元10的位置還有利于收集由照明單元10照射的光引起的基本上所有的散射光。如前所述(圖4),當FOI與FOV基本上重疊時,圖像傳感器20可以收集幾乎所有的散射光。FOI是由光束320A和320B之間的角來限定,而FOV是由散射光束321A和321B之間的角來限定。如圖5A所示,FOI與FOV基本上重疊,因而成像儀20可以收集基本上所有的散射光。

根據一些實施方案,象裝置200一樣,裝置300可以提供關于反射光和散射光的信息。因而,除了血液濃度(通過圖1所述的方法實現)以外,裝置300可以提供關于成像的組織中的細胞核的大小和排列的信息,它們二者可以指示病理學的嚴重程度以及它的進展階段。

根據一些實施方案,如在圖5B中所解釋的,位于球形窗330的中心處的照明單元10可以被幾個臂(例如臂311、312、313)保持就位。可以使用其它數目的臂。根據一些實施方案,將照明單元10保持在球形窗330的中央的臂可能阻擋某些FOV,但是可以選擇臂的寬度,使得阻擋盡可能最少的圖像區域。在某些實施方案中,為了阻擋更少的圖像區域,可能僅存在2個臂而不是3個臂。所述臂311、312和313可以連接在照明單元10和球形窗330之間,從而固定照明單元10相對于球形窗330的位置,使得它位于所述球形窗330的中央。在某些實施方案中,可以使電線穿過保持臂(311、312和/或313),所述電線用于將動力從裝置200的內部電源(未顯示)傳遞至照明單元10。

根據一些實施方案,裝置300可以包括照明單元10,所述照明單元10可以包括光源矩陣,例如光源11、12、13和14,如圖1所示。可以使用除了上述那些以外的其它照明源數目和其它照明源波長。照明單元10的大小可以小至0.7mm長度x0.7mm寬度,從而使照明單元10造成的圖像阻擋最小化。

根據一些實施方案,裝置300可以包括成像儀20。在某些實施方案中,成像儀20可以包括標準的RGB濾光器(例如Bayer濾光器排列)和可以以交替模式照明的照明源11、12、13和14(它們可以構成照明單元10)。在其它實施方案中,成像儀20可以包括濾光器(長通路濾波器、短通路濾波器、寬帶通濾波器或它們的組合),并且所述照明源可以以彼此同時照明的3個照明源組的形式照明(圖2)。在某些實施方案中,所述不同的照明組可以照明基本上相同時間段。在其它實施方案中,可以為每個組使用不同的照明時間段。

在其它實施方案中,成像儀20可以包括幾個濾光器,其中穿過每個濾光器的波長范圍與每個照明源的光的波長相對應。這樣的濾光器可以是窄帶濾光器、干涉濾光器或衍射光學元件(DOE)濾光器。如上所述(圖1),成像儀20可以包括濾光器21、22、23和24,其中穿過每個濾光器的波長范圍分別與照明源11、12、13和14的光的波長相對應。在某些實施方案中,由于成像儀20包括專門用于允許特定波長范圍(其與照明光的波長相對應)的光透過的濾光器,不需要以交替模式照明,而是相反,所有照明源可以同時照明。可以從由成像儀20收集的光建立彩色圖像,并由此可以推斷出息肉的存在和嚴重程度。

現在參考圖6A-6B,它們分別解釋了根據本發明的第五個實施方案,體內成像裝置的示意縱向剖視圖和裝置的部件之一的分解圖。根據一些實施方案,裝置400可以包括圖像傳感器430、光學系統402和至少2個照明源411和412,它們可以位于窗440的凹側內。根據其它實施方案,裝置400可以包括其它數目的照明源,例如裝置400可以包括4個圍繞成像儀430對稱地定位的照明源,例如每個照明源位于距成像儀430相同的距離處。

在胃腸道中的疾病經常表現在上皮層(100-200μm深)中,這是最接近組織表面的層。從上皮層反射和散射的光被偏振,而從內層反射的光卻未被偏振。因而,為了區分從上皮層反射的光和從內層反射的光,可以使用偏振器。在某些實施方案中,裝置400可以包括偏振器(未顯示),所述偏振器可以位于成像儀430的前面,例如在光學系統402和圖像傳感器430之間。當圖像傳感器430具有位于它前面的偏振器時,照明源411還可以包括這樣的偏振器:它的偏振方向與位于成像儀430前面的偏振器接收的偏振光的偏振方向對齊。用于偏振從照明源411發射的光的偏振器可以位于照明源411和窗440之間。可以在裝置400中包括偏振器,在它可以僅收集從最接近組織表面的組織層反射和散射的光的任意位置。

在某些實施方案中,照明源411和412(和/或其它照明源)可以是白光LED。照明源411可以照明組織16。可以由光學系統402收集反射光,所述光學系統402可以包括在圖像傳感器430上的聚焦透鏡,以便建立組織16的被照明區域的白光圖像。例如,照明源411可以將光束420B照射在組織16上,且反射光束421B可以由光學系統402收集,并投射在成像儀430上,以建立組織16的被照明區域的圖像。

在某些實施方案中,裝置400可以另外包括微型光譜儀408,其可以收集組織16的散射光。微型光譜儀408可以位于照明源412的緊鄰處。照明源411和412可以以交替模式工作,使得當照明源411照明組織16時,照明源412不工作,并由成像儀430獲取圖像。相反,當照明單元412照明組織16時,照明源411不工作,因而可以由微型光譜儀408收集光譜信息。例如,照明源412可以用光束420A照明組織16的一個區域。然后可以由微型光譜儀408收集來自組織16的基本上相同的被照明區域的散射光421A,所述微型光譜儀408可以分析散射光,且因而可以提供關于病理學特征的信息。為了確保微型光譜儀408會收集到由照明源412發射的基本上所有的光,即由微型光譜儀408分析的區域是與被照明的組織區域基本上相同,需要使角α具有最小的大小。在某些實施方案中,角α應當不大于10度,所述角α被限定在下述2個光束之間:從照明源412投射在組織16上的光束(例如光束420A),和從組織16散射并被微型光譜儀408收集的光束(例如光束421A)。

可以如下確定病理學的存在:觀察由成像儀430建立的白光圖像,由微型光譜儀408收集的散射光然后可以提供關于病理學特征(例如息肉嚴重程度)的額外細節。根據一些實施方案,微型光譜儀408可以包括多個像素(例如20個像素),所述像素排列為線檢測器或向量檢測器。可以使用其它微型光譜儀排列,例如,矩陣型檢測器。

在某些實施方案中,為了使微型光譜儀408收集已經被分成不同波長的光,需要用幾個光學元件分離散射光。如圖6B所示,微型光譜儀408可以包括聚焦透鏡405,所述聚焦透鏡405可以將散射光(例如光束421A)聚焦于光柵406上,所述光柵406實際上將散射光分離成構成它的各個波長。在某些實施方案中,在光柵406和檢測器408’(分離的光投射在其上面)之間,可以放置額外的透鏡407。透鏡407可以是圓柱形聚焦透鏡,其用于將每個分離的光線聚焦于它在檢測器408’上的對應位置。在某些實施方案中,圓柱形聚焦透鏡407可以接收分離的散射光421A(在它被光柵406分離成特定波長以后)。圓柱形聚焦透鏡407可以將每種分離的特定波長聚焦于不同的特定像素,所述特定像素是檢測器408’的一部分。

根據上面的描述,散射光(例如光線421A)可以提供關于組織16中的一個點的光譜信息。為了獲取關于整個組織線(其是組織16的一部分)的光譜信息,微型光譜儀408可以包括矩陣型檢測器,而不是僅僅向量檢測器。也就是說,來自組織16中的組織線的第一點的散射光可以被分離成單獨的波長(例如被光柵406分離)。每個分離的波長可以投射在對應的像素上,并且所有這樣的像素形成同一個第一向量檢測器。來自相同組織線的第二點的散射光也可以分離成單獨的波長(例如被光柵406分離)。第二組織點的每個分離的波長可以投射在形成第二向量檢測器的像素的不同的和對應的像素上,以此類推,直到相同組織線的所有點都被分析。因而,例如,使用光柵406,可以分離來自構成組織線的所有點的所有散射光束,并可以將其聚焦于構成矩陣檢測器的多個向量檢測器上。

在某些實施方案中,成像儀430可以對病變成像,盡管它可以不被微型光譜儀408分析,因為來自照明源412的光不可到達它(例如所述病變可以定位在照明源411對面,而不是照明源412對面)。但是,盡管不可直接得到與位于微型光譜儀408的視野之外的病變有關的光譜信息,可以間接得到與這樣的病變有關的光譜信息。稱作“場效應”的效應假定,例如,血液濃度的變化可以在這樣的位置處開始:所述位置不同于可見病變的精確位置。假定病變需要比正常組織更高的血液供應,必須建立新血管才能將更多的血液輸送至病變區域。這樣的新血管可能穿過沿著同一內腔位于可見病變位置之前和/或之后的組織區域。因而,可以在不同于病變區域的組織區域處觀察到血液濃度的增加,所述組織區域沿著同一內腔位于病變區域之前或之后。因此,位于病變附近的組織的光譜特征可以不同于位于離病變更遠距離處的正常組織的光譜特征,并且后者不會受到由病變引起的組織變化的影響。在某些實施方案中,基于從白光圖像得到的灰度級,可以計算在可見病變和進行光譜分析的組織位置之間的距離。可以估計,在離可見病變不同距離處的組織具有不同的光譜特征。因而,可以將由微型光譜儀408獲得的在離成像的病變一種或多種距離處的組織的光譜信息與預定的閾值進行對比,以便確定病變是癌性的或良性的。

現在參考圖7,該圖解釋了根據本發明的一個實施方案的用于執行光譜分析的方法。根據一些實施方案,用于執行光譜分析的方法可以包括:將可以包括多個照明源的體內成像裝置插入患者的內腔中,其中每個照明源可以在不同波長照明(610)。這樣的體內成像裝置可以類似于裝置100(圖1)。在某些實施方案中,所述方法可以包括:以交替模式照明患者的組織(620)。在某些實施方案中,所述體內裝置可以包括成像儀,所述成像儀可以包括標準的RGB濾光器,使得通過在不同的時間段操作所述多個照明源中的每一個以交替模式進行照明。在其它實施方案中,所述成像儀可以包括設置在其上面的色彩增強型濾光器或色彩分離型濾光器。所述濾色器可以適于防止成像儀收集的藍、綠和紅光譜區域中的照明之間的重疊。在這樣的實施方案中,所述多個照明源作為照明源組照明。每個組可以由下述照明源組成:一個在與光譜的藍色區域相對應的波長照明的照明源,一個在與光譜的綠色區域相對應的波長照明的照明源,和一個在與光譜的紅色區域相對應的波長照明的照明源。這樣,每組的3個不同的照明源可以同時照明,從而縮短照明期以及光收集期。

在某些實施方案中,所述方法可以另外包括:收集從組織內腔反射出的光(630)。這可以由所述裝置包含的成像儀來實現。在某些實施方案中,所述方法可以包括:分析反射光(640)和確定病理學位置以及確定病理學特征(650)。在某些實施方案中,所述分析反射光的步驟可以包括:建立彩色圖像。從所述彩色圖像,可以確定病理學的存在以及它沿著內腔的定位。此外,還可以從所述彩色圖像推斷出病理學特征(例如它的血液濃度),例如,通過檢查它在不同圖像區域處的灰度級、成像的病變區域和它的成像的環境(如上面關于圖1所述)。

在某些實施方案中,分析散射光和反射光的步驟可以由分析單元或由體內裝置的操作員來完成。分析單元可以是體內裝置的一部分,或者可以位于它的外部。

現在參考圖8,該圖解釋了根據本發明的另一個實施方案的用于執行光譜分析的方法。根據一些實施方案,用于執行光譜分析的方法可以包括:將體內成像裝置插入患者的內腔中,所述體內成像裝置可以包括錐面鏡(710)。這樣的體內裝置可以類似于裝置200(圖4)。在某些實施方案中,所述方法可以包括:通過投射離開錐面鏡的光,照明患者的組織內腔(720)。如上面關于圖4所述,來自至少4個照明源11、12、13和14的光可以投射在錐面鏡上,所述錐面鏡然后可以將光投射向組織。

根據一些實施方案,所述方法可以包括:收集從組織內腔反射和散射出的光(730),以及分析反射光和散射光的步驟(740)。在某些實施方案中,所述方法可以包括下述步驟:確定病理學位置以及病理學特征(750)。在某些實施方案中,所述分析散射光和反射光的步驟可以由分析單元或由體內裝置的操作員來完成。分析單元可以是體內裝置的一部分,或者可以位于它的外部。

在某些實施方案中,所述分析步驟可以包括:獲取彩色圖像,所述彩色圖像可以通過反射光和散射光獲得。在某些實施方案中,通過觀察所述彩色圖像,可以確定病理學沿著內腔的位置。在某些實施方案中,通過分析構成彩色的散射光的波長,可以確定病理學特征。由于在體內的不同物質可以具有可能隨病理學的存在而變化的光譜信號,并且由于在體內的這種物質的排列的變化可以由于病理學的存在而發生,特定波長可以指示病理學的存在或甚至病理學特征。

現在參考圖9,該圖解釋了根據本發明的另一個實施方案的用于執行光譜分析的方法。在某些實施方案中,將體內成像裝置插入患者的內腔中,所述體內成像裝置包括微型光譜儀(810)。這樣的體內裝置可以類似于裝置400(圖6A)。在某些實施方案中,所述方法可以包括:照明患者的組織內腔(820)。使用的照明源可以以白光照明。

在某些實施方案中,所述方法可以包括:通過所述裝置內的圖像傳感器,收集從組織內腔反射出的光(830)。所述圖像傳感器可以獲取白光圖像。所述方法可以另外包括下述步驟:通過微型光譜儀收集從組織內腔散射出的光(840)。在某些實施方案中,可以存在至少一個用于照明組織的照明源,并且可以由用于獲得白光圖像的圖像傳感器獲取反射光,相反,當至少一個照明源不工作時,另一個照明源(其可以位于微型光譜儀緊鄰處)可以照明組織,并可以由微型光譜儀收集散射光。這些至少2個照明源可以以交替模式照明,而不是同時照明(如上面在圖6A中所述)。在某些實施方案中,所述方法可以包括:分析反射光和散射光(850)。在某些實施方案中,所述方法可以另外包括下述步驟:確定病理學位置,以及確定病理學特征(860)。在某些實施方案中,通過觀察白光圖像,可以確定病理學位置,所述白光圖像可以由圖像傳感器獲取。在某些實施方案中,通過分析由微型光譜儀收集的散射光的波長,可以確定病理學特征。如關于圖6A-6B所述,微型光譜儀可以包括向量檢測器或矩陣檢測器,所述向量檢測器可以收集來自組織中的某點的散射光,所述矩陣檢測器可以收集來自組織線的散射光。

盡管已經參考一個或多個具體實施方案描述了本發明,所述描述意圖整體為示例性的,且不應當解釋為將本發明限制為所示的實施方案。應當理解,本領域技術人員可以做出各種改進,盡管所述改進沒有在本文中予以明確顯示,但是在本發明的范圍內。

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