CN103209632A - 用于执行光谱分析的体内成像装置和方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了体内成像装置和用于执行光谱分析的方法，所述方法包括：将所述体内装置插入患者的内腔中，照明组织内腔，和收集从组织散射和反射的光。所述装置可以包括至少6个用于照明组织的照明源。所述6个照明源中的至少2个在蓝光谱区域中的不同波长照明，至少2个在绿光谱区域中的不同波长照明，且至少2个在红光谱区域中的不同波长照明。所述照明源适于以3个照明源的组的形式照明，其中每组的3个照明源包括一个在蓝光谱区域照明的照明源、一个在绿光谱区域照明的照明源和一个在红光谱区域照明的照明源。每组的3个照明源同时照明。

Description

用于执行光谱分析的体内成像装置和方法

技术领域

本发明涉及体内成像领域，更具体地，涉及执行光谱分析的体内成像装置。

背景技术

通常通过内窥镜进行病变的检测，例如沿着胃肠（GI）道。在沿着胃肠道推进内窥镜时，内窥镜获取胃肠道的图像，从而扫描胃肠内腔的任何异常，例如息肉。但是，检测病变的存在是不够的。还需要分析病变和确定病变是癌性的或良性的。通过光谱方式可以发现和分析癌症、初癌和其它肠疾病的典型的细胞结构（例如细胞核大小和细胞密度）变化和血液含量变化。

已知少数执行弹性散射光谱法的探头。这些探头通过组织的光散射特征可以确定病变的类型，例如癌性的或良性的。但是，这些探头都穿过患者的口腔插入，在插入探头的过程中，和在内腔中操作它的过程中，可能造成患者的某种不适。另外，这些提供弹性散射数据的探头不会提供内腔的“白光”或彩色图像，而为了沿着胃肠道确定病变的位置，可能需要所述图像。

因此，需要可以提供光谱信息以及体内内腔的标准图像的改进的体内装置，并且因此可以更准确地确定病理学的严重程度以及确定病理学位置。

发明内容

本发明提供了执行光谱分析、同时提供它们所插入的内腔的体内图像的装置和方法。

在本发明的一个实施方案中，执行光谱分析的体内成像装置可以包括多个不同照明源。在某些实施方案中，所述体内装置可以包括成像仪，所述成像仪可以包括标准的RGB滤光器，使得通过在不同的时间段操作所述多个照明源中的每一个，以交替模式进行照明。在其它实施方案中，所述成像仪可以包括设置在其上面的色彩增强型滤光器或色彩分离型滤光器。所述滤色器可以适于防止成像仪收集的蓝、绿和红光谱区域中的照明之间的重叠。在这样的实施方案中，所述多个照明源（例如至少6个照明源，每个在不同波长照明）可以在照明源组中照明。每个组可以由下述照明源组成：一个在与光谱的蓝色区域相对应的波长照明的照明源，一个在与光谱的绿色区域相对应的波长照明的照明源，和一个在与光谱的红色区域相对应的波长照明的照明源。这样，每个包括3个不同照明源的组可以同时照明，从而缩短照明期以及光收集期。

在某些实施方案中，所述体内装置可以是可吞服的独立装置，而在其它实施方案中，所述装置可以是内窥镜或任意其它装置或探头。

在某些实施方案中，用于执行光谱分析的方法可以包括：将可以包括多个照明源的体内成像装置插入患者的内腔中，其中每个照明源可以在不同波长照明。在某些实施方案中，所述方法可以包括：以交替模式照明患者的组织。

在某些实施方案中，所述方法可以另外包括：收集从组织内腔反射出的光。这可以由所述装置包含的成像仪来实现。在某些实施方案中，所述方法可以包括分析反射光的步骤和确定病理学位置以及确定病理学特征的步骤。在某些实施方案中，所述分析反射光的步骤可以包括：建立彩色图像。通过观察所述彩色图像，可以确定病理学的存在，并可以进一步确定它沿着内腔的定位。此外，还可以从所述彩色图像推断出病理学特征（例如它的血液浓度），例如，通过检查它在不同图像区域处的灰度级、成像的病变区域和它的成像的环境。

在某些实施方案中，所述分析散射光和反射光的步骤可以由分析单元或由体内装置的操作员来完成。分析单元可以是体内装置的一部分，或者可以位于它的外部。

在本发明的一个实施方案中，执行光谱分析的体内成像装置可以包括球形窗。所述装置可以另外包括至少4个照明源和1个图像传感器，所述照明源用于在不同波长照明组织。在某些实施方案中，所述装置可以包括这样的光学装置：其用于将从所述至少4个照明源发射的光引导至反射器上，所述反射器适于将来自所述照明源的光束重新引导至组织上。这样的反射器的一个例子可以是锥面镜。所述反射器（例如锥面镜）可以被构造成，将被引导的光以基本上与所述装置的视界角平行的角度透射在所述组织上。在某些实施方案中，所述反射器（例如锥面镜）可以位于球形窗的中央，以便避开杂散光。在某些实施方案中，所述装置可以另外包括这样的光学系统：其用于将从所述组织散射和反射的光聚焦在图像传感器上。在某些实施方案中，所述的至少4个照明源、图像传感器、反射器和光学系统可以位于球形窗的凹侧的后面，且可以贯穿其中工作。

在某些实施方案中，照明区可以与视野基本上相同，即照明角可以与视界角基本上平行。

在某些实施方案中，在所述装置内的光学装置可以包括准直透镜，所述准直透镜用于造成从所述至少4个照明源发射的光以平行光束的形式出现。所述装置可以另外包括折叠镜，所述折叠镜用于将所述平行光束重新导向聚光透镜，使得所述聚光透镜用于会聚光束并将它导向锥面镜。

根据一些实施方案，所述至少4个照明源中的至少2个可以在适用于确定血液在所述组织中的存在的波长照明，并且另外2个照明源可以在适用于确定胆汁或其它肠内容物的存在的波长照明。在某些实施方案中，所述适用于确定血液存在的波长可以选自400-600nm的范围，且所述用于确定胆汁或其它肠内容物的存在的波长可以选自600-900nm的范围。

在某些实施方案中，执行光谱分析的体内成像装置可以包括球形窗。所述装置可以另外包括用于在不同波长照明组织的照明单元。在某些实施方案中，所述照明单元可以位于所述球形窗的中央。在某些实施方案中，所述装置可以另外包括图像传感器和光学系统，所述光学系统用于将从所述组织散射和反射的光聚焦在图像传感器上。在某些实施方案中，所述的照明单元、图像传感器和光学系统可以位于球形窗的后面。

在某些实施方案中，所述照明单元可以包括至少4个照明源，所述照明源用于在不同波长照明组织。

根据其它实施方案，执行光谱分析的体内成像装置可以包括：用于照明组织的第一照明源、图像传感器和光学系统，所述光学系统用于将从所述组织反射出的光聚焦在图像传感器上。在某些实施方案中，所述装置可以另外包括微型光谱仪，其位于用于收集散射光的第二照明源紧邻处。在某些实施方案中，所述微型光谱仪可以包括光栅和检测器，所述光栅用于将从所述组织散射的光分离成分离的特定波长，所述检测器用于收集所述分离的散射光。

在某些实施方案中，所述微型光谱仪可以包括多个像素，所述像素排列为向量检测器。在其它实施方案中，所述微型光谱仪可以包括多个像素，所述像素排列为矩阵检测器。

在某些实施方案中，所述装置可以包括圆柱形聚焦透镜，其用于接收被光栅分离以后的分离的散射光，并用于将每种分离的特定波长聚焦在形成微型光谱仪的多个像素的不同的特定像素上。

在某些实施方案中，用于执行光谱分析的方法可以包括下述步骤：将体内成像装置插入患者的内腔中，所述装置类似于包含锥面镜的装置。所述方法可以另外包括下述步骤：通过投射离开锥面镜的光，照明患者的组织内腔。在某些实施方案中，所述方法可以包括：收集从组织内腔反射和散射的光。所述方法可以另外包括：分析反射光和散射光，和确定病理学位置以及病理学特征。在某些实施方案中，所述分析步骤可以包括：获取彩色图像，根据所述彩色图像，可以确定病理学沿着内腔的位置，而所述病理学特征可以通过分析散射光来确定（例如分析不同波长的散射光）。

在其它实施方案中，用于执行光谱分析的方法可以包括下述步骤：将体内成像装置插入患者的内腔中，所述装置类似于包含微型光谱仪的装置。所述方法可以另外包括：照明患者的组织内腔，和通过图像传感器收集从所述组织内腔反射出的光。在某些实施方案中，所述方法可以包括：通过微型光谱仪收集从所述组织内腔散射出的光。所述方法可以另外包括：分析反射光和散射光的步骤，和确定病理学沿着内腔的位置以及确定病理学特征的步骤。

附图说明

在结合附图考虑下面的详细描述以后，将会明白本发明的上面的和其它的目的和优点，在所述附图中，附图标记始终表示相同的部件，并且在附图中：

图1解释了根据本发明的一个实施方案的体内成像装置的示意纵向剖视图；

图2解释了根据本发明的一个实施方案的照明和光收集方案的示意图；

图3A-3C分别解释了根据本发明的一个实施方案用于执行光谱分析的示意系统、介质吸收相对于波长的示意图和组织反射率相对于波长的示意图；

图4解释了根据本发明的第三个实施方案的体内成像装置的示意纵向剖视图；

图5A-5B解释了根据本发明的第四个实施方案的体内成像装置的示意纵向剖视图和各个横截面前视图；

图6A-6B解释了根据本发明的第五个实施方案，体内成像装置的示意纵向剖视图和装置的部件之一的各个部分分解图；

图7解释了根据本发明的一个实施方案的用于执行光谱分析的方法；

图8解释了根据本发明的另一个实施方案的用于执行光谱分析的方法；和

图9解释了根据本发明的另一个实施方案的用于执行光谱分析的方法。

应当理解，为了图解的简洁和清楚，在图中显示的元件不一定按比例尺绘制。例如，为了清楚，有些元件的尺寸可能相对于其它元件放大。此外，在认为适当时，可以在附图中重复附图标记，以指示对应的或类似的元件。

具体实施方式

在下面的详细描述中，阐述了众多具体的细节，以便提供对本发明的透彻理解。但是，本领域技术人员应当理解，本发明可以在没有这些具体细节的情况下实现。在其它情况下，没有详细地描述众所周知的方法、操作和部件，不至于使本发明含糊。

下述的体内成像装置是迄今已知的当前弹性散射检测装置的改进。在本发明中描述的体内装置可以提供照明的组织的图像以及关于照明的组织的光谱分析信息，这可以使医师能够提供对患者状况的更准确和完整的分析。所述医师接收与病变沿着内腔的位置有关的信息，例如病变位于胃肠道的哪个器官处（这可以从在本发明中描述的体内装置可以获取的彩色图像以及关于病变诊断的信息（这可以通过本发明的体内装置获取的光谱信息确定）确定）。另外，在本发明中描述的体内装置可以是可吞服的、独立的、无线装置，其可以比迄今已知的当前弹性散射检测装置更容易地插入患者中。但是，本发明不限于可吞服的独立装置，且可以涉及其它装置，诸如内窥镜或其它探头。

现在参考图1，该图解释了根据本发明的一个实施方案的体内成像装置的示意纵向剖视图。根据本发明的实施方案，如在图1中所解释的，体内成像装置100可以是可吞服的独立装置，其不包括与外部装置的有线连接。所述体内成像装置100可以是自己提供动力的，且可以通过无线传输将收集的信息传输给外部接收器。体内装置100可以是胶囊形或球形，尽管可以使用其它形状，只要它们能够实现容易的插入和装置100在体内内腔（例如胃肠道）中的穿过。

根据本发明的实施方案，体内装置100可以包括多个照明单元10，以便随着装置100沿着内腔移动而照明内腔壁，例如内腔壁16。在某些实施方案中，照明单元10可以包括至少4个照明源（例如照明源11、12、13和14）的矩阵。在某些实施方案中，可以存在超过一个位于图像传感器20旁边的照明单元10，例如可以存在4个位于成像仪20周围的照明单元10。可以使用其它数目的照明源/照明单元。装置100的光源构型（使得超过一个照明单元矩阵10相对于光学系统17环形对称地定位）的优点是，不同的照明源11、12、13、14（和/或其它）可以相对均匀地分布光，以在光学成像系统17的视野中实现相对均匀的光分布。

在某些实施方案中，照明源，诸如命名为11和12的那些，可以以适用于确定血液在所述组织中的存在的波长照明。例如，照明源11和照明源12可以以选自415nm、540nm、560nm、570nm和600nm的任意波长照明，因为这些是在血液中（特别是在血红蛋白中）具有良好吸光度的波长的例子。可以使用在血液中具有良好吸光度的其它波长。可以使用其它数目的照明源，所述照明源以适用于血液检测的波长照明。在特定中心波长（其在血红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或任意其它合适的光源。

在某些实施方案中，照明源诸如13和14可以以适用于检测胆汁或其它肠内容物的波长照明。例如，照明源13可以以700nm的波长照明，照明源14可以以850nm的波长照明。在某些实施方案中，照明源13和14可以以选自600nm至900nm的波长范围的任意波长照明，因为该波长范围在胆汁中具有良好吸光度（然而这些波长在血红蛋白中基本上不具有吸光度）。可以使用在胆汁或其它肠内容物中具有良好吸光度的其它波长。可以使用其它数目的照明源，所述照明源以适于检测胆汁或其它肠内容物的波长照明。在特定中心波长（其在肠内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制造的分别在610nm、700nm和820nm照明的SMT610、SMT700和SMT820。可以使用其它LED或任意其它合适的光源。

为了确定反射光是否指示血液的存在和诸如胆汁等其它内腔内容物（其具有与血液的传播光谱类似的传播光谱）的不存在，需要将反射光与血液的传播光谱以及与胆汁的传播光谱进行对比。在本发明的共同受让人的标题为“DEVICE,SYSTEM AND METHOD FORDETECTION OF BLEEDING”的国际公开申请号WO2010/086859（其通过引用整体并入本文）中描述了确定血液、胆汁或二者是否在体内存在的方法。例如，根据WO2010/086859的图11的描述，计算“血液评分”和“胆汁评分”，以便区分血液在体内的存在和胆汁的存在。“血液评分”可以从至少2个读数计算出，所述读数测量至少2个选自400-600nm范围的不同波长（在这些波长处，血液高特异性地吸收光）的光强度，而“胆汁评分”可以从至少2个读数计算出，所述读数检测至少2个选自600-900nm范围的不同波长（在这些波长处，胆汁高特异性地吸收光）的光强度。处理器可以在测量的传播光谱（“血液评分”和“胆汁评分”）和对应的参比光谱之间进行对比，且可以确定胆汁、血液或二者的浓度。

在其它实施方案中，作为包含如上所述的照明源组的照明单元10的替代，照明源11、12、13和14可以彼此隔开地定位，且不是在照明源矩阵内。在某些实施方案中，不是在矩阵内、而是彼此隔开地定位的每个照明源11、12、13、14中的至少一个（和/或其它照明源）可以在成像仪20周围相对于光学系统17对称地定位。

根据一些实施方案，成像仪20可以包括“标准的”RGB成像仪，例如成像仪20可以是包含Bayer滤光器排列的CMOS或CCD图像传感器。为了收集反射光和以后建立彩色图像，所述彩色图像将辅助确定体内息肉的存在和严重程度，少数照明和光收集方法可以是可能的。一种方法可以是交替模式的照明，例如在不同的时间段用不同的照明源照明。例如，照明源11可以单独照明某个预定的时段，照明源12可以在此后照明相同的或不同的预定的时间段。仅在此时，照明源13可以照明预定的时段，照明源14然后可以继续照明另一时间段。在存在超过一个具有相同波长的照明源（不论它是照明源11、12、13、14或其它照明源中的任一个）的实施方案中，具有相同波长的每个照明源同时照明，随后是具有不同波长的下一类照明源。通过使用这种交替照明源的模式，成像仪不需要任何特殊的滤光器，并且由处理器（未显示）在以后建立在所有波长处的所有反射光的合并图像，所述处理器可以位于装置100内或在装置100外部。

在其它实施方案中，可以使用其它照明方法和收集光方法。例如，成像仪20可以包括几个滤光器，所述滤光器与照明源的波长相对应。这样的滤光器可以是窄带滤光器、干涉滤光器或衍射光学元件（DOE）滤光器。如图1所示，成像仪20可以包括像素级滤光器，例如滤光器21、22、23和24，它们分别与照明源11、12、13和14对应。也就是说，成像仪20的不同的像素具有与照明光的波长相对应的不同的色彩敏感度。在某些实施方案中，由于成像仪20包括用于收集在不同的特定波长（其与照明光的波长相对应）的光的滤光器，不需要以交替模式照明，而是相反，所有照明源可以同时照明。可以从由成像仪20收集的光建立彩色图像，并由此可以推断出病变的存在和诊断。

在某些实施方案中，成像仪20（图1）可以包括针对蓝、绿和红光谱中的每一种的长通路滤波器、短通路滤波器、宽带通滤波器或它们的组合。例如，成像仪20可以包括在它前面的几个滤光器；可以使用滤光器1、滤光器2和滤光器3（未显示）。滤光器1可以用于过滤根据光-通路曲线表示为滤光器1的蓝光谱，滤光器2可以用于过滤根据光-通路曲线表示为滤光器2的绿光谱，滤光器3可以用于过滤根据光-通路曲线表示为滤光器3的红光谱。在某些实施方案中，滤光器1和滤光器3可以是与滤光器2一样的宽带通滤波器，而在其它实施方案中，滤光器1可以是短通路滤光器，且滤光器3可以是长通路滤光器。可以在像素级实现的大规模长通路滤光器（例如滤光器3）的例子可以是LPF-600、LPF-650、LPF-700，它们由CVI Melles Griot,Albuquerque,New Mexico制造。可以在像素级实现的大规模短通路滤光器（例如滤光器1）的例子可以是SPF-400、SPF-450、SPF-500，它们由CVI Melles Griot,Albuquerque,New Mexico制造。可以在像素级实现的大规模宽带通滤波器（例如滤光器2）的例子可以是F40-550.0-4、F70-550.0-4，它们由CVI Melles Griot,Albuquerque,New Mexico制造。可以使用长通路、短通路和宽带通滤波器各自的其它例子。

现在参考图2，该图解释了根据本发明的一个实施方案，在波长-强度图上的照明和光收集方案的示意图。根据一些实施方案，可以实现另一种图像获取方法，它是以交替模式照明（其中每个照明源在不同的时间段照明）之间和使用放置在图像传感器上的复合滤光器之间的折中方案。该折中方案适合用于沿着体内内腔（例如沿着胃肠道）被动移动的体内装置，且其不是机动性的，诸如自主的可吞服的胶囊。当使用相对大数目的照明源和在不同的和单独的时间段照明每个照明源时，所述照明过程可能是耗时的，使得在每个照明时段获得的图像不可能相同，因为所述装置已经沿着内腔移动至新位置。这可能在以后建立彩色图像时造成困难。另一方面，将复合滤光器添加到图像传感器上可能是昂贵的，即使假定这样的滤光器实际上可得到。因此，下述照明和光收集方法可以在如本发明所述的体内装置中容易地实现，并结合了前述的方法二者的优点。

在某些实施方案中，所述照明方案可以使得，具有由曲线λ₁、λ₂、λ₃、λ₄、λ₅和λ₆描绘的照明方案的特定中心波长的照明源可以以交替模式照明，但是在照明源组之间交替。例如，第一组照明源（各自具有特定中心波长，它们可以同时照明）可以包括：在蓝光谱区域照明的多个照明源之一（例如λ₁）、在绿光谱区域照明的多个照明源之一（例如λ₃）、和在红光谱区域照明的多个照明源之一（例如λ₅）。所有3个照明源λ₁、λ₃和λ₅可以在第一时间段内同时照明，因为沿着波长轴在成像仪20的滤光器之间基本上不存在重叠，在照明源λ₁、λ₃和λ₅的波长之间也不存在重叠。在某些实施方案中，在第一照明期之后，可以存在第二照明期，在这期间，第二组窄带照明源可以同时照明。例如，在所述第二照明期中，在蓝光谱区域照明的多个照明源之一（例如λ₂，其可以在不同于λ₁的波长照明）可以与在绿光谱区域照明的多个照明源之一（例如λ₄，其可以在不同于λ₃的波长照明）同时照明，并与在红光谱区域照明的多个照明源之一（例如λ₆，其可以在不同于λ₅的波长照明）同时照明。此外，在成像仪20的滤光器之间基本上不存在重叠，在照明源λ₂、λ₄和λ₆的波长之间也不存在重叠。可以使用其它数目的照明源组。

图像传感器20可以收集从在成像装置100的视野中的组织或流体反射的光（图1），所述光在每组的3个（或更多个）不同照明源的相同时间段或循环的3个光谱中。因此，整个照明组（例如上面公开的2个组）的总照明时间段可以短于当用每个照明源照明不同的和单独的时间段时的总照明期。更短的总照明期可以实现在基本上相同的体内位置收集与每个光谱对应的反射光。在短时间段（例如2ms至4ms）内照明和收集反射光可以确保，在装置已经移动到另一个体内位置上之前，从基本上相同的体内位置反射反射光。可由处理器（未显示）产生的所有光谱的合并图像可以类似于白光图像。

在某些实施方案中，作为将像素级滤光器添加在图像传感器20上（图1）的替代，可以使用其它大规模滤光器，其可以设置在整个图像传感器20上。由于标准的RGB成像仪（例如Bayer滤光器排列）包括能够实现在蓝、绿和红光谱区域之间的重叠的滤光器，可以在成像仪20上设置额外的滤光器，其可用于防止由所述成像仪收集的在蓝、绿和红光谱区域中的照明的重叠。这些可以设置在图像传感器20上的滤光器允许3个纯色（例如蓝色、绿色和红色）带的传播，并同时阻断中间波长。因而，可以在没有光谱之间的交叉的情况下，仅收集具有特定中心波长的每个照明源的光。可以仅收集每个照明源光谱的光，并且因此，除了建立内腔的彩色图像的能力以外，每个收集的特定光谱可以用于指示组织特征（例如血液的存在）。可以放置在成像仪20上的这类大规模滤光器的例子可以是，由Omega Optical Incorporated制造的SPECTRA^PLUSXB29、由Hoya制造的V30、由IRIDIAN制造的ZX000019或由Semrock制造的FF01-464/542/639-25，它们都是色彩增强型滤光器或色彩分离型滤光器。可以使用其它大规模滤光器，其基本上阻止蓝色/绿色和绿色/红色光谱之间的重叠区域。

在这样的实施方案中，当将这样的色彩增强滤光器放在成像仪20上时，具有特定中心波长的照明源可以以交替模式照明，所述照明源例如具有由曲线λ₁、λ₂、λ₃、λ₄、λ₅和λ₆描绘的照明方案（图2）。照明的交替模式可以包括，一组照明源同时照明，每个照明源选自不同的光谱：蓝色、绿色或红色。例如，可同时照明的第一组照明源可以是λ₁、λ₃和λ₅，而可同时照明的第二组照明源可以是λ₂、λ₄和λ₆。由于照明是在同时照明的照明源组中实现，所有组总共的总照明期（例如2ms至4ms）可以相对短于当用每个照明源照明不同时间段（在不同照明源的照明期之后）时的总照明期。如关于图2所述，在短时间段（例如2ms-4ms）内照明和收集反射光可以确保从基本上相同的体内位置反射反射光。在某些实施方案中，装置100可以包括变送器（未显示），通常是射频（RF）变送器。由体内装置100捕获的图像数据或其它数据可以作为数据信号通过无线连接（例如通过无线通信通道）、通过变送器经由位于所述装置内的天线（未显示）来传输。所述数据信号可以被外部记录仪或接收器（未显示）接收。

根据一些实施方案，从反射光建立图像以后，整个图像由操作员（例如医师）或者由分析仪进行分析，所述分析仪在装置100的内部或外部。可以分析所述图像用于检测潜在病变和用于检测血液浓度。一旦检测到捕获的、具有潜在病变表象的表面，可以为图像中的“病变区域”或者为相同图像中的“病变区域”环境计算血液浓度。一种可能的从彩色图像计算血液浓度的方法，可以通过计算图像中的红色区域的灰度级来实现。如果在“病变区域”处的计算的血液浓度比在它的环境中的血液浓度高，可以得出结论：它是癌性病变。但是，如果在“病变区域”中的血液浓度与在环境中的血液浓度大致相同，可以得出结论：所述病变是良性的。

下述方法可以在由包括多个照明源的任意装置收集的光谱信息上实现，所述照明源中的每一个具有不同的特定中心波长（例如窄带照明）。例如，下述方法可以在由体内装置提供的光谱信息（例如从组织反射出的光建立的图像）上实现，所述体内装置例如体内装置100（图1）、体内装置200（图4，以后详细描述）、体内装置300（图5A-5B，以后详细描述）或体内装置400（图6A-6B，以后详细描述）。可以使用可提供光谱信息（例如收集的反射光）的其它装置，例如，内窥镜或包括窄带照明源的任意其它装置或探头。这些执行光谱分析并从而从彩色图像确定血液浓度水平的方法，可以通过计算由所述装置内含的图像传感器收集的光强度来实现。在计算收集的光强度以后，可以求出组织在每个照明波长的反射。所述方法可以包括：对比所述组织对不同照明波长的反射，和确定病变是癌性的或良性的。

用于计算每个照明波长的照明强度的支配方程可以定义如下：

（i） ${I_{\mathrm{\λ}}}_i=\frac{{I_0}_{{\mathrm{\λ}}_i}\·A\·R_{{\mathrm{\λ}}_i}}{D^2}\·\exp (-2D\·C_{\mathrm{cont}}\·{{\mathrm{\γ}}_{\mathrm{\λ}}}_i-2\mathrm{D\β})$

其中：

I_λi是，在用照明源在波长λ_i照明以后，由体内装置内含的图像传感器收集的光的强度（除了取决于照明波长以外，I_λi取决于：光学设计例如焦距值，和成像仪设计例如像素大小。但是，由于光学设计和成像仪设计是固定的，因此由相同装置照明的任意波长不变，它们可以从计算中忽略）；

I_0λi是可以在波长λ_i照明的照明源的照明强度；

A是反照率系数，其代表依赖于入射角的组织反射率（A与波长具有低相关性）；

R_λi是组织反射率，其取决于照明波长和组织组成；

D是体内装置和组织之间的距离（图3A）；

C_cont是存在于装置和组织之间的内容物或介质的浓度；

γ_λi是内容物/介质在波长λ_i处的吸光系数；和

β是内容物/介质的散射系数，其与波长具有低相关性。

为了简洁起见，可以将C_cont和γ_λi合并成一个变量α_λi。α_λi可以代表存在于装置和组织之间的内容物/介质的吸光度。α_λi是浓度依赖性的。

因此，方程式（i）可以简化成：

（ii） $I_{{\mathrm{\λ}}_i}=\frac{I_{0_{\mathrm{\λi}}}\·R_{{\mathrm{\λ}}_i}\·A}{D^2}\·e^{(-2D\·{\mathrm{\α}}_{{\mathrm{\λ}}_i}-2\mathrm{D\β})}$

如上所述，对比由不同照明波长造成的组织反射，可以提供对血液浓度的指示。在某些实施方案中，假定组织的血液浓度与在不同波长时组织的反射之比成比例。例如，血液浓度与

或

成比例，

其中

R_λi是在波长λ_i处来自组织的反射率；

λ₁和λ₂是血红蛋白的吸光度处于高水平、接近或处于它的峰值时的波长；和

λ₃是选自特定波长范围的波长，在所述范围处，血红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。

适当波长的另一个例子：λ₁可以是576nm，λ₂可以是560nm，λ₃可以是610nm或更大。

在某些实施方案中，可以假定，所述装置运行在“清洁”环境，也就是说，在装置和组织之间不存在内容物或介质，因而可以从方程式（ii）中忽略α_λi和β。

因此，根据下式可以求出比率

和

（iii） $\frac{{R_{\mathrm{\λ}}}_3}{{R_{\mathrm{\λ}}}_1}=\frac{{I_{\mathrm{\λ}}}_3}{{I_{\mathrm{\λ}}}_1}$ 和 $\frac{{R_{\mathrm{\λ}}}_3}{{R_{\mathrm{\λ}}}_2}=\frac{{I_{\mathrm{\λ}}}_3}{{I_{\mathrm{\λ}}}_2}$

该计算可以对“病变区域”和它的环境进行，然后可以对比2个“真实的”血液浓度，以便确定病变是癌性的或良性的。

在其它实施方案中，为了获得关于计算的血液浓度的准确度的更可靠结果，需要估测病变到成像仪的距离和它的环境到成像仪的距离，并估测在组织和病变周围的介质的吸收，因为实际上，所述环境并非清洁环境。可以如本发明的共同受让人的标题为“DEVICE,SYSTEMAND METHOD FOR ESTIMATING THE SIZE OF AN OBJECT IN ABODY LUMEN”的美国专利申请公开号2009/0097725（其通过引用整体并入本文）的图4中所述，测量距离。例如，通过激光斑点距离和灰度级的组合，可以计算物体（例如息肉）的距离。

介质的吸收是波长依赖性的。可能存在这样的情况：其中与靠近装置100的组织相比，例如远离装置100的病变会吸收更多的光，因为在病变周围的介质在被照明的特定波长较好地吸收。这可能影响距离测量计算，因此，需要将包围病变的介质的吸收的影响标准化，使得病理学指示不依赖于介质吸收（α_λ[以mm倒数来测量]），而是依赖于组织或病变吸收。

例如，照明源强度可以是I₀。所述照明源可以以强度I₁照明位于短距离D₁处的组织，同时它可以以强度I₂照明位于更长距离D₂处的组织。由于未知在任何组织位置处的组织反射率（R_λi），其取决于照明波长和组织组成，应当计算来自2个已知组织位置（例如D₁和D₂是已知的）的反射率。

根据下述方程式（其中β代表散射系数）进行计算：

（iv） $I_1=\frac{I_0\·R_1}{{\left(D_1\right)}^2}\·e^{({-2\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}\·D_1-2\mathrm{\β}\·D_1)}$

（v） $I_2=\frac{I_0\·R_2}{{\left(D_2\right)}^2}\·e^{({-2\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}\·D_2-2\mathrm{\β}\·D_2)}$

可以按照每个波长为2个距离D1和D2进行计算，然后可以求出吸收系数β_λ，并推论，使得息肉的存在的指示将仅取决于息肉吸收，因为消除了介质吸收的影响。

在某些实施方案中，可以进行其它计算，以便确定需要照明的波长的数目（即照明源的数目），以及确定可以从其中选择照明源的波长的范围，从而进行光谱分析。确定的波长和波长的数目是针对可以在体内装置（诸如装置100）中实现的照明源。在体内装置（诸如装置100）穿过内腔传送以后或过程中，可以使用下述计算，以便分析组织对选定波长的吸收相对于存在于体内装置和组织之间的介质对选定波长的吸收。在组织吸收相对于介质吸收之间的对比，可以提供关于组织中的照明的病变是癌性的或良性的更准确的估测。

现在参考图3A-3C，它们分别解释了在根据本发明的一个实施方案的方法中使用的执行光谱分析的示意系统（3A）、介质吸收相对于波长的示意图（3B）和组织反射率相对于波长的示意图（3C）。从图3B-3C可以看出，介质的吸收系数和组织的反射率系数取决于照明波长λ_i，即介质吸收由α_λi表示，组织反射率由R_λi表示。可以使用下述方程式，以便计算在不同波长处的组织反射率R_λi，其可以指示组织光谱特征（例如照明的病变是癌性的或良性的）：

（vi） ${I_{\mathrm{\λ}}}_i=\frac{{I_0}_{\mathrm{\λi}}\·{R_{\mathrm{\λ}}}_i\·A}{D^2}\·e^{(-2D\·{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_i)}$

其中：

I_0λi是照明源的照明强度，所述照明源可以在波长λ_i照明；

I_λi是由体内装置内含的图像传感器收集的光的强度（除了取决于照明波长以外，I_λi取决于：光学设计例如焦距值，和成像仪设计例如像素大小。但是，由于光学设计和成像仪设计是固定的，因此对于任意照明波长而言是不变的，它们可以从计算中忽略）；

D是体内装置和组织之间的距离（图3A）；

R_λi是组织反射率，其取决于照明波长和组织组成；和

A是反照率系数，其代表依赖于入射角的组织反射率（A基本上不依赖于波长）。

为了估测在血液吸收波长范围中的组织反射率，应当在方程式（iv）中实现特定波长，例如λ1-λ4，这样：

（1） ${I_{\mathrm{\λ}}}_1=\frac{I_{0_{\mathrm{\λi}}}\·{R_{\mathrm{\λ}}}_1\·A}{D^2}\·e^{(-2D\·{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_1)}$

（2） ${I_{\mathrm{\λ}}}_2=\frac{I_{0_{\mathrm{\λi}}}{R_{\mathrm{\λ}}}_2\·A}{D^2}\·e^{(-2D\·{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_2)}$

（3） ${I_{\mathrm{\λ}}}_3=\frac{I_{0_{\mathrm{\λi}}}\·{R_{\mathrm{\λ}}}_3\·A}{D^2}\·e^{(-2D\·{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_3)}$

（4） ${I_{\mathrm{\λ}}}_4=\frac{I_{0_{\mathrm{\λi}}}\·{R_{\mathrm{\λ}}}_4\·A}{D^2}\·e^{(-2D\·{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_4)}$

可以分解和操作方程式（3）和（4），以便得到方程式（6）：

（6） $\ln \left(\frac{{I_{\mathrm{\λ}}}_3}{{I_{\mathrm{\λ}}}_4}\right)=-2D({\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}4}-{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_3)$

图3A解释了体内装置和组织之间的距离D。对于不同的波长，所述组织可以具有不同的反射率R_λi。当通过例如灰度级已知距离D（如上所述）并且可以从按照任意波长收集的图像水平知道I_λi时，那么可以求出差

介质在波长λ₄处的吸收系数与介质在波长λ₃处的吸收系数之间的差异可以代表在图3B中解释的曲线之一的斜率。如图3B-3C所示，介质吸收在波长λ₄和λ₃处的光（图3B），而具有高反射率的组织因此基本上不吸收在这些波长处的光，这可以从λ₄和λ₃之间的曲线（其升高并恒定）观察到（图3C）。

图3B解释了对于不同的介质浓度而言，介质相对于波长的吸收系数。如在图3B中所解释的，介质浓度越高，它吸收的光越多。介质的吸收系数是照明波长和介质的浓度二者的函数。在某些实施方案中，所述介质可以是胆汁，因而它的吸收系数对照明波长和对不同浓度的依赖性可以是已知的，由此产生图3B。在其它实施方案中，其它介质可以存在于体内，并可以研究它们的吸收系数对照明波长的依赖性，以便产生与在图3B中解释的图类似的图。当将差

与图3B中的曲线之一的对应斜率进行对比时，可以发现介质（例如胆汁）的浓度，因而从对应的曲线可以求出每个波长的吸收系数。一旦已知每个波长的吸收系数，使用选自方程式（1）至（4）的任意2个方程式，可以求出组织反射率（R_λi）和反照率（A）。

在某些实施方案中，在体内装置和组织之间的距离D可以是未知的，或者不可通过诸如灰度级等方法计算出，因而应当进行其它计算，以便求出每个波长的组织反射率（R_λi）。需要使用额外波长（例如λ₅）的计算：

（5） ${I_{\mathrm{\λ}}}_5=\frac{I_{0_{\mathrm{\λi}}}\·{R_{\mathrm{\λ}}}_5\·A}{D^2}\·e^{(-2D\·{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_5)}$

在某些实施方案中，类似于λ₃和λ₄，还选择λ₅作为介质吸收光、而组织基本上不吸收光的波长。

然后操作方程式（5）和（4），以便得到与方程式（6）类似的方程式：

（7） $\ln \left(\frac{{I_{\mathrm{\λ}}}_4}{{I_{\mathrm{\λ}}}_5}\right)=-2D({\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}5}-{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_4)$

由于D是未知的，将方程式（6）除以方程式（7），以便减少该方程式对D的依赖性：

（8） $\frac{\ln \left(\frac{{I_{\mathrm{\λ}}}_3}{{I_{\mathrm{\λ}}}_4}\right)}{\ln \left(\frac{{I_{\mathrm{\λ}}}_4}{{I_{\mathrm{\λ}}}_5}\right)}=\frac{({\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}4}-{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_3)}{({\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}5}-{{\mathrm{\α}}_{\mathrm{\λ}}}_4)}$

方程式（8）可以提供图3B中的任意曲线在不同波长处的斜率之间的比率。从曲线的形状可以推断出与斜率比相对应的介质的浓度，因而从浓度图可以求出每个波长的吸收系数。一旦已知每个波长的吸收系数，可以从方程式（6）和（7）中的任一个发现距离D。使用选自方程式（1）至（5）的任意2个方程式，可以求出组织反射率（R_λi）和反照率（A）。

根据其它实施方案，可以如下计算组织反射率（R_λi）：例如，将方程式（2）除以方程式（1），从而减少对A的依赖性，并保持R_λ2/R_λ1的比率。该比率可以与已知的组织反射率图进行对比，例如，对于不同的血液浓度，血液反射率相对于波长。在图3C中解释了这样的组织反射率相对于波长的图。由于比率R_λ2/R_λ1仅可以与这些曲线之一（即一种血液浓度）相对应，可以确定与组织/血液反射率之比相对应的血液浓度，并由此可以确定每个λ₂和每个λ₁的组织/血液反射率。

因此，为了用体内装置（诸如装置100）执行光谱分析，在其中已知或可以计算出距离D（体内装置和组织之间的距离，图3A）的实施方案中，所述体内装置需要用至少2个照明源照明，所述照明源具有这样的中心波长：在此处，介质吸收光，而组织基本上不吸收光（例如λ₃和λ₄）。另外，所述装置需要用至少2个照明源照明，所述照明源具有这样的中心波长：在此处，介质和组织都吸收光（例如λ₁和λ₂）。然而，在其中未知D的实施方案中，所述装置需要以至少一个额外的中心波长照明，在所述中心波长处，介质吸收光，而组织基本上不吸收光（例如λ₅）。

现在参考图4，该图解释了根据本发明的第三个实施方案的体内成像装置200的示意纵向剖视图。根据图4的体内装置200类似于装置100（图1），因为它们都具有确定组织16中的血液的浓度的能力。如上面关于装置100所述的计算血液浓度的方法同样可以关于装置200进行使用。但是，装置200具有下述额外优点：获取弹性散射光数据，并因而可以提供关于细胞核的大小和它们在组织16内的排列的信息，所述信息可以教导病理学进展的阶段，即病理学严重程度。

根据一些实施方案，装置200可以包括光导装置，其用于引导来自照明单元10的光，使得所述光从位于装置200的光轴上的点（邻近透镜205且在它和窗220之间）基本上导向组织16。根据一个实施方案，这可以如下实现：使用包括准直透镜201、折叠镜202和聚光透镜203的排列，所述聚光透镜203可以将光从照明单元10引导至锥面镜204上。在某些实施方案中，准直透镜201可以位于照明单元10和窗220之间。准直透镜201可以造成从照明单元10发射的光以平行光束201’的形式出现。平行光束201’然后可以到达折叠镜202，所述折叠镜202可以使所述光束的方向转移基本上90度，从而将光重新导向聚光透镜203，所述聚光透镜203可以会聚光束，且可以将光束导向具有圆锥形状的镜子204，其在下文中被称作锥面镜。在某些实施方案中，锥面镜204可以包括平表面或弯曲表面。

当光所透过的窗具有球的形状时，或者当所述窗的至少部分是球形时，通过将照明源定位在球面或球形区域的曲率中心处，或者通过造成光从球面的中心投射（这可以用设置在球面中心处的锥面镜204来实现），可以避免杂散光（例如内部反射光）的感知。因而，所有反射光仅被反射回球面中心（或仅朝向锥面镜），且不朝向球面内的其它部件。例如，位于球形窗220的凹侧内的光学系统230的透镜（例如透镜205、206和207）中的任一个可以不暴露于反射光，例如光束222，从而避免图像模糊。因此，装置200可以具有球形状，或者可以至少包括球形窗，至少照明单元10、光学系统230和图像传感器20可以位于所述球形窗的凹侧内。在某些实施方案中，由于锥面镜204位于装置200的球形外壳的中心处，或者位于装置200的球形光学窗220的中心处，任何反射光可以被反射回锥面镜204上，从而避免任何图像模糊。因此，在某些实施方案中，锥面镜204位于系统230的光轴上，在球形窗220的中心处，且成像仪20可以收集从组织反射的光，且不收集从球面内反射的光。

锥面镜204可以造成从照明单元10投射在它上面的照明以与成像仪20的视野（FOV）角度类似的角度到达组织16，例如照明区（FOI）与FOV基本上重叠。这可以确保，成像仪20基本上完全观察到从组织16反射和/或散射的照明。为了收集尽可能多的散射光（其可以提供病理学特征的指示，例如组织内的细胞核的大小和排列），应当在与照明角度基本上相同的角度收集散射光。根据图4，照明区（FOI）与视野（FOV）基本上重叠，照明角和光获取角基本上相同。

例如，投射在锥面镜204上的光然后可以以在光束220A和光束220B之间的任意角度投射在组织16上。根据一些实施方案，所述2个光束220A和220B限定FOI。然后可以在散射光束221A和散射光束221B之间的任意角度，从组织16反射和散射光。根据一些实施方案，所述2个散射光束221A和221B限定FOV。如在图4中所解释的，所述FOI与FOV基本上重叠，因而收集的散射光的一部分处于最大值。

在某些实施方案中，照明单元10可以包括多个照明源，例如如上所述的照明源11、12、13和14（图1）。可以使用其它光源组合。

在某些实施方案中，散射光（例如散射光束221A和221B）可以穿过光学系统，所述光学系统可以将所述散射光聚焦在成像仪20上。这样的光学系统可以包括多个透镜，例如透镜205、206和207。可以使用用于将散射光聚焦在成像仪20上的其它光学元件。

在胃肠道中的疾病经常表现在上皮层（100-200μm深）中，这是最接近组织表面的层。从上皮层反射和散射的光被偏振，而从内层反射的光却未被偏振。因而，为了区分从上皮层反射的光和从内层反射的光，可以使用偏振器。在某些实施方案中，光学元件206可以包括偏振器。当光学元件206包括偏振器时，照明单元10还可以包括这样的偏振器：它的偏振方向与在元件206处接收的偏振光的偏振方向对齐。用于偏振从照明单元10发射的光的偏振器可以位于准直透镜201和折叠镜202之间，或者位于折叠镜202和聚光透镜203之间。可以在装置200中包括偏振器，以便仅收集从最接近组织表面的组织层反射和散射的光。

在某些实施方案中，图像传感器20可以包括标准的RGB滤光器（例如Bayer滤光器排列）。并且照明源11、12、13和14可以以交替模式照明。可以使用另一种照明和光收集方案，其类似于在图2中解释的方案。在某些实施方案中，不同的照明时段可以是基本上相同的。在其它实施方案中，可以使用不同的照明时间段。

在其它实施方案中，成像仪20可以包括几个与照明源的波长相对应的滤光器。这样的滤光器可以是窄带滤光器、干涉滤光器或衍射光学元件（DOE）滤光器。如上所述（图1），成像仪20可以包括滤光器21、22、23和24，其中穿过每个滤光器的波长的范围分别与照明源11、12、13和14的光的波长相对应。在某些实施方案中，由于成像仪20包括专门用于允许特定波长范围（其与照明光的波长相对应）的光透过的滤光器，不需要以交替模式照明，而是相反，所有照明源可以同时照明。可以从由成像仪20收集的光建立彩色图像，并由此可以推断出息肉的存在和严重程度以及以及它们沿着内腔在体内的位置。

现在参考图5A-5B，它们分别解释了根据本发明的第四个实施方案的体内成像装置的示意纵向剖视图和各个横截面前视图。根据一些实施方案，装置300可以包括球形窗330，在其后面放置了照明单元10、光学系统（其可以包括几个透镜，例如透镜305、306和307）和图像传感器20。

在胃肠道中的疾病经常表现在上皮层（100-200μm深）中，这是最接近组织表面的层。从上皮层反射和散射的光被偏振，而从内层反射的光却未被偏振。因而，为了区分从上皮层反射的光和从内层反射的光，可以使用偏振器。在某些实施方案中，透镜306可以包括偏振器。当透镜306包括偏振器时，照明单元10还可以包括这样的偏振器：它的偏振方向与在透镜306处接收的偏振光的偏振方向对齐。用于偏振从照明单元10发射的光的偏振器可以位于照明单元10和窗330之间。可以在装置300中包括偏振器，以便仅收集从最接近组织表面的组织层反射和散射的光。

如上所述（图4），为了避开装置内的杂散光，所述装置应当具有球形状，或者应当具有球形截面，在所述球形截面后面放置照明源。此外，来自照明源的光应当从球面中心投射在组织上。如图5A所示，装置300可以包括照明单元10，所述照明单元10可以位于球形窗330的中央处。由于照明单元10位于球形窗330的中央处，可以避免杂散光（即窗330的凹侧的内部反射光）的检测。内部反射光可以被反射回球面中心（照明单元10位于此处）上，且不被反射回位于球形窗330的凹侧内的其它部件上，从而可以避免图像模糊。

除了避免杂散光以外，照明单元10的位置还有利于收集由照明单元10照射的光引起的基本上所有的散射光。如前所述（图4），当FOI与FOV基本上重叠时，图像传感器20可以收集几乎所有的散射光。FOI是由光束320A和320B之间的角来限定，而FOV是由散射光束321A和321B之间的角来限定。如图5A所示，FOI与FOV基本上重叠，因而成像仪20可以收集基本上所有的散射光。

根据一些实施方案，象装置200一样，装置300可以提供关于反射光和散射光的信息。因而，除了血液浓度（通过图1所述的方法实现）以外，装置300可以提供关于成像的组织中的细胞核的大小和排列的信息，它们二者可以指示病理学的严重程度以及它的进展阶段。

根据一些实施方案，如在图5B中所解释的，位于球形窗330的中心处的照明单元10可以被几个臂（例如臂311、312、313）保持就位。可以使用其它数目的臂。根据一些实施方案，将照明单元10保持在球形窗330的中央的臂可能阻挡某些FOV，但是可以选择臂的宽度，使得阻挡尽可能最少的图像区域。在某些实施方案中，为了阻挡更少的图像区域，可能仅存在2个臂而不是3个臂。所述臂311、312和313可以连接在照明单元10和球形窗330之间，从而固定照明单元10相对于球形窗330的位置，使得它位于所述球形窗330的中央。在某些实施方案中，可以使电线穿过保持臂（311、312和/或313），所述电线用于将动力从装置200的内部电源（未显示）传递至照明单元10。

根据一些实施方案，装置300可以包括照明单元10，所述照明单元10可以包括光源矩阵，例如光源11、12、13和14，如图1所示。可以使用除了上述那些以外的其它照明源数目和其它照明源波长。照明单元10的大小可以小至0.7mm长度x0.7mm宽度，从而使照明单元10造成的图像阻挡最小化。

根据一些实施方案，装置300可以包括成像仪20。在某些实施方案中，成像仪20可以包括标准的RGB滤光器（例如Bayer滤光器排列）和可以以交替模式照明的照明源11、12、13和14（它们可以构成照明单元10）。在其它实施方案中，成像仪20可以包括滤光器（长通路滤波器、短通路滤波器、宽带通滤波器或它们的组合），并且所述照明源可以以彼此同时照明的3个照明源组的形式照明（图2）。在某些实施方案中，所述不同的照明组可以照明基本上相同时间段。在其它实施方案中，可以为每个组使用不同的照明时间段。

在其它实施方案中，成像仪20可以包括几个滤光器，其中穿过每个滤光器的波长范围与每个照明源的光的波长相对应。这样的滤光器可以是窄带滤光器、干涉滤光器或衍射光学元件（DOE）滤光器。如上所述（图1），成像仪20可以包括滤光器21、22、23和24，其中穿过每个滤光器的波长范围分别与照明源11、12、13和14的光的波长相对应。在某些实施方案中，由于成像仪20包括专门用于允许特定波长范围（其与照明光的波长相对应）的光透过的滤光器，不需要以交替模式照明，而是相反，所有照明源可以同时照明。可以从由成像仪20收集的光建立彩色图像，并由此可以推断出息肉的存在和严重程度。

现在参考图6A-6B，它们分别解释了根据本发明的第五个实施方案，体内成像装置的示意纵向剖视图和装置的部件之一的分解图。根据一些实施方案，装置400可以包括图像传感器430、光学系统402和至少2个照明源411和412，它们可以位于窗440的凹侧内。根据其它实施方案，装置400可以包括其它数目的照明源，例如装置400可以包括4个围绕成像仪430对称地定位的照明源，例如每个照明源位于距成像仪430相同的距离处。

在胃肠道中的疾病经常表现在上皮层（100-200μm深）中，这是最接近组织表面的层。从上皮层反射和散射的光被偏振，而从内层反射的光却未被偏振。因而，为了区分从上皮层反射的光和从内层反射的光，可以使用偏振器。在某些实施方案中，装置400可以包括偏振器（未显示），所述偏振器可以位于成像仪430的前面，例如在光学系统402和图像传感器430之间。当图像传感器430具有位于它前面的偏振器时，照明源411还可以包括这样的偏振器：它的偏振方向与位于成像仪430前面的偏振器接收的偏振光的偏振方向对齐。用于偏振从照明源411发射的光的偏振器可以位于照明源411和窗440之间。可以在装置400中包括偏振器，在它可以仅收集从最接近组织表面的组织层反射和散射的光的任意位置。

在某些实施方案中，照明源411和412（和/或其它照明源）可以是白光LED。照明源411可以照明组织16。可以由光学系统402收集反射光，所述光学系统402可以包括在图像传感器430上的聚焦透镜，以便建立组织16的被照明区域的白光图像。例如，照明源411可以将光束420B照射在组织16上，且反射光束421B可以由光学系统402收集，并投射在成像仪430上，以建立组织16的被照明区域的图像。

在某些实施方案中，装置400可以另外包括微型光谱仪408，其可以收集组织16的散射光。微型光谱仪408可以位于照明源412的紧邻处。照明源411和412可以以交替模式工作，使得当照明源411照明组织16时，照明源412不工作，并由成像仪430获取图像。相反，当照明单元412照明组织16时，照明源411不工作，因而可以由微型光谱仪408收集光谱信息。例如，照明源412可以用光束420A照明组织16的一个区域。然后可以由微型光谱仪408收集来自组织16的基本上相同的被照明区域的散射光421A，所述微型光谱仪408可以分析散射光，且因而可以提供关于病理学特征的信息。为了确保微型光谱仪408会收集到由照明源412发射的基本上所有的光，即由微型光谱仪408分析的区域是与被照明的组织区域基本上相同，需要使角α具有最小的大小。在某些实施方案中，角α应当不大于10度，所述角α被限定在下述2个光束之间：从照明源412投射在组织16上的光束（例如光束420A），和从组织16散射并被微型光谱仪408收集的光束（例如光束421A）。

可以如下确定病理学的存在：观察由成像仪430建立的白光图像，由微型光谱仪408收集的散射光然后可以提供关于病理学特征（例如息肉严重程度）的额外细节。根据一些实施方案，微型光谱仪408可以包括多个像素（例如20个像素），所述像素排列为线检测器或向量检测器。可以使用其它微型光谱仪排列，例如，矩阵型检测器。

在某些实施方案中，为了使微型光谱仪408收集已经被分成不同波长的光，需要用几个光学元件分离散射光。如图6B所示，微型光谱仪408可以包括聚焦透镜405，所述聚焦透镜405可以将散射光（例如光束421A）聚焦于光栅406上，所述光栅406实际上将散射光分离成构成它的各个波长。在某些实施方案中，在光栅406和检测器408’（分离的光投射在其上面）之间，可以放置额外的透镜407。透镜407可以是圆柱形聚焦透镜，其用于将每个分离的光线聚焦于它在检测器408’上的对应位置。在某些实施方案中，圆柱形聚焦透镜407可以接收分离的散射光421A（在它被光栅406分离成特定波长以后）。圆柱形聚焦透镜407可以将每种分离的特定波长聚焦于不同的特定像素，所述特定像素是检测器408’的一部分。

根据上面的描述，散射光（例如光线421A）可以提供关于组织16中的一个点的光谱信息。为了获取关于整个组织线（其是组织16的一部分）的光谱信息，微型光谱仪408可以包括矩阵型检测器，而不是仅仅向量检测器。也就是说，来自组织16中的组织线的第一点的散射光可以被分离成单独的波长（例如被光栅406分离）。每个分离的波长可以投射在对应的像素上，并且所有这样的像素形成同一个第一向量检测器。来自相同组织线的第二点的散射光也可以分离成单独的波长（例如被光栅406分离）。第二组织点的每个分离的波长可以投射在形成第二向量检测器的像素的不同的和对应的像素上，以此类推，直到相同组织线的所有点都被分析。因而，例如，使用光栅406，可以分离来自构成组织线的所有点的所有散射光束，并可以将其聚焦于构成矩阵检测器的多个向量检测器上。

在某些实施方案中，成像仪430可以对病变成像，尽管它可以不被微型光谱仪408分析，因为来自照明源412的光不可到达它（例如所述病变可以定位在照明源411对面，而不是照明源412对面）。但是，尽管不可直接得到与位于微型光谱仪408的视野之外的病变有关的光谱信息，可以间接得到与这样的病变有关的光谱信息。称作“场效应”的效应假定，例如，血液浓度的变化可以在这样的位置处开始：所述位置不同于可见病变的精确位置。假定病变需要比正常组织更高的血液供应，必须建立新血管才能将更多的血液输送至病变区域。这样的新血管可能穿过沿着同一内腔位于可见病变位置之前和/或之后的组织区域。因而，可以在不同于病变区域的组织区域处观察到血液浓度的增加，所述组织区域沿着同一内腔位于病变区域之前或之后。因此，位于病变附近的组织的光谱特征可以不同于位于离病变更远距离处的正常组织的光谱特征，并且后者不会受到由病变引起的组织变化的影响。在某些实施方案中，基于从白光图像得到的灰度级，可以计算在可见病变和进行光谱分析的组织位置之间的距离。可以估计，在离可见病变不同距离处的组织具有不同的光谱特征。因而，可以将由微型光谱仪408获得的在离成像的病变一种或多种距离处的组织的光谱信息与预定的阈值进行对比，以便确定病变是癌性的或良性的。

现在参考图7，该图解释了根据本发明的一个实施方案的用于执行光谱分析的方法。根据一些实施方案，用于执行光谱分析的方法可以包括：将可以包括多个照明源的体内成像装置插入患者的内腔中，其中每个照明源可以在不同波长照明（610）。这样的体内成像装置可以类似于装置100（图1）。在某些实施方案中，所述方法可以包括：以交替模式照明患者的组织（620）。在某些实施方案中，所述体内装置可以包括成像仪，所述成像仪可以包括标准的RGB滤光器，使得通过在不同的时间段操作所述多个照明源中的每一个以交替模式进行照明。在其它实施方案中，所述成像仪可以包括设置在其上面的色彩增强型滤光器或色彩分离型滤光器。所述滤色器可以适于防止成像仪收集的蓝、绿和红光谱区域中的照明之间的重叠。在这样的实施方案中，所述多个照明源作为照明源组照明。每个组可以由下述照明源组成：一个在与光谱的蓝色区域相对应的波长照明的照明源，一个在与光谱的绿色区域相对应的波长照明的照明源，和一个在与光谱的红色区域相对应的波长照明的照明源。这样，每组的3个不同的照明源可以同时照明，从而缩短照明期以及光收集期。

在某些实施方案中，所述方法可以另外包括：收集从组织内腔反射出的光（630）。这可以由所述装置包含的成像仪来实现。在某些实施方案中，所述方法可以包括：分析反射光（640）和确定病理学位置以及确定病理学特征（650）。在某些实施方案中，所述分析反射光的步骤可以包括：建立彩色图像。从所述彩色图像，可以确定病理学的存在以及它沿着内腔的定位。此外，还可以从所述彩色图像推断出病理学特征（例如它的血液浓度），例如，通过检查它在不同图像区域处的灰度级、成像的病变区域和它的成像的环境（如上面关于图1所述）。

在某些实施方案中，分析散射光和反射光的步骤可以由分析单元或由体内装置的操作员来完成。分析单元可以是体内装置的一部分，或者可以位于它的外部。

现在参考图8，该图解释了根据本发明的另一个实施方案的用于执行光谱分析的方法。根据一些实施方案，用于执行光谱分析的方法可以包括：将体内成像装置插入患者的内腔中，所述体内成像装置可以包括锥面镜（710）。这样的体内装置可以类似于装置200（图4）。在某些实施方案中，所述方法可以包括：通过投射离开锥面镜的光，照明患者的组织内腔（720）。如上面关于图4所述，来自至少4个照明源11、12、13和14的光可以投射在锥面镜上，所述锥面镜然后可以将光投射向组织。

根据一些实施方案，所述方法可以包括：收集从组织内腔反射和散射出的光（730），以及分析反射光和散射光的步骤（740）。在某些实施方案中，所述方法可以包括下述步骤：确定病理学位置以及病理学特征（750）。在某些实施方案中，所述分析散射光和反射光的步骤可以由分析单元或由体内装置的操作员来完成。分析单元可以是体内装置的一部分，或者可以位于它的外部。

在某些实施方案中，所述分析步骤可以包括：获取彩色图像，所述彩色图像可以通过反射光和散射光获得。在某些实施方案中，通过观察所述彩色图像，可以确定病理学沿着内腔的位置。在某些实施方案中，通过分析构成彩色的散射光的波长，可以确定病理学特征。由于在体内的不同物质可以具有可能随病理学的存在而变化的光谱信号，并且由于在体内的这种物质的排列的变化可以由于病理学的存在而发生，特定波长可以指示病理学的存在或甚至病理学特征。

现在参考图9，该图解释了根据本发明的另一个实施方案的用于执行光谱分析的方法。在某些实施方案中，将体内成像装置插入患者的内腔中，所述体内成像装置包括微型光谱仪（810）。这样的体内装置可以类似于装置400（图6A）。在某些实施方案中，所述方法可以包括：照明患者的组织内腔（820）。使用的照明源可以以白光照明。

在某些实施方案中，所述方法可以包括：通过所述装置内的图像传感器，收集从组织内腔反射出的光（830）。所述图像传感器可以获取白光图像。所述方法可以另外包括下述步骤：通过微型光谱仪收集从组织内腔散射出的光（840）。在某些实施方案中，可以存在至少一个用于照明组织的照明源，并且可以由用于获得白光图像的图像传感器获取反射光，相反，当至少一个照明源不工作时，另一个照明源（其可以位于微型光谱仪紧邻处）可以照明组织，并可以由微型光谱仪收集散射光。这些至少2个照明源可以以交替模式照明，而不是同时照明（如上面在图6A中所述）。在某些实施方案中，所述方法可以包括：分析反射光和散射光（850）。在某些实施方案中，所述方法可以另外包括下述步骤：确定病理学位置，以及确定病理学特征（860）。在某些实施方案中，通过观察白光图像，可以确定病理学位置，所述白光图像可以由图像传感器获取。在某些实施方案中，通过分析由微型光谱仪收集的散射光的波长，可以确定病理学特征。如关于图6A-6B所述，微型光谱仪可以包括向量检测器或矩阵检测器，所述向量检测器可以收集来自组织中的某点的散射光，所述矩阵检测器可以收集来自组织线的散射光。

尽管已经参考一个或多个具体实施方案描述了本发明，所述描述意图整体为示例性的，且不应当解释为将本发明限制为所示的实施方案。应当理解，本领域技术人员可以做出各种改进，尽管所述改进没有在本文中予以明确显示，但是在本发明的范围内。

Claims (10)

1.一种体内成像装置，其包括：

至少6个用于在体内照明组织的不同照明源，所述6个照明源中的至少2个在蓝光谱区域中以不同中心波长照明，所述6个照明源中的至少2个在绿光谱区域中以不同中心波长照明，且所述6个照明源中的至少2个在红光谱区域中以不同中心波长照明；

图像传感器，所述图像传感器用于收集从所述组织反射的光；和

设置在所述图像传感器上的色彩分离滤光器，所述滤光器适于防止由所述图像传感器收集的蓝、绿和红光谱区域中的照明之间的重叠，

其中所述至少6个照明源适于以3个照明源的组的形式照明，且其中每组的3个照明源包括一个在蓝光谱区域照明的照明源、一个在绿光谱区域照明的照明源和一个在红光谱区域照明的照明源，所述3个照明源适于同时照明。

2.根据权利要求1所述的体内成像装置，其中所述色彩分离滤光器可以选自：由Omega Optical Incorporated制造的SPECTRA^PLUSXB29、由Hoya制造的V30、由IRIDIAN制造的ZX000019或由Semrock制造的FF01-464/542/639-25。

3.根据前述权利要求中的任一项所述的体内成像装置，其中所述装置是可吞服的胶囊。

4.根据前述权利要求中的任一项所述的体内成像装置，所述装置另外包括变送器，所述变送器用于将收集的数据传输给外部接收器。

5.根据前述权利要求中的任一项所述的体内成像装置，所述装置另外包括分析仪，所述分析仪用于分析由所述图像传感器收集的反射光，并确定病理学特征。

6.一种用于执行光谱分析的方法，所述方法包括：

将体内成像装置插入患者的内腔中，所述装置包括至少6个不同照明源，其中所述6个照明源中的至少2个在蓝光谱区域中以不同中心波长照明，所述6个照明源中的至少2个在绿光谱区域中以不同中心波长照明，且所述6个照明源中的至少2个在红光谱区域中以不同中心波长照明；

在3个照明源的组之间以交替模式照明所述患者的组织内腔，其中所述至少6个照明源适于以3个照明源的组的形式照明，且其中每组的3个照明源包括一个在蓝光谱区域照明的照明源、一个在绿光谱区域照明的照明源和一个在红光谱区域照明的照明源，所述3个照明源适于同时照明；

收集从所述组织内腔反射出的光；

分析反射光；和

确定病理学特征。

7.根据权利要求6所述的方法，其中分析反射光包括：获取彩色图像。

8.一种用于执行光谱分析的方法，所述方法包括：

将体内成像装置插入患者的内腔中，所述装置包括至少4个在不同波长照明的照明源；

照明所述患者的组织内腔；

收集从所述组织内腔反射出的光；

如果已知前2个不同照明波长的反射光的照明强度，通过应用方程式（iii），计算所述前2个不同照明波长在所述组织的反射率之间的比率；和

从所述反射率之间的比率，确定所述组织的血液浓度。

9.根据权利要求8所述的方法，其中计算所述前2个不同照明波长在所述组织的反射率之间的比率包括：

a--如果已知所述组织和所述体内成像装置之间的距离D，且如果已知收集的每个波长I_λi的光的强度，应用方程式（6）；和

b--从方程式（6）求出介质对后2个不同照明波长的吸收系数之间的差异，其中所述后2个照明波长选自血红蛋白在此处的吸光度弱的波长范围。

10.根据权利要求8所述的方法，其中计算所述前2个不同照明波长在所述组织的反射率之间的比率包括：

a--用额外的波长照明所述组织内腔；

b--收集从所述组织内腔对所述额外照明波长反射出的光；

c--如果已知收集的每个波长I_λi的光的强度，且如果未知距离D，应用方程式（8）；

d--求出所述介质对后2个不同照明波长和对所述额外照明波长的吸收系数之间的差异的比率，其中所述后2个照明波长和所述额外照明波长各自在不同波长照明，所述不同波长选自血红蛋白在此处的吸光度弱的波长范围。

Images