法1100包括使用超光谱图像立方1140的至少两个 偏振模式来使用下面的公式计算三维差分偏振数据立方1160 :
[0125] AF0L(入）=IP(入）_IX(入）
[0126] 三维差分偏振数据立方660部分取决于图1和图2中描述的平行偏振的表面反射 分量。组织的表面的反射的性质是Lambertian反射：反射的量与碰到组织的光的入射角的 余弦成比例。组织的平坦区域看上去更亮，而脊和谷更暗，这是由于照射光和组织之间的入 射角度造成的。组织中的谷可作为光陷阱。因此，从AF0L数据得到的图像可变形为组 织表面地形图1170的图。
[0127] 扩展到一般组织表征
[0128] 虽然以上已经参照区分两个具体异常的具体示例解释了本发明，但是将理解的 是，本文描述的测量将光强度的测量空间提供为偏振的位置、波长和程度的函数，其可被转 变为表征组织的体像素的三维阵列。本文公开的方法和系统的应用不限于上述示例。
[0129] 1、测量系统
[0130] 图12中是一种用于捕获和处理多模式光学测量的系统。该系统包括：将照射光 引导到样本1240的照射光束路径1280、捕获和检测由样本1240再发射的光的再发射光捕 获路径1290、和用于控制照射和检测到的光并处理检测到的光的数据处理单元1295。照射 光束路径1280包括光源1210、照射光谱选择单元1220和照射偏振选择单元1230。再发射 光捕获路径包括再发射光偏振选择单元1250、再发射光光谱选择单元1260和检测器1270。 照射光源1210可以是以下项中的至少一项：宽带灯（诸如钨或弧光灯）、单一波长激光、多 波长激光、超连续激光、发光二极管、或本领域中现在或未来公知的类似光源。光谱选择单 元1220和1260可以是光学滤光器、光学滤波片轮、衍射光栅、液晶可调谐滤光器、声光可调 谐滤光器、基于电浆的光谱选择设备（诸如金属纳米结构）、或本领域中现在或未来公知的 光谱选择设备。偏振选择单元1230可以是常规偏振器，诸如可转动晶体或线栅偏振器或液 晶可变延迟器、基于等离子金属类纳米结构的过滤器、或本领域中现在或未来公知的类似 设备。光学系统1280可以包括自由空间光学器件，诸如透镜、反射镜和棱镜、光纤、集成光 学器件、液体光导、或本领域中现在或未来公知的可执行相同功能的其它技术。
[0131] 在优选实施例中，照射光源1210包括并入光谱可编程光源中的氙弧灯，诸如由 OneLightCorporation,Vancouver,BC出售的商标为OneLight?Spectra的产品，其仅在 一个线性状态下偏振。如本领域普通技术人员将理解的，可使用分束器和两个方位正交的 偏振器来将从组织样本检测到的光划分为包括交叉偏振和平行偏振的两条光学路径，并且 由单个CCD相机在每条路径中检测每个偏振图像。
[0132]备选地，从组织样本再发射的光可以被光谱滤波，并通过包括液晶可变延迟器和 方位与照射偏振正交的线偏振器的偏振选择单元。液晶可变延迟器可被控制为在使从组织 样本再发射的光通过线偏振器之前选择性地旋转该光的偏振，使得固定的线偏振器可用作 交叉的、45°的、平行的或任何其它角度的偏振滤光器，并且可以利用单个CCD相机顺序地 捕获来自每个状态的信号。
[0133] 在本发明的另一实施例中，可以通过经由光管或光纤传递超光谱、偏振光，并经由 同一光管或光纤或不同的光管或光纤接收再发射的光，来在内窥镜测量中采用用于获得信 息的系统。可以由本领域普通技术人员选择可应用的偏振选择和光谱滤波方法。
[0134]2、通过求解多维逆问题来表征组织
[0135] 本公开的总体目标在于基于多模式光学测量实现对正被测试的组织的结构特性 的精确的三维表示。为了在合理时间段内获得精确、高分辨率的模型，公开的系统开始于多 模式测量，产生作为波长A和测量空间中的位置x'、y'的函数的线偏振程度和荧光各向异 性的值，并估计组织的结构特性。之后，系统基于关于测量的值或线偏振和荧光各向异性的 估计的结构特性的预测效果的比较，来校正这些特性。这通过求解由图11大体示出的多维 逆问题来实现。
[0136] 估计模块1180基于对组织的多模式光学测量产生组织结构特性；也就是说，到 估计模块的主要输入是作为测量空间中的检测元素的位置和波长的函数的线偏振的程度 (DLPx'，y'（A))、以及作为测量空间中的检测元素的位置和波长的函数的校正的荧光各向 异性（FAx'，y'（A))，并将组织的结构特性（诸如组织中的黑色素的位置和量）提供为其 输出。最初，基于正常组织对将用于测试中的照射光的可能响应的了解以及（如果可用的 话）对可能由存在于组织中的病理引起的改变的某些理解，来估计该模型的参数。通过设 置用于估计模块的参数的初始条件来实现这些估计。
[0137]提供三维正向模型1190,其基于组织结构特性（例如组织中的黑色素的位置 和量）以及对应用于测试中的入射照射光（Ix，y(A)1140)的了解，来预测应该发生的 组织的光学响应；即，正向模型的主要输入是组织的结构特性，并且主要输出是预期的 DLPx'，y'（A) 1150和FAx'，y'（A) 1130。到正向模型1190的另一输入是表示由模块 1170响应于线偏振的程度而产生的组织的表面地形图的数据，其中，所述线偏振的程度作 为由模块1160计算的测量空间中的检测元素的位置和波长的函数（ADLPx'，y'（A))。 由估计模块1180产生的组织结构特性被提供为到正向模型的输入，以基于已知照射光、 逆模型的参数和ADLPx'，y'（A)1160来从正向模型产生预期的DLPx'，y'（A)1150和 FAx'，y'U) 1130 作为输出。
[0138] 由正向模型产生的输出DLPx'，y'U)1150和FAx'，y'U)1130随后与由测量产 生的实际的DLPx'，y'（A)和FAx'，y'（A)进行比较。在可接受容差内的任何差异被用于 改变估计模块1180的参数，并且新的组织结构特性被应用于正向模型1190的输入，等等， 直到来自正向模块1190的所有输出DLPx'，y'（A) 1150和FAx'，y'（A) 1130均在单元1112 的可接受阈值内。此时，系统的输出包括由估计模块1180产生的最终结构组织特性。因此， 将应用由上述模型实现的逆模型算法和正向模型来确定每个体像素处的组织成分。
[0139] 系统的正向模型1190可使用用于光通过组织传播的各种模型，诸如MonteCarlo 方法、散射理论和随机游走方法、辐射传输模型或本领域已知的其它类似模型。
[0140] 可以考虑的属性包括组织成分和光学属性，其包括组织的已知吸收、散射和荧光 属性。任何正向模型的输出是与由测量系统1200测量的数据对应的数据组。逆问题算法 基于标准或理想正向模型组织成分值而假设初始状态。其还假设对与组织成分的真实生理 限制对应的组织成分输入的相对贡献的限制。逆问题算法随后迭代地调整正向模型的组织 成分特性的相对量，直到输出数据组和测量数据组趋于一致。对相对组织成分输入的限制 将迭代约束在生物合理性的界限内，并限制不必要的计算以使算法更快且更高效地趋于一 致。
[0141] 3、简化的超光谱和偏振系统
[0142] 图13示出仅使用基于超光谱和偏振的测量的三维组织特性的简化系统1300。其 包括使用超光谱数据的至少两个偏振模式1300来创建线偏振光谱特征的程度1320。示 例性偏振模式包括平行的、45度的、交叉的或其它方位的线偏振照射和线偏振检测。系 统1300可包括DLP光谱特征1320,可用于提取针对目标组织的三维光学属性的初始估计 1330。目标组织的三维光学属性包括至少两层。方法1300还可包括提取可用于三维组织 模型1340中的三维成分的估计和解剖组织映射图。
[0143] 系统1300以与参照系统1100描述方式相同的方式求解了逆问题，并可使用上述 正向模型中的任意一个。
[0144] 4、简化的超光谱、荧光和偏振系统
[0145] 图14示出了使用基于超光谱、荧光和偏振的测量对组织成分进行三维重构的简 化系统1400。该简化系统包括使用超光谱数据的至少两个偏振模式1440来创建线偏振光 谱特征的程度1450。示例性偏振模式包括平行的、45度的、平行的或其它方位的线偏振照 射和线偏振检测。
[0146] 系统1400还可包括超光谱图像数据形式的超光谱数据。超光谱图像数据可被构 建为包括荧光图像的至少两种偏振模式1410的超光谱数据立方的形式。
[0147] 可以分析焚光图像的至少两种偏振模式1410,以创建焚光各向异性映射图1420。 方法1400还可包括在相应荧光发射波长的相同波长范围处使用DLP映射图1450来对荧光 各向异性进行衰减校正1430。
[0148] 系统1400可包括DLP光谱特征1450,并且校正的荧光映射图1430可用于提取针 对目标组织的三维光学属性的初始估计1460。目标组织的三维光学属性包括至少两层。方 法1400还可包括提取可用于三维组织模型1470中的三维成分的估计和解剖组织映射图。
[0149] 系统1400以与参照系统1100描述方式相同的方式求解了逆问题，并可使用上述 正向模型中的任意一个。
[0150] 黑色素遮掩的消除
[0151] 本文还公开了用于基本消除表层黑色素的遮掩影响和散射的方法和子系统的实 施例。方法和系统提供一种比现有的多波长成像技术更精确地进行皮肤色基量化的偏振衰 减函数APa，如上所述，现有的多波长成像技术的色基图中产生黑色素和血红蛋白之间的不 太好的相关性或者针对具有高黑色素含量的皮肤产生不合理的血氧饱和度。
[0152] 该方法基于镜面反射和反相散射的光使用皮肤的活体、无创、超光谱、偏振敏感成 像来利用黑色素或血红蛋白变化确定皮肤的解剖和功能特性。该装置产生、并且方法采用 两个正交的线偏振超光谱图像强度数据立方。当应用于皮肤的高色素区域时，该方法产生 生物合理色基图。
[0153]1、活体、无创、偏振超光谱数据捕获
[0154] 提供了 一种能够实现对皮肤的活体、无创的偏振超光谱成像的皮肤镜，该皮肤镜 包括超光谱光源、用于照射目标和收集再发射的光的偏振和其它光学器件、图像检测器和 实现对皮肤病变的基于多模式成像的测量的控制磁分析软件。如图15中所示，实现对皮 肤的活体、无创、偏振超光谱成像的皮肤镜大致包括控制台1502和手持探头1504。控制台 中的计算机提供并控制样品照射和数据获取、图像处理、数据归档和数据发送。在特定示例 中，照射光由光谱可编程的Onelight⑩Spectra照射系统1506产生，其中，所述系统1506 具有氣弧光源和基于微电子机械的在468nm到857nm的范围中的波长选择能力。然而，应 理解在不脱离本发明的原理的情况下，可以使用其它的宽光谱光源。控制台还包括计算机 1507和显示器1508、以及适当的输入和输出和数据存储设备。手持探头1504包括两个相 机；分束器1520 ;光纤光导1522和1524,其将光从控制台照射源引导到将该组件定位在正 确深度的固定装置以照射组织表面。所述设备优选地以限制到检测器的镜面反射的量的 几何结构来向皮肤提供漫反射照射。环形线偏振器1526被布置在光纤的前方，以仅允许 线偏振光照射到组织表面。两个相机共享多元素成像光学器件1528,并且每个相机分别具 有方位彼此正交的偏振滤光器1530和1532。该配置捕获维持存在于来自皮肤的表层和 较深层两者的反射中存在的线偏振的皮肤的图像、以及交叉偏振图像。由这两个空间注册 (register)的相机获取的同步图像以平行和交叉偏振两者产生皮肤的11_X16mm区域的 两个图像。如图16中所示，通过利用33个波长带的顺序照射实现的对目标区域的超光谱 成像来获得平行偏振图像栈1602和交叉偏振图像栈1604,其中，所述33个波长带从可见 光（468nm)到近红外范围（857nm)，并且波长步进为~13nm。可通过将用于宽带照射的光 源编程为用于模仿传统彩色相机中的典型Bayer滤光器来产生数字彩色图像。这些彩色图 像被提供为用于显示或者用于与标准皮肤镜相比较。在MacKinnon,N.B.等人的Invivo skinchromophoremappingusingamultimodeimagingdermoscope(SkinSpec?),Proc. SPIE，8587,85870U(2013)中描述了关于这种具体设备的额外系统细节。在图16中，由P相 机和X相机检测到的最小空间可分辨线宽大约为110ym，其通过对USAF1951分辨率测试 目标进行成像来测量。
[0155] 2、计算的光谱密度ODi和偏振衰减光谱APa
[0156] 需要校准步骤，以便调整空间和光谱强度Z(x，y，A)、仪器的响应以校正检测器响 应、光源特性和仪器传输函数。成像软件确定用于单个波带的相机曝光次数以优化独立于 照射强度变化的相机的动态范围。使用下面的方程来计算在平行（Zu)和垂直（Zi)偏振 状态下对Spectralon?反射表面进行成像的校准数据立方：
[0157]
[0158] 其中，R||skin和Riskin是由平行和交叉偏振相机获得的皮肤超光谱图像的反 射测量。R||s_tMlcJPRis_tralcin是由相同平行和交叉偏振相机获得的标准漫反射参考 白板（Spectralon)超光谱图像的反射测量。由于Spectralon和皮肤不同地散射光， 所以校准处理的该部分可能会引入小误差，需要"校准因子"（fx,y,x)，这在Jacques，S. L.nMcAuliffe,D.J.的Themelanosome:thresholdtemperatureforexplosive vaporizationandinternalabsorptioncoefficientduringpulsedlaser irradiation.Photochem.Photobiol，53, 769-775 (1991)中论述D 与如上所述的DLP的使用 不同，该校准因子可被忽略为被删除，如在下面的方程中所示。
[0159] Zu和Zi两者均被充当皮肤表面上的吸收滤光器的表层黑色素吸收（Tmel_x，y，A) 所影响。为了去除对较深层皮肤色基的光谱的表层黑色素衰减的影响，引入偏振衰减函数 Ap〇L:
和AP(]L=log(RSuperflclal)-log(R!丨） (3)
[0161] 其中，2_^。131是通过从平行偏振图像立方减去交叉偏振图像立方获得的 皮肤表层的反射，见Jacques,S.L.、Ramella-Roman,J.C和Lee,K?的Imagingskin pathologywithpolarizedlight,JBiomedOpt, 7, 329-340 (2002) ;Morgan，S.P?和 Stockford,I.M.的Surface-reflectioneliminationinpolarizationimagingof superficialtissue,Opt.Lett.，28，114-116(2003) ；Arimoto,H.的Multispectral PolarizationImagingforObservingBloodOxygenSaturationinSkinTissue.,Appl Spectrosc，60, 459-464 (2006)。方程（2)示出在每个像素（x，y)处的校准因子（fx,y, A)和散 射函数（Gx,y,A)，并且波长（A)可以通&ZSupCTfi(：ial除以Z||来校正。RSupCTfi(：ial是主要来自于 色素表皮的反向散射光。Zu包括受表层和深层黑色素以及氧合和脱氧血红蛋白影响的表面 和深入穿透的反射光。传统地，光密度函数〇Di在对数函数中具有负号，0Di= -log(Z±(X， y，入））。然而，在APa对数函数中，Zu在分母中，不需要负号。Zu和ZSupCTfimal均包括表面 眩光。通过引入APa函数，通过ZZSupCTfl"al的除法，将基本上消除会影响吸收器量化的 表面眩光。
[0162] RSupCTfi(：ial和R11的自然对数可以使用Beer-Lambert方程与色基浓度线性相关，如 下面的方程4和5所示：
[0163] l