CN103477205B - 光学偏振成像 - Google Patents

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Abstract

公开了一种用于使用可包括光源、偏振器、分析器和具有多个图像元素的摄像机的系统来探测组织表面的形态的方法。该方法使用穿过偏振器的入射光照射组织表面。摄像机可以连续序列的图像帧捕获通过分析器的、来自组织表面的散射光。偏振状态的变化可以是下列项中的至少一个的：（1）通过改变偏振器，来自光源的入射光或（2）通过改变分析器，来自组织表面的散射光。在捕获过程中，响应于变化的偏振状态为摄像机的图像元素检测散射光的变化的强度信号。

Description

光学偏振成像
背景
1.技术领域
本发明涉及探测在体内的组织例如体内皮肤组织的形态。
2.相关技术的描述
改变来自混浊介质的反向散射光的偏振状态的现象是众所周知的。在1988年，Philip等人[2]研究了在皮肤组织中的这些现象，并且接下来Anderson等人[3]在1991年也对此进行了研究。在1998年至2002年，Jacques使用了一种侧面照明装置[4，5，6]。在2003年，Anderson将他的用于皮肤病变边界检测的方法用于Mohs显微外科手术[7]。获得了血管和色素性病变的增强视图。在1999年，Bueno等人[8]通过提取Mueller矩阵的16个参数显示了眼视网膜的成像。偏振度(DOP)是从视网膜平面的那些图像中提取的。在2004年，Boulesteix等人[9]使用用于染色的肝活检的方法，提取了来自在可见光和近红外光谱范围的缪勒矩阵的偏振度，并且在不同的波长处着重胶原蛋白的异常结构。在同年，Ramella等人[10]通过使用两个摄像机简化了来自组织的两个偏振(与光源偏振相比平行的和交叉的偏振)的读出，并同步计算了它们之间的标准化对比(Stokes矢量的S1参数)。Weber等人[11]分开地操纵了交叉的和平行的偏振，所以可以识别眼睛中的微小的静脉。Liu等人[12]使用侧面照明和衰减几乎实时地测量了鼠皮肤样品的反向散射Mueller矩阵，且从Mueller矩阵推导出了衰减、延迟和去偏振参数。在2005年Ramella等人[13]描述了通过用于反向散射成像的偏斜照明和甚至简便的工具来照亮组织的一种更好的方法[14]。这允许他们消除眩光，而不需要油或水作为匹配折射率。由Stokes参数PO1＝S1/S0所表示的偏振对比度只携带光源的几个百分比。因此，在 2006年Zhao等人[15]通过使用可以很容易地应用到组织成像的自适应小波变换方法移除了噪音。Bruno等人[16]构建了半球形光谱偏振散射仪来操纵成Stokes参数的系列。在2009年，Zhao等人[17]对组织特性的分析利用主成分分析(PCA)和图像融合[18，19]，并提出了一种视觉增强方法来通过使用假色映射对所获得的光谱和偏振信息进行融合。
美国专利7289211[1]公开了用于计算从皮肤组织的反射上的Stokes参数的方法。
Zhang等人[20]对具有暗红色皮肤的亚洲男性和具有浅粉红色皮肤的白人男性进行了研究。作为经验法则，这些类型的皮肤是各种皮肤中的典型，且肯定适合于优选波长的光谱决定。
参考文献：
[1]JosephT.Wals，“System and method for imaging sub-surfacepolarization-sensitive material structures(用于对次表面偏振敏感材料结构成像的系统和方法)”，美国专利，专利号US7289211，发行日期：2007年10月30日。
[2]J.Philip、Carter NJ、Lenn CP.“Improved optical discrimination ofskin with polarized light(使用偏振光进行的皮肤的改进的光学判别)”，J Soc CosmetChem.1988；39:121-132。
[3]R.R.Anderson，“Polarized light examination and photography of theskin(皮肤的偏振光检查和摄影)”，Arch Dermatol，127，(1991).
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[7]R.R.Anderson，“Demarcation of Nonmelanoma Skin Cancer Margins inThick Excisions Using Multispectral Polarized Light Imaging(在厚切除术中使用多光谱偏振光成像进行的非黑素瘤皮肤癌的边界界定)”，The Society forInvestigative Dermatology，(2003)。
[8]Juan M.Bueno和Pablo Artal，“Double-pass imaging polarimetry in thehuman eye(在人眼中的双通道偏振成像)”，OPTICS LETTERS/Vol.24，No.1/1，1，1999。
[9]Blandine Laude-Boulesteix、Antonello De Martino、Bernard Dre villon和Laurent Schwartz，“Mueller polarimetric imaging system with liquid crystals(带有液晶的缪勒偏振成像系统)”，APPLIED OPTICS，43，14(2004)。
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[11]Anke Weber、Michael C.Cheney、Quinn Y.J.Smithwick、Ann E.Eisner，“Polarimetric imaging and blood vessel quantification(偏振成像和血管量化)”，OPTICS EXPRESS，12，21(2004)。
[12]Gang L.Liu、Yanfang Li和Brent D.Cameron，“Polarization-BasedOptical Imaging and Processing Techniques with Application to the CancerDiagnostics(具有在癌症诊断中的应用的基于偏振的光学成像及处理技术)”，SPIE 4617(2002)。
[13]R.Ramella等人，“Out-of-plane polarimetric imaging of skin:Surfaceand subsurface effects(皮肤的平面外偏振成像：表面和次表面的影响)”，Proc.SPIE5686，142-153(2005)。
[14]Ramella-Romano、Ken Lee、Scott A.Prahl、Steven L.Jacques，“Design,testing,and clinical studies of a handheld polarized light camera(一种手持偏振光摄像机的设计、测试和临床研究)”，Journal of Biomedical Optics 9(6)，1305-1310(11月，12月，2004)。
[15]Yong-Qiang Zhao，“New polarization imaging method based onspatially adaptive wavelet image fusion(基于空间自适应子波图像融合的新型偏振成像方法)”，Optical Engineering，45，12，(2006)。
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[20]R.Zhang、W.Verkruysse、B.Choi、J.A.Viator、B.Jung、L.O.Svaasand、G.Aguilar和J.S.Nelson，“Determination of human skin optical properties fromspectrophotometric measurements based on optimization by genetic algorithms(基于通过遗传算法的优化测定来自分光光度法测量的人体皮肤的光学性质)”，J.Biomed.Opt.10(2)，024030(2005)。
简要概述
根据本发明的特征，提供了一种用于使用可包括光源、偏振器、分析器和具有多个图像元素的摄像机的系统来探测组织表面的形态的方法。该方法使用穿过偏振器的入射光照射组织表面。照射可以是针对具有不同的光谱含量的入射光来执行的。摄像机可以连续序列的图像帧捕获通过分析器的、来自组织表面的散射光。偏振状态的变化可以是下列项中的至少一个的：(1)通过改变偏振器，来自光源的入射光或(2)通过改变分析器，来自组织表面的散射光。在捕获过程中，响应于变化的偏振状态为摄像机 的图像元素检测散射光的变化的强度信号。变化的强度信号可以是周期性的强度信号。可为在全部图像帧中的图像元素中的至少一个分析变化的强度信号以探测组织表面的形态。该分析可包括确定变化的强度信号的峰和谷之间的光强度对比度。该分析可包括确定图像帧之间的变化的强度信号的强度微分。该分析可包括确定连续图像帧之间的变化的强度信号的强度微分。该分析可包括确定图像帧之间的变化的强度信号的二阶或更高阶导数。变化的强度信号可以是时间的函数，并且该分析可包括执行变化的强度信号到在频域中的变换后的强度信号的变换。该分析可包括确定变化的强度信号的帧之间的对比度的平均值。该分析可包括确定变化的强度信号的方差。
根据本发明的特征，提供了一种系统，该系统包括：光源、可变偏振器、第二偏振器和包括具有多个图像元素的图像传感器的摄像机。该系统可操作来使用穿过偏振器的入射光照射组织表面。摄像机可以连续序列的图像帧捕获通过分析器的、来自组织表面的散射光。偏振状态的变化可以是下列项中的至少一个：(1)来自光源的入射光(2)来自组织表面的散射光。散射光的变化的强度信号响应于变化的偏振状态而被检测。变化的强度信号可以是周期性的强度信号。变化的强度信号可以是周期性的强度信号。为全部图像帧中的图像元素中的至少一个执行对变化的强度信号的分析，以探测组织表面的形态。变化的强度信号的分析可包括变化的强度信号的峰和谷之间的光强度对比度。变化的强度信号的分析可包括图像帧之间的变化的信号的强度微分。变化的强度信号的分析可包括图像帧之间的变化的强度信号的二阶导数。变化的强度信号的分析可包括变化的强度信号的帧之间的对比度的平均强度。变化的强度信号的分析可包括变化的强度信号的方差。变化的强度信号可以是时间的函数，并且变化的强度信号的该分析可执行变化的强度信号到在频域中的变换后的强度信号的变换。该系统还可以包括一种用于改变入射光的光谱含量的机构。
附图的简要说明
这里参照附图仅作为例子对本发明进行描述，在附图中：
图1a示出了根据本发明的特征的用于探测组织表面的形态的系统图。
图1b和图1c分别示出了根据一个示例性特征的在图1a所示的系统中存在的系统组件的实现的横截面视图和平面视图。
图1d示出了根据另一示例性特征的在图1a所示的系统中存在的系统组件的实现的横截面视图。
图1e示出了根据又一示例性特征的在图1a所示的系统中存在的系统组件的实现的横截面视图。
图2a示出了根据本发明的一个特征的一系列捕获的图像帧。
图2b示出了基细胞癌的Is和Id的两个例子。
图3示出了使用图2b中所示的图像帧Is和Id的这种SD图像的例子，其示出基细胞癌的界限分明的边界。
图4a和图4b示出了在摄像机的像素之一上的采样信号。
图5示出了使用混合痣的成像的病变型混合痣(CN)的图像。
图6示出了非常坚硬的皮肤恶性黑色素瘤(CMM)的第二个例子。
图7示出了根据本发明的一个特征的方法。
图8a和图8b示出了变化的光强度信号的相应的时域和频域。
详细描述
现在将对本发明的特征进行详细描述，本发明的示例在附图中示出，其中，相似的参考数字始终表示相似的元件。下面通过参照附图描述这些特征以对本发明进行解释。
作为介绍，本发明的方面目的在于用于探测组织例如皮肤组织的新颖方法。在此公开的方法中，没有明确确定Stokes参数或Mueller矩阵参数。在正被探测的表面上的入射光的偏振状态例如周期性地被改变。散射光穿过分析器通过摄像机被观看。在入射光或散射光的偏振正在被改变的同时，获得了散射光的一序列图像帧。对摄像机的一个或多个图像元素产生 散射光的变化的(通常是周期性的)强度信号。根据本发明的不同方面，图像帧和强度信号的处理可通过几种方式来执行。例如，该序列的图像帧可用于提取相邻图像帧之间的平均对比度。该序列的图像帧可用于从一个图像帧到另一图像帧提取在一个或多个附近的图像元素处的散射光强度微分。类似地，可从一个图像帧到另一图像帧确定一个或多个像素的强度变化的更高阶导数。
本文所公开的方法可应用于诊断皮肤病变。
本文所用的术语“偏振器”和“分析器”是指通过折射、反射、吸收和/或衍射进行操作的包括一个或多个双折射波片和/或电光器件的一个或多个偏振光学元件。
本文所用的术语“平均值”或“平均数”是指一组光强度值的平均值。该平均值的计算是通过以特定的方式例如加法将来自列表的光强度值进行组合并且例如通过除以列表中的光强度值的数目计算单个数作为列表的平均值。
本文中所用的术语“方差”是指一组光强度值被展开得多远的量度。方差是描述该组光强度值离平均光强度值多远的概率分布的几个描述符之一。尤其是，方差可以是概率分布的矩之一。方差可以是测得的光强度与光强度的平均值之间的平方差的预期值。
现在参考图1a，图1a示出了根据本发明的特征的用于探测组织表面的形态的系统图10。系统10包括光源12，光源12具有光学元件以将从光源12发出的光引导例如准直到正被探测的表面8(例如，皮肤病变)上。从光源12发出的光穿过偏振器18，偏振器18可以连续地和/或周期性地改变从光源12发出的光的偏振状态，以将可变偏振入射光9透射到表面8上。从表面8散射的光穿过分析器4，并由图像传感器或摄像机2所接收。可选地，或除了入射光以外，散射光的偏振可通过例如使分析器4旋转而被连续地和/或周期性地改变。摄像机2可以是电荷耦合器件(CCD)或互补金属氧化物半导体CMOS型等。摄像机2被连接到处理器14，处理器14接收从摄像机2捕获的图像帧16。透明窗口11可用于与组织表面8接触，并且入射光和散射光透射过窗口11。
入射光9或散射光6的可变偏振可以通过在光学元件及电光元件领域中已知的任何方式实现。偏振可通过使双折射波片旋转而被改变。用于改变入射光或散射光的偏振的其他设备可包括使用空间调制，例如液晶偏振调制器。入射光9的偏振可从线偏振改变到圆偏振或从圆偏振改变到线偏振。线偏振光或椭圆偏振光的角度可被改变。椭圆偏振的一个状态可被改变到任何其他的偏振状态。Stokes参数或Mueller参数中的任何变化可在入射光9中被表示。
改变偏振状态可通过例如通过偏振器18和/或分析器4的旋转改变偏振状态来执行。入射光9的偏振可能会改变，而在摄像机2前面的分析器4是固定的。入射光9的偏振器18可以是固定的，而在摄像机2前面的分析器4可能会改变(例如旋转)。偏振器18和分析器4都可能会改变(例如同时旋转)。
在所有的情况下，在变化的偏振期间，摄像机2捕获一序列的图像帧16。
如果表面8具有单调的光学形态，则在偏振被改变同时，散射光6可能不会经历显著的变化。边界和高散射区对入射光9的偏振变化可能更敏感，并且可能对不同的入射偏振状态产生不同的图像。
现在参考图1b和图1c，图1b和图1c分别示出了根据一个示例性特征的在图1a所示的系统10中存在的系统组件的实现的横截面视图10a和平面视图100。摄像机2被示为带有图像传感器2a和透镜2b。与传感器2a和透镜2b一起垂直于Z轴的是分析器4、偏振器18和窗口11。带有驱动轴5b的电机5a被连接到齿轮5c。当齿轮被电机5a旋转时，齿轮在与Z轴成直角的方向上使偏振器18旋转。光源12可包括灯12a和透镜12b。从光源12发出的聚焦光穿过偏振器18以借助于偏振器18的旋转将可变的偏振入射光9透射到窗口11上和/或表面8上。来自窗口11和/或表面8的散射光穿过固定的分析器4、通过透镜2b并到达图像传感器2a上。
现在参考图1d，图1d示出了根据另一示例性特征的在图1a所示的系统10中存在的系统组件的实现的横截面视图10b。当齿轮5c被电机5a旋转时，齿轮5c借助于分别附接到偏振器18和分析器4的有角部件18a和 4a使偏振器18和分析器4旋转。分析器4在与Z轴成直角的平面内旋转，并且偏振器18在相对于Z轴成B角的平面内旋转。角B可以大于零度并且小于90度。从光源12发出的聚焦光穿过偏振器18以借助于偏振器18的旋转将可变的偏振入射光9透射到窗口11上和/或表面8上。来自窗口11和/或表面8的散射光穿过也在旋转的分析器4、通过透镜2b并到达图像传感器2a上。
现在参考图1e，图1e示出了根据又一示例性特征的在图1a所示的系统10中存在的系统组件的实现的横截面视图10c。图1e和图1d是类似的，分别除了两个电机5a和5d以外，这两个电机5a和5d彼此独立地旋转偏振器18和分析器4。附接到驱动轴5b和电机5a的齿轮5c连接偏振器18的有角部件18a，以便使偏振器18旋转。类似地，附接到驱动轴5e和电机5d的齿轮5f与分析器4连接，以便使偏振器4旋转。
所捕获的视频序列的预处理
由于在皮肤的表皮层中的散射，皮肤病变是一个很好的例子。所捕获的序列可被处理为图像帧16的单独文件，或者该序列也可任选地被处理为在单个文件中的视频序列。系统10可以被应用于对皮肤病变成像，而线偏振光的角度通过旋转偏振器18而被改变。散射光向上朝着摄像机2散射。摄像机2捕获如在图2a中示意性地示出的帧16。图像帧16具有下标k＝1到N，Ik是N个帧中的第k个帧。偏振器18可被旋转多次，以提高算法中的信噪比。在当前的例子中的例如640×480个图像元素(像素)的每一个帧Ik实质上对应于由偏振器18所产生的偏振角αk的单个状态。
现在参考图2，图2示意性地示出在皮肤病变的不同入射偏振状态下捕获的一序列的图像帧16。在偏振状态αk中的连续变化期间取N个帧。当显著的镜面般的图像出现时，Is被示为图像帧16。当图像看起来漫射和非镜面时，Id被显示。被标记为“镜面的”和“漫射的”的图像是针对基细胞癌(BCC)的。
本文公开的方法使用皮肤病变表面8作为组织或散射材料的非限制性的例子，但是该方法可以任选地被应用于任何其他半透明的表面。
在偏振器18的变化过程中，由于来自皮肤内的异质结构的散射，来自病变的散射光6也发生变化。在它们的结构中没有变化的区域将不会在散射光6中产生显著的差异，因此，所捕获的图像帧16可在帧与帧之间显示最小的变化。当存在材料边界或散射点时，在图像帧16之间的更显著的差异被预期。在这种情况下，对于入射光的每个偏振状态，散射光6可改变其偏振和强度。为了揭露在材料折射率或一般光学形态中的这些结构变化，不同的算法可选地用于强调在正被探测的表面上的散射光6的边界和度数。
1)镜面-漫射算法，SD算法。
2)平均帧对比度，称为AFC算法。
3)当应用于二阶微分时的平均微分算法，称为AD2算法。
注意：AD3、AD4...ADn(n＝整数)可应用于更高阶的微分。
SD算法：镜面漫射的
在整个序列的图像帧16中，可从被检查的表面的表层清楚地看到镜面般的反射。在皮肤中，它将是角质层。镜面般的图像帧16被标记为图2中的Is，其中s代表镜面般标志(光亮表面)通常发生在当入射偏振是在与分析器4相同的偏振时。在Is图像帧16之间有漫射图像帧16Id，漫射图像帧16Id通常发生在当表面反射的偏振与分析器4正交时。图2b示出了基细胞癌的两个例子Is和Id。可以看出，Is图像帧16在其表面上具有更多的眩光，而Id缺乏这种眩光。以与定义标准化的第二Stokes参数类似的方式，可以定义指定镜面般的Is图像帧16和漫射的Id图像帧16之间的对比度的以下SD图像：
SD＝(Is-Id)/(Is+Id) (1)
当在摄像机2处的偏振器是固定的时，SD图像不同于第二Stokes参数，并且Is中的眩光可以来自于任意的反射角。方程1能够强调不同的散射区域的边界。
图3示出了使用图2b中所示的图像帧16Is和Id的这种SD图像的例子，其示出了基细胞癌的界限分明的边界。
AFC算法：平均帧对比度
表面例如皮肤病变的光学形态具有吸收、透射、散射的任意光学特性，并且从一病变到另一病变、在体内的不同区域处或对于不同人将始终是不同的。因此，AFC算法取两个相邻的图像帧16Ik+m和Ik的所有对比度的平均值。m是可以由用户选择的整数，这里m＝2。方程(2)显示了两个相邻状态之间的对比度。在形态如散射区域内的高空间变化将在Ck图像中产生较大的值。回顾随机的光学形态，Ck将在最终后处理中被平均为AFC图像，并被定义在方程3中：
C k = | I k + 2 - I k | I k + 2 + I k - - - ( 2 )
A F C = 1 N - 1 Σ k = 1 N C k - - - ( 3 )
AFC算法强调了在所检查的表面上的高散射区域的空间内部变化。在皮肤病变中，它可以指示可以导致恶性肿瘤的异常，比如发育异常出现。
AD2算法：二级平均微分
假设表面具有高的光学散射，改变偏振将很少产生摄像机12的所记录的强度中的线性变化。由摄像机12记录的强度(或图像帧16)将在偏振状态的变化过程中在每个像素处产生曲率。该曲率的度数由方程4中的AD2算法来表示，该算法对在摄像机2的检测器上的每个像素使二级微分平均。曲率越高，AD2的值越高。
A D 2 = 1 2 ( N - 1 ) Σ k - 1 N | I k + 2 - I k | × | I k + 2 + I k - 2 I k + 1 | - - - ( 4 )
︱Ik+2+Ik-2Ik+1︱与数值二阶导数有关，并指示强度Ik中的曲率度数的变化。
为了避免两点Ik+2与Ik之间的变化不显著或源于噪声的情况，︱Ik+2+Ik-2Ik+1︱乘以差︱Ik+2-Ik︱。方程4也可以使用通过除以分母处被减去的元素的总和进行的标准化来写出，例如方程5-7，或仅仅对二阶导数取平均，如在方程8中的。然后，图像色彩图将必须被修改。括号(AD2)1...(AD2) 4指示定义AD2的几个选择。
( A D 2 ) 1 = 1 2 ( N - 1 ) Σ k - 1 N | I k + 2 - I k | × | I k + 2 + I k - 2 I k + 1 | | I k + 2 + I k | × | I k + 2 + I k + 2 I k + 1 | - - - ( 5 )
( A D 2 ) 2 = 1 2 ( N - 1 ) Σ k - 1 N | I k + 2 - I k | × | I k + 2 + I k - 2 I k + 1 | | I k + 2 + I k + 2 I k + 1 | - - - ( 6 )
( A D 2 ) 3 = 1 2 ( N - 1 ) Σ k - 1 N | I k + 2 - I k | × | I k + 2 + I k - 2 I k + 1 | | I k + 2 + I k | - - - ( 7 )
( A D 2 ) 4 = 1 2 ( N - 1 ) Σ k - 1 N | I k + 2 + I k - 2 I k + 1 | - - - ( 8 )
为了理解AD2的含义，让我们跟随摄像机的像素之一上的采样信号，如在图4a和图4b中所示的，其中轴是在特定像素上的强度与皮肤病变上的入射光的离散偏振角αk的关系曲线。数值曲率测量可被表示为点{αk+1，Ik+1}处的测量的采样强度与相邻两点Ik和I k+2间的平均值{αk+1，(Ik+2+Ik)/2}之间的距离的幅度。在这两点之间的距离将是︱(Ik+2+Ik)/2-Ik+1︱。注意，在方程4-8中，2的除数被取出在加和符号之外。
在扫描过程中，在病变上的入射偏振的角不断变化，因此我们预期在摄像机2上也有连续的变化，因此，如果Ik+2图像帧16与Ik相比变化不大，我们将Ik+1中的跳跃解译为噪声并且可以忽略不计，并且AD2应接近于暗电平，意味着Ik+2和Ik是彼此接近的。
现在还参考图4(a)和图4(b)。图4(a)示出了当α改变时在摄像机2的任意像素的强度的变化。实线是模拟强度，黑圈是其数值样本。图4(b)示出了在Ik与Ik+2之间实际没有显著变化的情况，其中Ik+1不在虚线上。在这种情况下，Ik+1可以被认为是噪声。
图4b的曲线图考虑到方程4中的︱Ik+2-Ik︱的乘法。换句话说，式4收集了类似于图4a的当在Ik与Ik+2之间有显著差异时的情况，该差异以点Ik与Ik+2之间的强度差异的幅度而加强。微分偏振扫描方法可考虑到深层将使入射偏振光失去其偏振并显现为非偏振背景光的事实。所以方程3-8主要强调了病变的浅层的变化，同时仍然保留了某种程度的偏振。
例子：在诊所中使用本文所公开的方法
在以色列Beer-Sheva的Soroka医院获得了临床体内图像。在患者进入他们的手术室之前，皮肤病变的图像已被捕获。下面一节介绍使用两个波长520nm和700nm的AFC和AD2算法的后处理图像。基于可从Zhang等人[20]的工作中推断出的特性，不同的波长可被应用于不同的穿透：
(1)在520nm和700nm处的透射率之间的大的差异，以及
(2)在这些波长中的每一个周围的光谱依赖性几乎是平坦的。
现在也参考图5，图5示出了使用混合痣的成像的病变型混合痣(CN)的图像。如图5所示，可以使用AFC和AD2算法很清楚地看出从肉眼隐蔽的图案(图5-正常的图像帧)。AFC是指比病变的周围区域具有更高的散射特性的区域，并且AD2指示反向散射中的变化的曲率。这两种情况都揭示了病变成为肿瘤的趋势。
现在参考图6，图6示出了非常坚硬的皮肤恶性黑色素瘤(CMM)的第二个例子。在这个例子中，胶原蛋白和弹性蛋白的结构已被损坏，并因此产生了成形为岛的高散射区的随机区域。
SD、AFC和AD2算法能够区分开来自表面的散射光6的不同度数。SD算法主要用于识别病变的边界。单调的表面在AFC图像和AD2图像中出现为朦胧或模糊的图像，其中表面光学特性的变化随着暗示第一表面层的内部结构的图案而出现，取决于波长。受入射光波长控制的穿透深度是光与物质相互作用的讨论，在大部分混浊介质深层中会使射入的偏振光失去其偏振并从表面出现作为背景光。
这些算法可不仅仅应用于皮肤病变，而是也可应用于任何其他的散射或浑浊介质。由摄像机2捕获的图像帧16中的变化可以用几种方法产生：(1)在光源处或摄像机2前面的偏振变化(2)变化的波长(3)改变光的强度(4)改变装置的几何结构(5)改变光路(6)或导致由摄像机2捕获的图像帧16中的变化的任何其他系统参数。
现在参考图7，图7示出了根据本发明的一个特征的方法701。由于窗口11被放置在组织表面8上，且在步骤703中，组织表面8被偏振入射 光9穿过窗口11照亮。偏振入射光9来自光源12，穿过偏振器18。在步骤705中，来自组织表面8的散射光透射过分析器4并进入摄像机2，穿过透镜2b并到达图像传感器2a上。摄像机2可操作地连接到处理器14，并且多个图像帧16被处理器14捕获和处理。如前所述，偏振器18可以是固定的，与分析器4一起移动或独立于分析器4而移动。类似地，分析器4可以是固定的，与偏振器18一起移动或独立于偏振器18而移动。因此，在步骤707中，通过针对入射光9改变偏振器18的至少一种情况，或在来自表面8的散射光通过改变分析器4而被改变的另一种情况下，偏振状态可改变。在步骤709中，可检测到摄像机2的图像元素，该图像元素给出了响应于偏振状态正在被改变的变化的强度信号(步骤707)。在步骤711中，可针对整个图像帧16中的图像元素中的至少一个来分析变化的强度信号。
分析步骤711可包括确定图像帧16之间或连续的图像帧16之间的变化的强度信号的强度微分或第二微分。分析步骤711可还包括确定变化的强度信号的帧之间的对比度的平均值和/或变化的强度信号的方差。如果变化的强度信号是时间的函数，则分析步骤711可包括变化的强度信号变换到在频域中的变换后的强度信号。变换形式可以是快速傅立叶变换、拉普拉斯变换或在信号处理领域中已知的任何变换。
现在参考图8a和图8b，图8a和图8b示出了变化的光强度信号的相应的时域80a和频域80b。在图8a中，虚线示出了时间周期T的正弦波和实际测得的振幅随时间变化的光强度信号。频域80b示出了在1除以时间周期T的频率处的峰值振幅。在这种情况下，分析步骤711可包括确定在时域80a中所示的变化的强度信号的峰和谷之间的光强度对比度。频域80b示出了变化的强度信号是周期性的强度信号，其具有由1除以时间周期T的频率处的峰值所示的基本峰值。基本峰值可指示分析器4处于固定的位置中并且偏振器18周期性地旋转或反之亦然。在两个不同频率处的两个基本峰值可指示偏振器18和分析器4都以两个不同的恒定速度旋转。频域80b也示出了可指示组织表面8的特定条件的其他频率分量。
本文使用了不定冠词“a(一)”，“an(一)”，如“偏振器”，“光源” 具有“一个或多个”的意思，即，“一个或多个偏振器”或“一个或多个光源”。

Claims (16)

1.一种用于使用包括光源、偏振器、分析器和具有多个图像元素的摄像机的系统来探测组织表面的形态的方法，所述方法包括：
使用穿过所述偏振器的入射光照射所述组织表面；
由所述摄像机以连续序列的图像帧捕获来自所述组织表面的、通过所述分析器的散射光；
同时改变来自所述光源的所述入射光和来自所述组织表面的所述散射光各自的偏振状态，改变来自所述光源的所述入射光的偏振状态是通过改变所述偏振器来进行的，而改变来自所述组织表面的所述散射光的偏振状态是通过改变所述分析器来进行的；
在所述捕获过程中，响应于变化的偏振状态检测所述摄像机的图像元素的所述散射光的变化的强度信号；
分析全部所述图像帧的所述图像元素中的所述变化的强度信号，从而探测所述组织表面的形态，其中所述分析包括确定所述变化的强度信号的帧之间的对比度的平均值。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述照射是针对具有不同的光谱含量的入射光来执行的。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述分析包括确定所述变化的强度信号的峰和谷之间的光强度对比度。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述分析包括确定图像帧之间的所述变化的强度信号的强度微分。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述分析包括确定连续图像帧之间的所述变化的强度信号的强度微分。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述分析包括确定所述图像帧之间的所述变化的强度信号的二阶导数。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，所述分析包括确定所述变化的强度信号的方差。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，所述变化的强度信号是时间的函数，其中所述分析包括执行所述变化的强度信号到频域中的变换后的强度信号的变换。
9.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，所述变化的强度信号是周期性的强度信号。
10.一种包括光源、可变偏振器、分析器和摄像机的系统，所述摄像机包括具有多个图像元素的图像传感器，所述系统可操作来：
使用穿过所述偏振器的入射光照射组织表面；
由所述摄像机以连续序列的图像帧捕获来自所述组织表面的、通过所述分析器的散射光；
同时改变来自所述光源的所述入射光和来自所述组织表面的所述散射光各自的偏振状态；
响应于变化的偏振状态，检测所述摄像机的图像元素的所述散射光的变化的强度信号；
为全部所述图像帧的所述图像元素执行对所述变化的强度信号的分析，以探测所述组织表面的形态，其中对所述变化的强度信号的所述分析包括所述变化的强度信号的帧之间的对比度的平均值。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，对所述变化的强度信号的所述分析包括所述变化的强度信号的峰和谷之间的光强度对比。
12.根据权利要求10所述的系统，其中，对所述变化的强度信号的所述分析包括图像帧之间的所述变化的信号的强度微分。
13.根据权利要求10所述的系统，其中，对所述变化的强度信号的所述分析包括所述图像帧之间的所述变化的强度信号的二阶导数。
14.根据权利要求10所述的系统，其中，对所述变化的强度信号的所述分析包括所述变化的强度信号的方差。
15.根据权利要求10所述的系统，其中，所述变化的强度信号是时间的函数，其中，对所述变化的强度信号的所述分析执行所述变化的强度信号到频域中的变换后的强度信号的变换。
16.根据权利要求10所述的系统，还包括：
用于改变所述入射光的光谱含量的机构。
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