JP2013544151A - 生体内イメージング装置及びスペクトル解析を行う方法 - Google Patents

Abstract

生体内イメージング装置及びスペクトル解析を行う方法は、患者の内腔に生体内装置を挿入することと、組織内腔を照明することと、組織からの散乱光及び反射光を集めることとを含む。一例として、装置は組織を照明するための少なくとも６つの照明光源を含んでもよい。６つの照明光源のうちの少なくとも２つは青色スペクトル領域において異なる波長で照明し、少なくとも２つは緑色スペクトル領域において異なる波長で照明し、少なくとも２つは赤色スペクトル領域において異なる波長で照明する。３つからなる群より照明するように照明光源を適合させるが、その際、３つの照明光源からなる各群は、青色スペクトル領域にて照明する照明光源１つと、緑色スペクトル領域における１つと、赤色スペクトル領域における１つとを含む。３つの照明光源からなる各群は同時に照明する。装置はさらに、反射光を集めるためのイメージセンサ及びイメージセンサによって集められる青色、緑色及び赤色のスペクトル領域における照明間での重なり合いを妨げるように適合させる、イメージセンサに配置されるカラー分離フィルタを含んでもよい。

Description

本発明は、生体内イメージングの分野に関するものであり、より具体的にはスペクトル解析を行う生体内イメージング装置に関する。

たとえば、消化（ＧＩ）管に沿った病変の検出は通常、内視鏡によって行われる。内視鏡は、消化管に沿って押し進められるに際し、消化管のイメージを取得し、次いで、消化管内腔は、たとえばポリープの異常性について走査される。しかしながら、病変の存在の検出は十分ではない。病変を解析し、病変が癌性であるか又は良性であるかを判定する必要も存在する。癌、前癌及び他の腸疾患に典型的である細胞構造（たとえば、核の大きさ及び細胞の密度）の変化及び血液内容の変化は、スペクトル手段によって発見し、解析することができる。

弾性散乱分光法を行う２、３のプローブが知られている。組織から散乱する光の特徴によってこれらのプローブは、たとえば、癌性か、良性かという病変の種類を判定し得る。しかしながら、これらのプローブはすべて患者の口から挿入され、プローブの挿入中及び内腔内におけるその操作の間、患者の不快感の原因となり得る。さらに、弾性散乱データを提供するこれらのプローブは内腔の「白色光」又はカラーのイメージを提供することはないが、それらは、消化管に沿った病変の位置を特定するために必要とされてもよい。

従って、生体内の内腔の標準のイメージとスペクトル情報との双方を提供できる改善された生体内装置に対するニーズがあるため、病態位置の決定と同様に、病態の重症度のさらに正確な判定が行われてもよい。

本発明の一実施形態に応じた、生体内イメージング装置の模式的な縦断面図。 本発明の実施形態に応じた、照明及び集光方式の模式的グラフを示す図。 本発明の実施形態に応じた、スペクトル解析を行うための模式的なシステムを示す図。 本発明の実施形態に応じた、波長に対する媒体吸収の模式的グラフ及び組織反射率の模式的なグラフを示す図。 本発明の第３の実施形態に応じた、生体内イメージング装置の模式的な縦断面図。 本発明の第４の実施形態に応じた、生体内イメージング装置の模式的な縦断面図。 本発明の第４の実施形態に応じた、生体内イメージング装置の断面の正面図。 本発明の第５の実施形態に応じた、生体内イメージング装置の模式的な縦断面図。 本発明の第５の実施形態に応じた、生体内イメージング装置のコンポーネントのうちの１つの部分の分解図。 本発明の一実施形態に応じた、スペクトル解析を行う方法を示す図。 本発明の別の実施形態に応じた、スペクトル解析を行う方法を示す図。 本発明のさらに別の実施形態に応じた、スペクトル解析を行う方法を示す図。

本発明は、内腔に挿入され、生体内イメージを提供すると共にスペクトル解析を行う装置及び方法を提供する。
本発明の一実施形態では、スペクトル解析を行う生体内イメージング装置は複数の異なる照明光源を備えても良い。一部の実施形態では、生体内装置は、撮像素子を含んでおり、撮像素子は標準のＲＧＢフィルタを備えてもよく、異なる時間中に複数の照明光源のそれぞれを操作することによって交互方式で照明を行う。他の実施形態では、撮像素子は、それ自体に配置されるカラー強化フィルタのタイプ又はカラー分離フィルタのタイプを備えてもよい。撮像素子によって集められる青色、緑色及び赤色のスペクトル領域の照明間における重複を、カラーフィルタによって防止させてもよい。このような実施形態では、複数の照明光源（たとえば、少なくとも６つの照明光源がそれぞれ異なる波長で照明する）は、照明光源の複数の群において照明してもよい。各群は、青色領域のスペクトルに対応する波長で照明する１つの照明光源と、緑色領域のスペクトルに対応する波長で照明する１つの照明光源と、赤色領域のスペクトルに対応する波長で照明する１つの照明光源とから成ってもよい。このような３つの異なる照明光源を備える全ての群は同時に照明してもよく、それによって、照明期間及び集光期間を短縮する。

一部の実施形態では、生体内装置は、飲み込み可能な自律装置であってもよく、他の実施形態では、装置は内視鏡又は他の装置若しくはプローブであってもよい。
一部の実施形態では、スペクトル解析を行う方法は、複数の照明光源を含み得る生体内イメージング装置を患者の内腔に挿入することを含んでおり、その際、各照明光源は異なる波長で照明してもよい。一部の実施形態では、方法は交互方式で患者の組織を照明することを含んでもよい。

一部の実施形態では、方法は、組織内腔から反射される光を集めることをさらに備えてもよい。これは装置に含有される撮像素子によって実施されてもよい。一部の実施形態では、方法は、病態の特徴を判定する工程と同様に、反射された光を解析する工程及び病態の位置を判定する工程を含んでもよい。一部の実施形態では、反射された光を解析する工程はカラーイメージ（カラー画像）を作成することを含んでもよい。カラーイメージを観察することによって、病態の存在を判定し、内腔に沿ったその位置をさらに判定してもよい。さらに、病態の特徴は、たとえば、その血液濃度は、たとえば、異なるイメージ領域、イメージ化された病変領域及びイメージ化されたその周辺におけるグレーレベルを調べることによってカラーイメージから推測することもできる。

一部の実施形態では、散乱光及び反射光を解析する工程は、生体内装置の解析ユニット又はオペレータのいずれかによって実施されてもよい。解析ユニットは生体内装置の一部であってもよく、その外に配置されてもよい。

一実施形態では、スペクトル解析を行う生体内イメージング装置は球状のウインドウを含んでもよい。装置は、異なる波長で組織を照明するための少なくとも４つの照明光源と、イメージセンサとをさらに含んでもよい。一部の実施形態では、少なくとも４つの照明光源から発っせられた光を、照明光源からの光ビームを組織に再配向する反射体に配向するための光学手段を備えてもよい。このような反射体の例は錐鏡であってもよい。反射体、たとえば、錐鏡は、装置の視野角の範囲に実質的に平行な角度において組織に配向された光を投影するように構成されてもよい。一部の実施形態では、反射体、たとえば、錐鏡は、迷光を回避するように球状のウインドウの中央に位置してもよい。一部の実施形態では、装置は、組織から散乱及び反射する光の焦点をイメージセンサに合わせるための光学系をさらに備えてもよい。一部の実施形態では、少なくとも４つの照明光源、イメージセンサ、反射体及び光学系が球状のウインドウの凹面の向こう側に位置し、それらを介して作動してもよい。

一部の実施形態では、照明の範囲は視野と実質的に同一、すなわち、照明の角度は視野角の範囲に実質的に平行であってもよい。
一部の実施形態では、装置の光学手段は、少なくとも４つの照明光源から発っせられた光を平行な光ビームとする光軸調整レンズを備えてもよい。装置は、平行な光ビームを集光レンズに再配向する折り返しミラーをさらに備えてもよく、集光レンズは光ビームを集めて、それを錐鏡に配向するためのものである。

一部の実施形態に応じて、少なくとも４つの照明光源のうち少なくとも２つは、組織における血液の存在を判定するために好適な波長で照明してもよく、他の２つの照明光源は胆汁又は他の腸内容物の存在を判定するために好適な波長で照明してもよい。一部の実施形態では、血液の存在を判定するために好適な波長は４００〜６００ｎｍの範囲から選択されてもよく、胆汁又は他の腸内容物の存在を判定するための波長は６００〜９００ｎｍの範囲から選択されてもよい。

一部の実施形態では、スペクトル解析を行う生体内イメージング装置は球状のウインドウを備えてもよい。装置は、異なる波長で組織を照明するための照明ユニットをさらに備えてもよい。一部の実施形態では、照明ユニットは球状のウインドウの中央に位置してもよい。一部の実施形態では、装置はイメージセンサと、組織から散乱し及び反射した光の焦点をイメージセンサに合わせるための光学系とをさらに備えてもよい。一部の実施形態では、照明ユニット、イメージセンサ及び光学系は球状のウインドウの向こう側に位置してもよい。

一部の実施形態では、照明ユニットは異なる波長で組織を照明するための少なくとも４つの照明光源を備えてもよい。
他の実施形態に応じて、スペクトル解析を行う生体内イメージング装置は、組織を照明するための第１の照明光源と、イメージセンサと、組織から反射した光の焦点をイメージセンサに合わせるための光学系を備えてもよい。一部の実施形態では、装置は、第２の照明光源の極めて近傍に位置する散乱光を集めるための小型分光計をさらに備えてもよい。一部の実施形態では、小型分光計は、組織から散乱した光を別々の特定の波長に分離する回折格子及び分離した散乱光を集めるための検出器を含んでもよい。

一部の実施形態では、小型分光計は、ベクトル検出器として配置される複数の画素を含んでもよい。他の実施形態では、小型分光計はマトリクス検出器として配置される複数の画素を含んでもよい。

一部の実施形態では、装置は、回折格子によって分離された後の分離された散乱光を受け取り、小型分光計を形成する複数の画素のうち異なる特定の画素に、分離した特定の波長の焦点を合わせるための円筒状の集束レンズを含んでもよい。

一部の実施形態では、スペクトル解析を行う方法は、錐鏡を含む装置に類似する生体内イメージング装置を患者の内腔に挿入する工程を含んでもよい。方法は錐鏡から光を投影することによって患者の組織内腔を照明する工程をさらに含んでもよい。一部の実施形態では、方法は組織内腔から反射され、散乱される光を集めることを含んでもよい。方法は、反射し及び散乱した光を解析すること並びに病態の特徴と同様に病態の位置を判定することをさらに含んでもよい。一部の実施形態では、解析する工程はカラーイメージを取得することを含んでもよく、そのカラーイメージに従って、内腔に沿った病態の位置を判定してもよく、散乱光の解析（たとえば、散乱光の様々な波長の解析）によって病態の特徴を判定してもよい。

他の実施形態では、スペクトル解析を行う方法が、小型分光計を含む装置に類似する生体内イメージング装置を患者の内腔に挿入する工程を含んでもよい。方法は、患者の組織内腔を照明すること及びイメージセンサによって組織内腔から反射される光を集めることをさらに含んでもよい。一部の実施形態では、方法は、小型分光計によって組織内腔から散乱される光を集めることを含んでもよい。方法は、反射し及び散乱した光を解析する工程と、病態の特徴と同様に内腔に沿った病態の位置を判定する工程とをさらに含んでもよい。

上述される目的及びその他の目的並びに本発明の利点は、参照文字が全体を通して類似の部分を参照する添付の図面と併せて下記の詳細な説明を熟考する際に明らかであろう。
説明を単純にし及び明瞭にするために、図に示す要素は必ずしも原寸に比例して描かれてはいない。たとえば、一部の要素の寸法は明瞭にするように他の要素に比べて誇張されてもよい。さらに、適当であるとみなされる場合、対応する又は類似の要素を示すように、参照番号は複数の図に渡って繰り返されてもよい。

以下の詳細な説明では、本発明の十分な理解を提供するために多数の特定の詳細が述べられる。しかしながら、本発明はこれらの特定の詳細なしで実践され得ることが当業者によって理解されるであろう。他の例では、本発明を曖昧にしないように、周知の方法、手順及びコンポーネントについて詳細には記載されない。

下記に示される生体内イメージング装置は、今日知られているような現在の弾性散乱検出装置の改変である。本発明において記載される生体内装置は、照明された組織のイメージと照明された組織におけるスペクトル解析情報とを提供してもよく、それらは、内科医が患者の状態のさらに正確で完全な解析を提供することを可能にし得る。内科医は内腔に沿った病変の位置に関する、たとえば、消化器に沿った臓器が突き止められた病変であるという情報（本発明において記載される生体内装置によって取得され得るカラーイメージから判定され得る）を受け取り、同様に病変の診断に関する情報（本発明で記載される生体内装置によって取得されるスペクトル情報によって判定され得る）を受け取る。さらに、本発明において記載される生体内装置は、飲み込み可能な、自律的な、無線装置であり、それは、今日知られているような現在の弾性散乱検出装置より容易に患者に挿入されてもよい。しかしながら、本発明は、飲み込み可能な、自律装置に限定されることはなく、たとえば、内視鏡又は他のプローブなどの他の装置を指してもよい。

ここで図１を参照すると、本発明の一実施形態に応じた生体内イメージング装置の模式的な縦断面が示される。本発明の実施形態に応じて、図１に示されるように、生体内イメージング装置１００は、外部装置への配線接続を含まない飲み込み可能な自律装置であってもよい。生体内イメージング装置１００は、電源内蔵型で、無線伝送を介して外部受信機に集めた情報を送信してもよい。生体内装置１００は、カプセル形状又は球形状であってもよいが、生体内の内腔、たとえば、消化管に渡って、装置１００の容易な消化管への挿入及び消化管を通じた通過を可能にする限り、他の形状が用いられてもよい。

本発明の実施形態に応じて、生体内装置１００は、装置１００が内腔に沿って移動するに際し、内腔壁、たとえば、内腔壁１６を照明するように複数の照明ユニット１０を備えてもよい。一部の実施形態では、照明ユニット１０は、少なくとも４つの照明光源、たとえば、照明光源１１、１２、１３及び１４のマトリクスを備えてもよい。一部の実施形態では、イメージセンサ２０の傍に配置される２つ以上の照明ユニット１０があってもよく、たとえば、撮像素子２０の周りに配置される４つの照明ユニットがあってもよい。１つの照明ユニットに対して用いられる照明光源の数は、他の数であってもよい。光学系１７に対して円対称に位置する２以上の照明ユニットマトリクス１０が存在する装置１００の光源構成の利点は、異なる照明光源１１、１２、１３、１４（及び／又はその他）が比較
的均一に光を分配し、光学イメージングシステム１７の視野において比較的均一な光の分布を達成することである。

一部の実施形態では、たとえば、１１及び１２として記載される照明光源は組織における血液の存在を判定するために好適な波長で照明してもよい。たとえば、照明光源１１及び照明光源１２は、４１５ｎｍ、５４０ｎｍ、５６０ｎｍ、５７０ｎｍ及び６００ｎｍから選択される波長で照明してもよく、これらは血液、特にヘモグロビンにおいて良好な吸光度を示す波長の例である。血液において良好な吸光度を経験する他の波長を用いてもよい。血液の検出に好適な波長で照明する照明光源の数は、他の数であってもよい。ヘモグロビンにおいて良好な吸光度を経験する、特定の中心波長で照明する発光ダイオード（ＬＥＤ）の例は、４３０ｎｍで照明するキングブライト社（Ｋｉｎｇｂｒｉｇｈｔ）によって製造されるＫＰＨＫ−１６０８ＭＢＣ、４７０ｎｍで照明する日亜（Ｎｉｃｈｉａ）によるＮＥＳＢ００７Ａ、５２３ｎｍで照明するオスラム社（Ｏｓｒａｍ）によるＬＴＬ２９Ｓ、５５５ｎｍで照明するバイバー社（Ｂｉｖａｒ）によるＳＭ０６０３ＰＧＣ、５６２ｎｍで照明する東芝（Ｔｏｓｈｉｂａ）（ＥＢＶ社）によるＴＬＰＧＥ１００８Ａ又は６７４ｎｍで照明するキングブライト社（Ｋｉｎｇｂｒｉｇｈｔ）によるＫＰＨＨＳ−１００５ＣＧＣＫ及び６０５ｎｍで照明するアバゴ社（Ａｖａｇｏ）ファーネル社（Ｆａｒｎｅｌｌ）によるＨＳＭＤ−Ｃ１９０でもよい。他のＬＥＤ又は他の好適な光源を使用してもよい。

一部の実施形態では、たとえば、１３及び１４などの照明光源は、胆汁又は他の腸内容物の検出に好適な波長で照明してもよい。たとえば、照明光源１３は、７００ｎｍの波長で照明してもよく、照明光源１４は、８５０ｎｍの波長で照明してもよい。一部の実施形態では、照明光源１３及び１４は、６００ｎｍ〜９００ｎｍの波長範囲から選択される波長で照明してもよく、これらの波長は、胆汁において良好な吸光度を経験する波長（これらの波長はヘモグロビンにおいて実質的に吸光度を経験しない）の範囲である。胆汁又は他の腸内容物において良好な吸光度を経験する他の波長を使用してもよい。胆汁又は他の腸内容物の検出に好適な波長で照明する他の数の照明光源を使用してもよい。腸内容物において良好な吸光度を経験する特定の中心波長で照明するＬＥＤの例は、６１０ｎｍで照明するキングブライト社によるＫＰＨＨＳ−１００５ＳＥＣＫ、６３０ｎｍで照明するアバゴ社（ファーネル社）によるＨＳＭＳ−Ｃ１９０、６６０ｎｍで照明するバイバー社によるＳＭ０６０３ＵＲＣ、８８０ｎｍで照明するキングブライト社によるＫＰ１６０８ＳＦ４Ｃ並びにそれぞれ６１０ｎｍ、７００ｎｍ及び８２０ｎｍで照明するエピテックス社（Ｅｐｉｔｅｘ）によるＳＭＴ６１０、ＳＭＴ７００及びＳＭＴ８２０でもよい。他のＬＥＤ又は他の好適な光源を使用してもよい。

反射光が血液の存在を示し、胆汁など（血液の透過スペクトルに類似する透過スペクトルを意図せずに有する）他の内腔内容物の存在を示すか否かを判定するように、反射光を血液の透過スペクトル及び胆汁の透過スペクトルと比較する必要がある。血液、胆汁又はそれらの双方が生体内に存在するか否かを判定する方法は、本発明と共通の譲請人の「出血検出のためのデバイス、システムおよび方法」と題される国際公開番号ＷＯ２０１０／０８６８５９に記載されており、その全体が参照によって本明細書に取り入れられる。たとえば、ＷＯ２０１０／０８６８５９の図１１の記載に応じて、生体内の血液の存在と胆汁の存在とを区別するように「血液スコア」及び「胆汁スコア」を算出する。「血液スコア」は、４００〜６００ｎｍ（高い特異度で血液が光を吸収する波長）の範囲から選択される少なくとも２つの異なる波長における少なくとも２つの測定光強度の読み取り値から算出されてもよく、「胆汁スコア」は、６００〜９００ｎｍ（高い特異度で胆汁が光を吸収する波長）の範囲から選択される少なくとも２つの異なる波長における少なくとも２つの検出光強度の読み取り値から算出されてもよい。プロセッサは、測定された複数の透過スペクトル（「血液スコア」及び「胆汁スコア」）を対応する参照スペクトルと比較して
もよく、胆汁、血液又は双方の濃度を決定してもよい。

他の実施形態では、上述される照明光源の群を含む照明ユニット１０に代えて、照明光源１１、１２、１３及び１４が互いに離されて配置されてもよく、照明光源のマトリクスの範囲内に存在しなくてもよい。一部の実施形態では、マトリクスの範囲内には存在しないが、互いに離されて配置される照明光源１１、１２、１３、１４（及び／又はその他）の少なくとも１つが光学系１７に対して対称に撮像素子２０の周りに位置してもよい。

一部の実施形態に応じて、撮像素子２０は、「標準の」ＲＧＢ撮像素子を含んでもよく、たとえば、撮像素子２０はバイヤ（Ｂａｙｅｒ）フィルタ配列を含むＣＭＯＳ又はＣＣＤイメージセンサであってもよい。反射光を集めて、その後、生体内のポリープの存在及び重症度を判定することを補助するカラーイメージを生成するように、２、３の照明及び集光の方法が可能である。方法の１つは、交互方式で照明することであり、たとえば、異なる照明光源によって異なる時間中に照明することであってもよい。たとえば、照明光源１１が単独で、ある所定の時間照明し、その後照明光源１２が同一の時間又は異なる所定の時間照明してもよい。そこで初めて、照明光源１３が所定の時間照明してもよく、次いで照明光源１４が続いて別の時間照明してもよい。同一波長の照明光源が２以上存在する実施形態では（それらが照明光源１１、１２、１３、１４又はその他の照明光源の場合）、同一波長の照明光源のそれぞれは同時に照明し、その後、異なる波長の次のタイプの照明光源が照明する。照明光源を交互にするこの方式を使用することによって、撮像素子は特別なフィルタを要求することを必要とすることなく、全ての波長における全ての反射光の組み合わせのイメージがその後プロセッサ（図示なし）によって生成され、該プロセッサは、装置１００内に位置してもよく又は装置１００の外に位置してもよい。

他の実施形態では、照明及び集光の他の方法が使用されてもよい。たとえば、撮像素子２０は「照明光源」の波長に対応するいくつかのフィルタを含んでもよい。このようなフィルタは、バンド幅の狭いフィルタ、干渉フィルタ又は回析光学要素（ＤＯＥ）フィルタでもよい。図１に示されるように、撮像素子２０は、画素スケールにおけるフィルタ、たとえば、それぞれ照明光源１１、１２、１３及び１４に対応するフィルタ２１、２２、２３及び２４を備えてもよい。すなわち、撮像素子２０の異なる画素は照明される波長に対応する異なるカラー感度を有する。一部の実施形態では、撮像素子２０は、照明される波長に対応する異なる特定の波長において光を集めるための専用のフィルタを備えるため、交互方式で照明する必要はなく、むしろ、全ての照明光源は同時に照明してもよい。撮像素子２０によって実施される集光からカラーイメージが生成されるので、病変の存在及び診断が推測され得る。

一部の実施形態では、撮像素子２０（図１）は、青色、緑色及び赤色のスペクトルそれぞれについてのロングパスフィルタ、ショートパスフィルタ、ワイドバンドパスフィルタ又はそれらの組み合わせを備えてもよい。たとえば、撮像素子２０は、撮像素子２０自体の前段にフィルタをいくつか備えてもよい；フィルタ１、フィルタ２及びフィルタ３（図示なし）が使用されてもよい。フィルタ１は、フィルタ１と示される光通過曲線に応じて青色スペクトルをフィルタリングするために使用されてもよく、フィルタ２は、フィルタ２を示す光通過曲線に応じて緑色スペクトルをフィルタリングするために使用されてもよく、フィルタ３は、フィルタ３を示す光通過曲線に応じて赤色スペクトルをフィルタリングするために使用されてもよい。一部の実施形態では、フィルタ１及びフィルタ３はフィルタ２と同様にワイドバンドパスフィルタであってもよいが、一方、他の実施形態では、フィルタ１はショートパスフィルタであってもよく、フィルタ３はロングパスフィルタであってもよい。画素スケールに実装され得る大きなスケールにおけるロングパスフィルタ（たとえば、フィルタ３）の例は、ニューメキシコ州、アルバカーキのＣＶＩメレスグリオ社（Ｍｅｌｌｅｓ Ｇｒｉｏｔ）によって製造されるＬＰＦ−６００、ＬＰＦ−６５０
、ＬＰＦ−７００であってもよい。画素スケールに実装され得る大きなスケールにおけるショートパスフィルタ（たとえば、フィルタ１）の例は、ニューメキシコ州、アルバカーキのＣＶＩメレスグリオ社によって製造されるＳＰＦ−４００、ＳＰＦ−４５０、ＳＰＦ−５００であってもよい。画素スケール（たとえば、フィルタ２）に実装され得る大きなスケールにおけるワイドバンドパスフィルタの例は、ニューメキシコ州、アルバカーキのＣＶＩメレスグリオ社によって製造されるＦ４０−５５０．０−４、Ｆ７０−５５０．０−４であってもよい。ロングパスフィルタ、ショートパスフィルタ及びワイドバンドパスフィルタの他の例を使用してもよい。

ここで図２を参照すると、本発明の実施形態に応じた波長／強度のグラフにおける照明及び集光方式の模式的グラフが示される。一部の実施形態では、各照明光源が異なる時間に照明する交互方式の照明を行うことの間と、イメージセンサに配置された複素フィルタを使用することの間との妥協案である、イメージ取得の別の方法が実践されてもよい。この妥協案は、生体内の内腔、たとえば、消化管に沿って、受動的に移動する、たとえば、自律的な飲み込み可能なカプセルなどの操作不能な生体内装置における使用に好適である。比較的多数の照明光源を使用し、異なる別々の時間において照明光源を照明する場合、照明過程に時間がかかるため、装置は内腔に沿ってすでに新しい位置に移動しているため、各照明期間において取得されたイメージは同一ではない。このことが後のカラーイメージの生成に際する困難さの原因となり得る。他方、イメージセンサに複素フィルタを加えることは、このようなフィルタが実際、利用可能であると仮定しても高価であり得る。従って、下記の照明及び集光の方法が本発明で記載される生体内装置において容易に実装され得るし、上述される双方の方法の利点を組み合わせ得る。

一部の実施形態では、照明機構は、曲線λ_１、λ_２、λ_３、λ_４、λ_５及びλ_６によって表される照明方式を有する特定の中心波長の照明光源が、交互方式において照明するが、照明光源間において交替しないというものであってもよい。たとえば、それぞれが特定の中心波長を有しており、同時に照明し得る照明光源の第１の群は、青色スペクトル領域、たとえば、λ_１において照明する複数の照明光源の１つと、緑色スペクトル領域、たとえば、λ_３において照明する複数の照明光源の１つと、赤色スペクトル領域たとえば、λ_５において照明する複数の照明光源の１つとを含んでもよい。波長軸に沿った撮像素子２０のフィルタ間において実質的な重複は存在せず、照明光源λ_１、λ_３及びλ_５の波長間においても重複が存在しないため、３つの照明光源λ_１、λ_３及びλ_５はすべて、第１の時間の間、同時に照明してもよい。一部の実施形態では、第１の照明時間に続いて、バンド幅の狭い照明光源の第２の群が同時に照明してもよい第２の照明時間があってもよい。たとえば、第２の照明時間の間、青色スペクトル領域、たとえば、λ_２において照明する複数の照明光源の１つであってλ_１とは異なる波長で照明し得る照明光源は、緑色スペクトル領域、たとえば、λ_４において照明する複数の照明光源の１つ（λ_２とは異なる波長で照明し得る）と同時に照明してもよく、かつ、赤色スペクトル領域、たとえば、λ_６において照明する複数の照明光源の１つ（λ_５とは異なる波長で照明し得る）と同時に照明してもよい。さらに再び、撮像素子２０のフィルタ間において実質的な重複が存在せず、照明光源の波長λ_２、λ_４及びλ_６間においても重複は存在しない。他の数の照明光源の群を使用してもよい。

イメージセンサ２０は、３つ（又はそれ以上）の異なる照明光源について、同一の時間又はサイクルにおいて３つのスペクトル領域におけるイメージング装置（図１）の視野にある組織又は体液から反射された光を集めてもよい。従って、照明群、たとえば、上記に開示した２つの群の総照明時間は、各照明光源が異なる及び別々の時間において照明する場合の総照明時間よりも短くなり得る。より短い照明時間によって、生体内の実質的に同一の位置において各スペクトルに対応する反射光を集めることが可能になる。さらに短い時間内（たとえば、２〜４ミリ秒間）における照明及び反射光の集光によって、装置が生
体内の他の位置に移動する前に反射光が実質的に同一の生体内の位置から反射されることを保証する。プロセッサ（図示なし）によって生成され得るスペクトルすべての組み合わせのイメージは、白色光イメージに類似してもよい。

一部の実施形態では、イメージセンサ２０（図１）に画素スケールのフィルタを加える代わりに、イメージセンサ２０全体に配置され得る他の大きなスケールのフィルタを使用してもよい。標準のＲＧＢ撮像素子（たとえば、バイヤフィルタ配列）は青色、緑色及び赤色のスペクトル領域において重複を可能にするフィルタを含むので、撮像素子によって集められる青色、緑色及び赤色のスペクトル領域における照明間での重複を防止するようにする追加のフィルタが撮像素子２０に配置されてもよい。イメージセンサ２０に配置され得るこれらのフィルタは、純色、たとえば、青色、緑色及び赤色の３つのバンドの通過を可能にする一方で、中間の波長を遮断する。従って、スペクトル間において重なる（クロスオーバする）ことなく、特定の中心波長のみを有する照明光源のそれぞれについて集光が行われてもよい。照明光源の単独のスペクトルのそれぞれについて集光が行われ得るので、内腔のカラーイメージを生成する能力に加えて、特定の集められたスペクトルのそれぞれは、組織の特徴（たとえば、血液の存在）を示すように用いられてもよい。撮像素子２０に配置され得るこのような大きなスケールのフィルタの例は、オメガオプティカル社（Ｏｍｅｇａ Ｏｐｔｉｃａｌ）によるＳＰＥＣＴＲＡ^ＰＬＵＳＸＢ２９、ＨＯＹＡ社によるＶ３０、イリディアン社（ＩＲＩＤＩＡＮ）によるＺＸ００００１９又はセムロック社（Ｓｅｍｒｏｃｋ）によるＦＦ０１−４６４／５４２／６３９−２５であってもよく、これらすべては、カラー強化フィルタのタイプ又はカラー分離フィルタのタイプである。青色／緑色及び緑色／赤色のスペクトルの間で重複する領域を実質的に防止する他の大きなスケールのフィルタを使用してもよい。

そのような実施形態では、このようなカラー強化フィルタが撮像素子２０に設置される場合、たとえば、曲線λ_１、λ_２、λ_３、λ_４、λ_５及びλ_６によって表される照明方式を有する特定の中心波長の照明光源は、交互方式において照明されてもよい。照明の相互方式は、それぞれ、異なるスペクトル；青色、緑色又は赤色から選択される照明光源の群の同時の照明を含んでもよい。たとえば、同時に照明し得る照明光源の第１の群は、λ_１、λ_３及びλ_５であってもよく、一方で、同時に照明し得る照明光源の第２の群は、λ_２、λ_４及びλ_６であってもよい。照明は同時に照明する照明光源の群において行われるため、全ての群全体の総照明時間（たとえば、２〜４ミリ秒間）は、異なる照明光源の照明時間に続いて異なる時間において、各照明光源により照明する場合の総照明時間より相対的に短くなってもよい。図２に関して記載されるように、短い時間における照明及び反射光の集光（たとえば、２〜４ミリ秒）によって、反射光が生体内の実質的に同一の位置から反射されることを保証する。一部の実施形態では、装置１００は送信機（図示なし）、通常無線周波数（ＲＦ）送信機を含んでもよい。生体内装置１００によって捕捉されたイメージデータ及び他のデータは、無線接続、たとえば、無線通信チャネルによって、装置内に位置するアンテナ（図示なし）を介した送信機によってデータ信号として送信されてもよい。データ信号は外部のレコーダ又は受信機（図示なし）によって受信されてもよい。

一部の実施形態に応じて、光反射からイメージが生成されると、イメージ全体は、オペレータ、たとえば内科医によって又は装置１００の中部若しくは外部に存在する分析器によって解析される。潜在的な病変の検出及び血液濃度の検出のために、イメージが解析されてもよい。潜在的な病変の外観を有する捕捉された表面が検出されると、イメージにおける「病変領域」について及び同一イメージにおける「病変領域」の周辺について血液濃度が算出されてもよい。カラーイメージから血液の濃度を算出する取りうる方法の１つは、イメージにおける赤色の領域のグレーレベルを算出することによって実施されてもよい。「病変領域」における算出された血液濃度が、その周辺の血液濃度と比較して高ければ
、それは癌性病変であると結論付けられてもよい。しかしながら、「病変領域」における血液濃度が、その周辺の血液濃度とほぼ同一であれば、病変は良性であると結論付けられてもよい。

複数の照明光源を含む装置によって集められるスペクトル情報において下記の方法が実装されてもよく、照明光源のそれぞれは異なる特定の中心波長を（たとえば、バンド幅の狭い照明を）有する。たとえば、生体内装置１００（図１）、生体内装置２００（図４、詳細は後述される）、生体内装置３００（図５Ａ〜５Ｂ、詳細は後述される）又は生体内装置４００（図６Ａ〜６Ｂ、詳細は後述される）などの生体内装置によって提供されるスペクトル情報（たとえば、組織からの光の反射から生成されるイメージ）において下記の方法が実装されてもよい。スペクトル情報（たとえば、集められた光の反射）を提供し得る他の装置、たとえば、内視鏡又はバンド幅の狭い照明光源を含む他の装置若しくはプローブが使用されてもよい。スペクトル解析を行い、次いで、カラーイメージから血液濃度レベルを判定するこれらの方法は、装置に含有されるイメージセンサによって集められる光の強度を算出することによって実施されてもよい。集められた光の強度の算出に続いて、各照明波長ごとの組織からの反射が取り出されてもよい。方法は、組織からの異なる照明波長に対する反射を比較すること及び病変が癌性又は良性であるのかを判定することを備えてもよい。

照明波長ごとの照明強度を算出する基礎式は下記のように定義される：

式中、
Ｉ_λｉは、生体内装置に含有されるイメージセンサによって集められる光の強度であり、波長λ_ｉにおいて照明する照明光源に続くものである（Ｉ_λｉは、照明波長に応じることに加えて、光学設計、たとえば、Ｆ値及び撮像素子の設計、たとえば、画素サイズに応じる。しかしながら、光学設計及び撮像素子の設計は固定されており、同一の装置によって照明される波長において不変であるため、それらの設計は計算から無視されてもよい）；
Ｉ_０λｉは、波長λ_ｉにおいて照射する照明光源の照明強度である；
Ａは、入射角度に応じる組織の反射率を表すアルベド（Ａｌｂｅｄｏ）係数である（Ａは波長に低い相関を有する）；
Ｒ_λｉは、照明波長及び組織の組成に応じる組織の反射率である；
Ｄは、生体内装置と組織との間の距離である（図３Ａ）；
Ｃ_ｃｏｎｔは、装置と組織との間に存在する内容物又は媒体の濃度である；
γ_λｉは、波長λ_ｉにおける内容物／媒体の吸収係数である；
βは、照明波長と低い相関を有する、内容物／媒体の散乱係数である。

簡略化の理由のために、Ｃ_ｃｏｎｔ及びγ_λｉは１つの変数α_λｉに統合されてもよい。α_λｉは装置と組織との間に存在する内容物／媒体の吸光度を表してもよい。α_λｉは濃度に依存する。

従って、式（ｉ）は下記のように短縮される：

上述されるように、異なる照明波長によって生じる組織からの反射同士を比較することによって、血液濃度における徴候が提供されてもよい。一部の実施形態では、組織の血液濃度は異なる波長における組織からの反射間の比に比例すると仮定される。たとえば、血液濃度は、次式に比例する。

上の式において、
Ｒ_λｉは、波長λ_ｉにおける組織からの反射である；
λ_１及びλ_２は、ヘモグロビンの吸光度が高レベル、すなわち、そのピーク値に近い又はピーク値である波長であり；
λ_３は、ヘモグロビンの吸光度が非常に弱い波長の範囲から選択される波長である。
たとえば、λ_１は５４０ｎｍであってもよく、λ_２は５６０ｎｍであってもよく、λ_３は６１０ｎｍ以上であってもよい。好適な波長の他の例は：λ_１は５７６ｎｍであってもよく、λ_２は５６０ｎｍであってもよく、λ_３は６１０ｎｍ以上であってもよい。

一部の実施形態では、装置は「クリーンな」環境、すなわち、装置と組織の間に内容物又は媒体は存在しない環境において作動し、従って、α_λｉ及びβは式（ｉｉ）において無視されてもよい。

従って、次式は、

次式に応じて導かれてもよい。

この計算は「病変領域」及びその周辺の双方に対して実施されてもよく、次いで、病変が癌性か又は良性かを判定するように、２つの「実際の」血液濃度を比較してもよい。
他の実施形態では、算出された血液濃度の確度に関するより信頼できる結果を取得するように、実際には、環境はクリーンな環境ではないため、撮像素子からの病変の距離及び
撮像素子からの病変の周辺の距離を推定して、組織及び病変を取り囲む媒体の吸収を推定する必要がある。距離は、その全体が参照によって本明細書に組み入れられる、本発明の共通の譲請人による、「生体内腔における物体のサイズを推定するための装置、システム及び方法（ＤＥＶＩＣＥ， ＳＹＳＴＥＭ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＥＳＴＩＭＡＴＩＮＧ ＴＨＥ ＳＩＺＥ ＯＦ ＡＮ ＯＢＪＥＣＴ ＩＮ Ａ ＢＯＤＹ ＬＵＭＥＮ）」と題される米国特許出願公開番号２００９／００９７７２５の図４に記載されるように測定されてもよい。たとえば、物体（たとえば、ポリープ）の距離は、レーザースポットの距離及びグレーレベルの組み合わせによって算出されてもよい。

媒体の吸収は波長に応じる。病変を取り囲む媒体は照明される特定の波長において吸収に優れているため、たとえば、装置１００から離れている病変は、装置１００に近い組織よりも多くの光を吸収する場合もあり得る。このことは、距離測定の算出に影響し得るので、病変を取り囲む媒体の吸収の影響は、病態の徴候が媒体の吸収に応じるのではなく、組織又は病変の吸収に応じるように、標準化される必要がある（α_λ［ｍｍの逆数で測定される］）。

たとえば、照明光源の強度はＩ_０であってもよい。照明光源は、短距離Ｄ_１に位置する組織を強度Ｉ_１で照明してもよく、一方、より長い距離Ｄ_２に位置する組織を強度Ｉ_２で照明してもよい。照明波長と組織の組成に応じる組織の反射率（Ｒ_λｉ）は任意の組織の位置において未知数であるため、２つの既知の組織の位置（たとえば、既知のＤ_１及びＤ_２）からの反射率が算出されるべきである。
下記の式（βは散乱係数を表す）に応じて算出がなされる：

算出は２つの距離Ｄ１及びＤ２に対して各波長ごとに行われてもよく、媒体吸収の影響は除外されるので、次いで、ポリープの存在の徴候がポリープの吸収のみに応じるように吸収係数β_λが抽出され、推論されてもよい。

一部の実施形態では、照明に必要な波長の数（すなわち、照明光源の数）を決定し、同様に、スペクトル解析を行うように、照明光源が選択され得る波長の範囲も決定するために他の計算が実施されてもよい。決定される波長及び波長の数は、たとえば、装置１００などの生体内装置に実装され得る照明光源に対するものである。生体内装置、たとえば、内腔を介して装置１００を通過後又は通過中、生体内装置と組織との間に存在する媒体によって選択された波長の吸収に対する選択された波長の組織による吸収を解析するように、下記の計算が用いられてもよい。媒体の吸収に対する組織の吸収を比較することによって、組織における照明された病変が癌性であるか又は良性であるかに関してより正確な推定を提供されてもよい。

ここで図３Ａ〜３Ｃを参照すると、それぞれ、本発明の一実施形態に応じた方法におい
て使用される、スペクトル解析を行うための模式的なシステム（３Ａ）、波長に対する媒体の吸収の模式的なグラフ（３Ｂ）及び波長に対する組織の吸収の模式的なグラフ（３Ｃ）を示す。図３Ａ〜３Ｃから理解できるように、媒体の吸収係数及び組織の反射率の係数は照明波長λ_ｉに応じており、すなわち、媒体の吸収はα_λｉによって示され、組織の反射率はＲ_λｉによって示される。様々な波長における組織の反射率Ｒ_λｉを算出するように下記の式を使用してもよく、反射率Ｒ_λｉは組織のスペクトル特性（たとえば、照明される病変が癌性であるか又は良性であるか）を示してもよい。

式中、
Ｉ_０λｉは波長λ_ｉにおいて照射する照射光源の照射強度である；
Ｉ_λｉは、生体内装置に含有されるイメージセンサによって集められる光の強度である（Ｉ_λｉは、照明波長に応じることに加えて、光学設計、たとえば、Ｆ値及び撮像素子の設計、たとえば、画素サイズに応じる。しかしながら、光学設計及び撮像素子の設計は固定されており、照明される波長において不変であるため、それらの設計は計算から無視されてもよい）；
Ｄは、生体内装置と組織との間の距離である（図３Ａ）；
Ｒ_λｉは、照明波長及び組織の組成に応じる組織の反射率である；
Ａは、入射角に応じる組織の反射率を表すアルベド係数である（Ａは波長に実質的に応じない）；
血液を吸収する波長の範囲において組織の反射率を推定するように、式（ｉｖ）に特定の波長、たとえば、λ１〜λ４が実装されるべきである、たとえば、

式（６）に達するように式（３）及び（４）は除算され、操作されてもよい。

図３Ａは生体内装置と組織との間の距離Ｄを示す。組織は様々な波長に対して様々な反射率Ｒ_λｉを有してもよい。距離Ｄがたとえば、グレーレベル（上述されるように）によって既知であり、かつ、Ｉ_λｉが任意の波長ごとの集められたイメージレベルによって既知であり得る場合、差異（α_λ４−α_λ３）が導かれてもよい。波長λ_４における媒体の吸収係数と波長λ_３における媒体の吸収係数との間の差異は図３Ｂに示される曲線の１つの傾きを表してもよい。図３Ｂ〜３Ｃに示されるように、媒体は波長λ_４及びλ_３（図３Ｂ）において光を吸収するが、その一方で、高い反射率を有する組織は、上昇されており、かつ、一定であるλ_４とλ_３との間の曲線（図３Ｂ）によって観察されることができるよう、これらの波長において実質的に光を吸収しない。

図３Ｂは様々な媒体濃度についての波長に対する媒体の吸収係数を示す。図３Ｂに示されるように、媒体は濃度が高いほど、より多くの光を吸収する。媒体の吸収係数は照明波長と媒体の濃度との両方の関数である。一部の実施形態では、媒体は胆汁であってもよいため、すなわち、照明波長及び異なる濃度に対する胆汁の吸収係数の依存性は既知であってもよく、それによって図３Ｂが作成されてもよい。他の実施形態では、他の媒体は生体内に存在してもよく、図３Ｂに示されるグラフに類似するグラフを作成するように照明波長へのその媒体の吸収係数の依存性が検討されてもよい。差異（α_λ４−α_λ３）を図３Ｂにおける曲線の１つの対応する傾きと比較するとき、媒体（たとえば、胆汁）の濃度が判明してもよく、すなわち、一波長当たりの吸収係数は対応する曲線から導かれてもよい。一波長当たりの吸収係数が既知になると、式（１）〜（４）から選択される２つの式を用いて、組織の反射率（Ｒ_λｉ）及びアルベド係数（Ａ）が導かれてもよい。

一部の実施形態では、生体内装置と組織との間の距離Ｄは既知でなくてもよく又はグレーレベルなどの方法において算出されなくてもよく、すなわち、一波長当たりの組織の反射率（Ｒ_λｉ）を導くように他の計算が行われるべきである。追加の波長、たとえば、λ_５について、計算が必要である：

一部の実施形態では、λ_３及びλ_４と同様に、媒体が光を吸収する波長としてλ_５も選択され、一方、組織は実質的に光を吸収しない。
式（６）に類似する式に達するように、次いで式（５）及び式（４）が操作される：

Ｄは未知数であるため、式のＤに対する依存性を減らすように式（６）は式（７）によって除算される：

式（８）は図３Ｂにおける曲線の傾き間の異なる波長における比を提供してもよい。複数の傾き間の比に対応する媒体の濃度は、曲線の形状から推測されてもよく、すなわち、一波長当たりの吸収係数は濃度のグラフから導き出されてもよい。一波長当たりの吸収係数が既知になると、距離Ｄは式（６）及び式（７）のいずれかから求められてもよい。式（１）〜（５）から選択される２つの式を用いることによって組織の反射率（Ｒ_λｉ）及びアルベド係数が導き出されてもよい。

他の実施形態に応じて、組織の反射率（Ｒ_λｉ）はたとえば、式（１）で式（２）を除算することによって算出されてもよく、Ａに対する依存性を減らし、Ｒ_λ２／Ｒ_λ１が残される。この比は、血液の様々な濃度について、波長に対する組織の反射率、たとえば、血液の反射率の既知のグラフと比べられてもよい。波長に対する組織の反射率のこのようなグラフは図３Ｂに示される。比Ｒ_λ２／Ｒ_λ１はこれらの曲線の１つ、すなわち、血液の濃度１つにのみ対応することができ、組織／血液の反射率の比に対応する血液の濃度が決定されてもよく、従ってλ_２当たり及びλ_１当たりの組織／血液の反射率が決定されてもよい。

従って、生体内装置、たとえば、装置１００においてスペクトル解析を行うために、距離Ｄ（生体内装置と組織との間の、図３Ａ）が既知であり又は算出され得る実施形態では、生体内装置は、媒体が光を吸収するが、一方、組織が光を実質的に吸収しない中心波長（たとえば、λ_３及びλ_４）を有する少なくとも２つの照明光源で照明するように求められる。加えて、装置は、媒体及び組織の双方が光を吸収する中心波長（たとえば、λ_１及びλ_２）を有する少なくとも２つの照明光源で照明するように求められる。それに対して、Ｄが既知でない実施形態では、生体内装置は、媒体が光を吸収するが、組織が光を実質的に吸収しない少なくとも１つのさらなる中心波長（たとえば、λ_５）において照明するように求められる。

ここで図４を参照すると、本発明の第３の実施形態に応じた生体内イメージング装置２００の模式的な縦断面図が示される。図４に応じた生体内装置２００と装置１００（図１）とは、それらが双方とも、組織１６における血液の濃度を決定する能力を有するという点において類似する。装置１００に関して上述されるような血液濃度を算出する方法が同
様に装置２００に関して使用されてもよい。しかしながら、装置２００は、弾性散乱光データを取得するさらなる利点を有する。すなわち、組織１６における核のサイズ及びその配置に関するデータを提供しており、そのデータは病態の進行の段階、すなわち、病態の重症度を教示してもよい。

一部の実施形態に応じて、装置２００は、光が、レンズ２０５の近傍であってレンズ２０５とウインドウ２２０との間の装置２００の光学軸に位置する点から組織１６に向かって配向されるように、照明ユニット１０からの光を配向するための導光手段を含んでもよい。一実施形態に応じて、光軸調整レンズ２０１、折り畳み鏡２０２及び集光レンズ２０３を含む構成を使用することによって達成されてもよく、それらは、光を照明ユニット１０から錐鏡２０４に導いてもよい。一部の実施形態では、光軸調整レンズ２０１は照明ユニット１０とウインドウ２２０との間に配置されてもよい。光軸調整レンズ２０１は照明ユニットから照射された光が平行ビーム２０１’において出現するようにしてもよい。光の平行ビーム２０１’は次いで折り畳み鏡２０２に達してもよく、折り畳み鏡２０２はビームの方向を実質的に９０度変更し、すなわち、光を集光レンズ２０３に再配向し、集光レンズ２０３は光ビームを集めて、錐体形状を有する鏡２０４（以下、「錐鏡」とする）に配向してもよい。一部の実施形態では、錐鏡２０４は平たんな又は湾曲した表面を含んでもよい。

光が透過するウインドウが球形の形状を有するか又はウインドウの少なくとも一部が球状に形成される場合、球形又は球状に形成された領域の湾曲の中央に照明光源を位置づけることによって、又は、球形の中央に配置された錐鏡２０４において実施され得るように光が球形の中央から投影されるようにすることによって、迷光、たとえば、内部の光の反射を感知することが回避されてもよい。従って、光の反射はすべて球形の中央のみの方向に（又は錐鏡のみにの方向に）反射して戻り、球形の中の他のコンポーネントの方向には向かわない。たとえば、球状ウインドウ２２０の凹側に位置する光学系２３０のレンズ（たとえば、レンズ２０５、２０６及び２０７）のいずれかが反射光、たとえば、光ビーム２２２に露出されなくてもよく、すなわち、イメージの「ぶれ」が回避される。従って、装置２００は、球状の形状を有してもよく、又は球状のウインドウを少なくとも含んでもよく、少なくとも照明ユニット１０、光学系２３０及びイメージセンサ２０はその凹側において位置づけられてもよい。一部の実施形態では、錐鏡２０４は、装置２００の球状の筐体の中央又は装置２００の球状の光学ウインドウ２２０の中央に位置づけられ、光の反射は錐鏡２０４に反射して戻らないため、よって、イメージのぶれが回避される。従って、一部の実施形態では、錐鏡２０４は球状のウインドウ２２０の中央においてシステム２３０の光軸上に位置づけられ、撮像素子２０は組織から反射された光を集めてもよいが、球形内から反射した光を集めなくてもよい。

錐鏡２０４によって、照明ユニット１０から錐鏡２０４に投影された照明が撮像素子２０の視野（ＦＯＶ）の角度と類似する角度において組織１６に到達されてもよく、たとえば、照明の範囲（ＦＯＩ）の角度はＦＯＶの角度と実質的に重複している。これによって、組織１６から反射される及び／又は散乱される照明は、実質的に全体的に撮像素子２０によって確実に検分される。可能な限り多くの散乱光（病態の特徴の徴候、たとえば、組織内の核のサイズ及び配置を提供してもよい）を集めるように散乱光は照明の角度と実質的に同一の角度で集められるべきである。図４に応じて、照明の範囲（ＦＯＩ）は視野（ＦＯＶ）の範囲と実質的に重複し、照明角度と集光角度とは実質的に同一である。

たとえば、錐鏡２０４に投影される光は、次いで光ビーム２２０Ａと光ビーム２２０Ｂとの間の角度において組織１６に投影されてもよい。一部の実施形態に応じて、２つのビーム２２０Ａ及び２２０ＢがＦＯＩを形成する。次いで光は、散乱光ビーム２２１Ａと散乱光ビーム２２１Ｂとの間の角度において組織１６から反射され、散乱されてもよい。一
部の実施形態に応じて、２つの散乱光ビーム２２１Ａ及び２２１ＢがＦＯＶを形成する。図４に示されるように、ＦＯＩはＦＯＶの範囲と実質的に重複するので、集められる散乱光の部分は最大である。

一部の実施形態では、照明ユニット１０は複数の照明光源、たとえば、上述されるような（図１）照明光源１１、１２、１３及び１４を含んでもよい。光源の他の組み合わせが用いられてもよい。

一部の実施形態では、散乱光（たとえば、散乱光ビーム２２１Ａ及び２２１Ｂ）は、散乱光を撮像素子２０に集め得る光学系を通過してもよい。このような光学系は、複数のレンズ、たとえば、レンズ２０５、２０６及び２０７を含んでもよい。散乱光を撮像素子２０に集めるための他の光学要素が用いられてもよい。

消化管における疾患は、組織表面に最も近い層である上皮層（１００〜２００μｍの深さ）において発現されることが多い。上皮層から反射され、散乱される光が偏光化される一方で、さらに内部の層から反射される光は偏光化されない。従って、上皮層から反射される光とさらに内部の層から反射される光とを差別化するように、偏光板が用いられてもよい。一部の実施形態では、光学要素２０６は偏光板を含んでもよい。光学要素２０６が偏光板を含む場合、照明ユニット１０は、要素２０６において受け取られる偏光化された光の偏光の方向においてその偏光方向に沿って配置された偏光板を含んでもよい。照明ユニット１０から発光される光を偏光化するための偏光板は、光軸調整レンズ２０１と折り畳み鏡２０２との間又は折り畳み鏡２０２と集光レンズ２０３との間に位置づけられてもよい。組織表面に最も近い組織層から反射され、散乱される光のみを集めるように偏光板は装置２００に含まれてもよい。

一部の実施形態では、イメージセンサ２０は標準のＲＧＢフィルタ（たとえば、バイヤフィルタ配列）を含んでもよく、照明光源１１、１２、１３及び１４は交互方式で照明してもよい。図２に示される機構に類似する他の照明及び集光の機構を使用してもよい。一部の実施形態では、様々な照明時間は実質的に同一であってもよい。他の実施形態では、様々な照明時間を使用してもよい。

他の実施形態では、撮像素子２０は照明光源の波長に対応する２、３のフィルタを含んでもよい。このようなフィルタはバンド幅の狭いフィルタ、干渉フィルタ又は回析光学要素（ＤＯＥ）フィルタであってもよい。上述（図１）されるように、撮像素子２０はフィルタ２１、２２、２３及び２４を含んでもよく、その際、通過する波長の範囲はそれぞれ照明光源１１、１２、１３及び１４の光の波長に対応する。一部の実施形態では、撮像素子２０は、光が照明される波長に対応する波長の範囲で光の通過を可能にするフィルタを含んでもよく、交互方式で照明する必要はく、全ての照明光源は同時に照明してもよい。カラーイメージは撮像素子２０によって行われる集光から生成されてもよく、ポリープの存在及び重症度は、内腔に沿ったその生体内の位置と同様に推測されてもよい。

ここで図５Ａ〜５Ｂを参照すると、本発明の第４の実施形態に応じた生体内イメージング装置の模式的な縦断面図及び断面前面図が示される。一部の実施形態に応じて、装置３００は、球状のウインドウ３３０を含んでもよく、その向こう側に、照明ユニット１０、光学系（いくつかのレンズ、たとえば、レンズ３０５、３０６及び３０７を含んでもよい）及びイメージセンサ２０が配置される。

消化管における疾患は、組織表面に最も近い層である上皮層（１００〜２００μｍの深さ）において発現されることが多い。上皮層から反射され、散乱される光が偏光化される一方で、さらに内部の層から反射される光は偏光化されない。従って、上皮層から反射さ
れる光とさらに内部の層から反射される光とを差別化するように、偏光板が用いられてもよい。一部の実施形態では、レンズ３０６は偏光板を含んでもよい。レンズ３０６が偏光板を含む場合、照明ユニット１０は、レンズ３０６において受け取られる偏光化された光の偏光の方向においてその偏光方向に沿って配置された偏光板を含んでもよい。照明ユニット１０から発光される光を偏光化するための偏光板は、照明ユニット１０とウインドウ３３０との間に位置づけられてもよい。組織表面に最も近い組織層から反射され、散乱される光のみを集めるように偏光板は装置３００に含まれてもよい。

上述（図４）されるように、装置における迷光を回避するように、装置は球状の形状を有するか又は照明光源が配置されるその向こう側に、球状に成形された区分を有するべきである。さらに、照明光源からの光はその球体の中心から組織に投影されるべきである。図５Ａに示されるように、装置３００は球状のウインドウ３３０の中心に位置付けられ得る照明ユニット１０を含んでもよい。照明ユニット１０は球状のウインドウ３３０の中心に位置付けられるため、迷光、すなわち、ウインドウ３３０の凹側からの内面反射の検出が回避されてもよい。内面反射は、照明ユニットが位置づけられる球体の中心に反射して戻されてもよく、球状のウインドウ３３０の凹側内に位置づけられる他のコンポーネントに反射して戻されることはないため、イメージのぶれが回避され得る。

迷光を回避することに加えて、照明ユニット１０の位置は、照明ユニットによって照明される光に対応して散乱される光の実質的にすべてを集めることにおいても有益である。前述（図４）されるように、ＦＯＩが実質的にＦＯＶの範囲と重複する場合、ほぼすべての散乱光はイメージセンサ２０によって集められてもよい。ＦＯＩは光ビーム３２０Ａと３２０Ｂとの間の角度によって形成される一方で、ＦＯＶは散乱光ビーム３２１Ａと３２１Ｂとの間の角度によって形成される。図５Ａに示されるように、ＦＯＩは実質的にＦＯＶの範囲と重複するため、実質的にすべての散乱光が撮像素子２０によって集められてもよい。

一部の実施形態に応じて、装置３００は装置２００と同様に、反射光及び散乱光の双方に関する情報を提供してもよい。従って、装置３００は、血液濃度（図１で記載された方法によって実施される）に加えて、イメージ化された組織における核のサイズ及び配置に関する情報を提供してもよく、その双方とも、病態の進行の段階と同様に病態の重症度を指摘してもよい。

一部の実施形態に応じて、図５Ｂに示されるように、球状ウインドウ３３０の中心に位置づけられる照明ユニット１０は、いくつかのアーム、たとえば、アーム３１１、３１２、３１３によって固定されてもよい。他の数のアームが使用されてもよい。一部の実施形態に応じて、球状ウインドウ３３０の中心における照明ユニット１０を保持するアームはＦＯＶの一部を遮ってもよいが、アームの幅はできるだけ最小限のイメージ領域を遮るように選択されてもよい。一部の実施形態では、少ないイメージ領域を遮るように、３つのアームに代えて２つのアームのみが存在してもよい。アーム３１１、３１２及び３１３は球状ウインドウ３３０に関して照明ユニット１０の位置を固定するように照明ユニット１０と球状ウインドウ３３０を接続してもよく、照明ユニット１０は球状ウインドウ３３０の中心に位置づけられる。一部の実施形態では、装置２００の内部電源（図示なし）から照明ユニット１０への電力の伝送のための電線が保持アーム（３１１、３１２及び／又は３１３）を通過してもよい。

一部の実施形態に応じて、装置３００は、光源、たとえば、図１に示される光源１１、１２、１３及び１４のマトリクスを含み得る照明ユニット１０を含んでもよい。上述されるものとは別の数の照明光源及び別の照明光源の波長を使用してもよい。照明ユニット１０のサイズは幅０．７ｍｍ、長さ０．７ｍｍ程度に小さくてもよく、すなわち、照明ユニ
ット１０によって生じるイメージの妨害を最小限にする。

一部の実施形態に応じて、装置３００は撮像素子２０を含んでもよい。一部の実施形態では、撮像素子２０は標準のＲＧＢフィルタ（たとえば、バイヤフィルタ配列）を含んでもよく、照明ユニットが構成される照明光源１１、１２、１３及び１４は交互方式で照明してもよい。他の実施形態では、撮像素子２０はフィルタ（ロングパス、ショートパス、ワイドバンドパスのフィルタ又はこれらの組み合わせ）を含んでもよく、照明光源は互いに同時に照明する照明光源の群で照明してもよい（図２）。一部の実施形態では、異なる照明群が実質的に同時に照明してもよい。他の実施形態では、異なる照明時間が群のそれぞれに使用されてもよい。

他の実施形態では、撮像素子２０は２、３のフィルタを含んでもよいが、その際、各フィルタを通過する波長の範囲は各照明光源の光の波長に対応する。このようなフィルタは、バンド幅の狭いフィルタ、干渉フィルタ又は回析光学要素（ＤＯＥ）フィルタであってもよい。上述されるように（図１）、撮像素子２０は、フィルタ２１、２２、２３及び２４を含んでもよく、その際、各フィルタを通過する波長の範囲はそれぞれ、照明光源１１、１２、１３及び１４の光の波長に対応する。一部の実施形態では、撮像素子２０は光が照明される波長に対応する波長の範囲で光の通過を可能にするフィルタを含むので、交互方式で照明する必要はなく、全ての照明光源は同時に照明してもよい。撮像素子２０によって実施される集光からカラーイメージはが生成されるので、ポリープの存在及び重症度が推測されてもよい。

ここで図６Ａ〜６Ｂを参照すると、それらはそれぞれ、本発明の第５の実施形態に応じた生体内イメージング装置の模式的な縦断面図及び装置のコンポーネントの１つの分解図を示している。一部の実施形態に応じて、装置４００は、イメージセンサ４３０、光学系４０２及び少なくとも２つの照明光源４１１と４１２とを含んでもよく、それらはウインドウ４４０の凹側において配置されてもよい。他の実施形態に応じて、装置４００は、他の数の照明光源を含んでもよく、たとえば、装置４００は撮像素子４３０の周りで対称に位置づけられる４つの照明光源を含んでもよく、たとえば、照明光源は撮像素子４３０から同一の距離にて位置づけられる。

消化管における疾患は通常、組織表面に最も近い層である上皮層（１００〜２００μｍの深さ）において発現される。上皮層から反射され、散乱される光が偏光化される一方で、さらに内部の層から反射される光は偏光化されない。従って、上皮層から反射される光とさらに内部の層から反射される光とを差別化するように、偏光板が用いられてもよい。一部の実施形態では、装置４００は偏光板（図示なし）を含んでもよく、その偏光板は、撮像素子４３０の手前に、たとえば、光学系４０２とイメージセンサ４３０との間に配置されてもよい。イメージセンサ４３０がそれ自体の手前に位置づけられる偏光板を有する場合、照明光源４１１は、イメージセンサ４３０の手前に位置づけられる偏光板において受け取られた偏光化された光の偏光の方向においてその光の偏光方向に配列される偏光板を含んでもよい。照明光源４１１から発光される光を偏光化するための偏光板は、照明光源４１１とウインドウ４４０との間に位置づけられてもよい。組織表面に最も近い組織層から反射され、散乱される光のみを集めることができる位置において、偏光板は装置４００に含まれてもよい。

一部の実施形態では、照明光源４１１及び４１２（及び／又は他の）は白色光ＬＥＤであってもよい。照明光源４１１は組織１６を照明してもよい。反射光は光学系４０２によって集められてもよく、光学系４０２は組織１６の照明領域の白色光イメージを生成するようにイメージセンサ４３０への集束レンズから構成される。たとえば、光ビーム４２０Ｂは照明光源４１１によって組織１６に照射されてもよく、反射光ビーム４２１Ｂは光学
系４０２によって集められ、撮像素子４３０に投影されて組織１６の照明領域のイメージを生成してもよい。

一部の実施形態では、装置４００はさらに、小型分光計４０８を含んでもよく、小型分光計４０８は組織からの散乱光を集めてもよい。小型分光計４０８は照明光源４１２の極めて近傍に位置づけられてもよい。照射光源４１１及び４１２は交互方式で作動してもよく、照明光源４１１は組織１６を照射し、照明光源４１２は作動せず、イメージは撮像素子４３０によって取得される。それに対して、照明光源４１２が組織１６を照明する場合、照明光源４１１は作動しないので、スペクトル情報は小型分光計４０８によって集められてもよい。たとえば、照明光源４１２は光ビーム４２０Ａによって組織１６の領域を照明してもよい。次いで組織１６の実質的に同一の照明領域からの散乱光４２１Ａが小型分光計４０８によって集められ、小型分光計４０８は散乱光を解析するため、すなわち、病態特性に関する情報を提供してもよい。照明光源４１２から発光された光の実質的にすべてを小型分光計４０８によって解析すること、すなわち、小型分光計４０８によって解析される領域が照明される組織領域と実質的に同一であることを確実にするように、角度αは最小限の大きさであることが必要である。一部の実施形態では、照明光源４１２から組織１６に投影される光ビーム（たとえば、ビーム４２０Ａ）と、組織１６から散乱され小型分光計４０８によって集められる光ビーム（たとえば、ビーム４２１Ａ）との間で規定される角度αは、１０度以下であるべきである。

病態の存在は、撮像素子４３０によって生成される白色光イメージを観測することによって判定されてもよく、次いで小型分光計４０８によって集められる散乱光が病態特性（たとえば、ポリープの重症度）に関する追加の詳細を提供してもよい。一部の実施形態に応じて、小型分光計４０８は、線検出器又はベクトル検出器として配置される複数の画素（たとえば、２０画素）を含んでもよい。他の小型分光計の配置、たとえば、マトリクス型の検出器を使用してもよい。

一部の実施形態では、様々な波長に分離されている光を小型分光計４０８が集めるように、２、３の光学要素によって散乱光を分離することが必要である。図６Ｂに示されるように、小型分光計４０８は集束レンズを含んでもよく、集束レンズは散乱光（たとえば、光ビーム４２１Ａ）を回折格子４０６に焦点を合わせ、回折格子４０６は実際に、回折格子４０６を含む様々な波長に散乱光を分離する。一部の実施形態では、回折格子４０６と分離した光が投影される検出器４０８’との間に追加のレンズ４０７が配置されてもよい。レンズ４０７は、検出器４０８’の対応する位置に分離した光線のそれぞれを焦点を合わせるための円筒状の集束レンズであってもよい。一部の実施形態では、円筒状の集束レンズ４０７は、回折格子４０６によって特定の波長に分離された後に、分離された散乱光４２１Ａを受け取ってもよい。円筒状の集束レンズ４０７は、分離された特定の波長のそれぞれを検出器４０８’の一部である様々な特定の画素に焦点を合わせてもよい。

上述されるように、散乱光（たとえば、光線４２１Ａ）は組織１６の１点においてスペクトル情報を提供してもよい。組織１６の一部である全組織ラインにおいてスペクトル情報を取得するように、小型分光計４０８は単なるベクトル検出器の代わりにマトリクス型の検出器を含んでもよい。すなわち、組織１６における組織ラインの第１の点からの散乱光が異なる波長に分離されてもよい（たとえば、回折格子４０６によって）。それらの画素すべてが同一の第１のベクトル検出器を形成する場合、分離された波長のそれぞれは対応する画素に投影されてもよい。同一の組織ラインの第２の点からの散乱光も異なる波長に分離されてもよい（たとえば、回折格子４０６によって）。同一組織ラインの全ての点が解析されるまで、第２の組織の点、以下同様に、分離された波長のそれぞれが、第２のベクトル検出器等を形成する画素のうちの異なる、対応する画素に投影されてもよい。従って、組織ラインを構成する点すべてからの散乱光ビームすべてが、たとえば、回折格子
４０６を用いて分離されてもよく、マトリクス検出器を構成する複数のベクトル検出器に焦点を合わせられてもよい。

一部の実施形態では、病変が撮像素子４３０によってイメージ化される一方で、照明光源４１２からの光が病変に到達しないので、病変は小型分光計４０８によって解析されなくてもよい（たとえば、病変は照明光源４１１の反対側に、かつ、照明光源４１２の反対側ではなく位置づけられてもよい）。しかしながら、小型分光計４０８の視野の外に位置する病変に関するスペクトル情報は直接入手されなくてもよいが、このような病変に関するスペクトル情報は間接的に入手されてもよい。「電界効果」と称する効果は、血液濃度における変化が、たとえば、目視可能な病変の正確な位置とは異なる位置において開始したと仮定する。病変が正常な組織よりも多くの血液供給を必要とすると仮定すると、病変の領域にさらに多くの血液を移送するように新しい血管が生成されなければならない。このような新しい血管は、同一の内腔に沿った、目視可能な病変の前及び／又は後に位置する組織領域を通過してもよい。従って、血液濃度の上昇は、同一の内腔に沿った、病変領域の前又は後で病変領域とは異なる組織領域において認められてもよい。従って、病変の近傍に位置する組織のスペクトル特性と、病変からより離れた距離に位置する、病変に起因して組織において生じる変化によって影響を受けない正常な組織のスペクトル特性とは異なってもよい。一部の実施形態では、目視可能な病変とスペクトル解析が行われる組織の位置との間の距離は、白色光イメージから得られるグレーレベルに基づいて算出されてもよい。目視可能な病変からの異なる距離における組織は異なるスペクトル特性を有すると推定されてもよい。従って、病変が癌性であるか又は良性であるかを判定するように、イメージ化された病変から１つ以上の距離における組織について小型分光計４０８によって得られるスペクトル情報が所定の閾値と比較されてもよい。

ここで図７を参照すると、本発明の一実施形態に応じてスペクトル解析を行う方法が示される。一部の実施形態に応じて、スペクトル解析を行う方法は、複数の照明光源を含み得る生体内イメージング装置を患者の内腔に挿入することを含んでもよく、その際、各照明光源は異なる波長（６１０）で照明してもよい。このような生体内イメージング装置は装置１００（図１）に類似してもよい。一部の実施形態では、方法は交互方式で患者の組織を照明する工程（６２０）を含んでもよい。一部の実施形態では、生体内装置は標準のＲＧＢフィルタを含み得る撮像素子を含んでもよく、交互方式での照明は複数の照明光源を異なる時間において作動させることによって行われる。他の実施形態では、撮像素子は、撮像素子の上に配置されるカラー強化フィルタのタイプ又はカラー分離フィルタのタイプを含んでもよい。カラーフィルタは、撮像素子によって集められる青色、緑色及び赤色のスペクトル領域における照明の重複を防止する。このような実施形態では、複数の照明光源が照明光源の群として照明してもよい。各群は、スペクトルの青色領域に対応する波長で照明する照明光源１つ、スペクトルの緑色領域に対応する波長で照明する照明光源１つ及びスペクトルの赤色領域に対応する波長で照明する照明光源１つから成ってもよい。３つの異なる照明光源の各群は同時に照明してもよく、照明時間及び集光時間を短縮する。

一部の実施形態では、方法はさらに、組織内腔から反射される光を集める工程（６３０）を含んでもよい。装置に含有される撮像素子によって該集める工程が行われてもよい。一部の実施形態では、方法は反射光を解析する工程（６４０）及び病態の位置を決定するとともに病態の特徴を判定する工程（６５０）を含んでもよい。一部の実施形態では、反射光を解析する工程はカラーイメージを生成することを含んでもよい。カラーイメージから、内腔に沿った病態の位置とともに病態の存在が判定されてもよい。さらに、たとえば、異なるイメージ化された領域、イメージ化された病変領域及びイメージ化されたその周辺におけるグレーレベル（図１に関して上述されるように）を調べることによって病態の特徴、たとえば、血液濃度もカラーイメージから推測されてもよい。

一部の実施形態では、散乱され、反射された光を解析する工程は、生体内装置の解析ユニット又はオペレータによって実施されてもよい。解析ユニットは生体内装置の一部であってもよく又はその外側に配置されてもよい。

ここで図８を参照すると、本発明の別の実施形態に応じたスペクトル解析を行う方法が示される。一部の実施形態に応じて、スペクトル解析を行う方法は、錐鏡（７１０）を含み得る生体内イメージング装置を患者の内腔に挿入することを含んでもよい。このような生体内イメージング装置は、装置２００（図４）に類似してもよい。一部の実施形態では、方法は錐鏡（７２０）から光を投影することによって患者の組織内腔を照明することを含んでもよい。図４に関して上述されるように、少なくとも４つの照明光源１１、１２、１３及び１４からの光が錐鏡に配向されてもよく、その後錐鏡は、組織の方向にその光を投影してもよい。

一部の実施形態に応じて、方法は、組織内腔から反射され、散乱される光を集める工程（７３０）と同様に、反射し及び散乱した光を解析する工程（７４０）を含んでもよい。一部の実施形態では、方法は、病態特性と同様に病態の位置を判定する工程（７５０）を含んでもよい。一部の実施形態では、散乱し及び反射した光を解析する工程は、生体内装置の解析ユニット又はオペレータによって実施されてもよい。解析ユニットは生体内装置の一部であってもよく、その外側に配置されてもよい。

一部の実施形態では、解析工程は反射光及び散乱光によって取得され得るカラーイメージを取得することを含んでもよく。一部の実施形態では、内腔に沿って病態の位置を判定することは、カラーイメージを観察することによって実施されてもよい。一部の実施形態では、病態特性を判定することはカラーイメージが生成される散乱光の波長を解析することによって実施されてもよい。生体内の異なる物質が病態の存在によって変化し得るスペクトル特性を有しているため及び生体内でのこのような物質の配列における変化が病態の存在によって起き得るため、特定の波長が病態の存在又は病態の特性さえも示し得る。

ここで図９を参照すると、本発明のさらに別の実施形態に応じたスペクトル解析を行う方法が示される。一部の実施形態では、小型分光計を含む生体内イメージング装置を患者の内腔に挿入する（８１０）。このような生体内装置は装置４００（図６Ａ）に類似してもよい。一部の実施形態では、方法は患者の組織内腔を照明することを含んでもよい（８２０）。用いられる照明光源は白色光で照明してもよい。

一部の実施形態では、方法は装置内のイメージセンサによって組織内腔から反射される光を集める工程（８３０）を含んでもよい。イメージセンサによって白色光イメージが取得されてもよい。方法はさらに、小型分光計によって組織内腔から散乱される光を集める工程（８４０）を含んでもよい。一部の実施形態では、組織を照明する少なくとも１つの照明光源が存在してもよく、白色光イメージを得るためのイメージセンサによって反射光が取得されてもよく、少なくとも１つの照明光源が作動しない場合、小型分光計の極めて近傍に位置し得る他の照明光源が組織を照明してもよく、散乱光は小型分光計によって集められてもよい。これらの少なくとも２つの照明光源が、同時に代えて、交互方式で照明してもよい（図６Ａにおいて上述されるように）。一部の実施形態では、方法は反射光及び散乱光を解析する工程（８５０）を含む。一部の実施形態では、方法はさらに、病態の位置を判定するとともに病態特性を判定する工程（８６０）を含む。一部の実施形態では、病態の位置を判定することは、イメージセンサによって取得され得る白色光イメージを観察することによって実施されてもよい。一部の実施形態では、病態特性を判定することは、小型分光計によって集められる散乱光の波長を解析することによって実施されてもよい。図６Ａ〜６Ｂに関して示されるように、小型分光計は組織における点からの散乱光を
集め得るベクトル検出器又は組織のラインからの散乱光を集め得るマトリクス検出器のいずれかを含んでもよい。

１以上の特定の実施形態を参照して本発明が記載されるが、これらの記載は、全体として示されることを意図するものであって、示された実施形態に本発明を限定すると解釈されるべきではない。当業者であれば、本明細書で具体的に示されていない種々の改変であっても本発明の範囲内にあることを十分に理解されるであろう。

Claims (10)

1. 生体内イメージング装置であって、
   生体内で組織を照明するための少なくとも６つの異なる照明光源であって、前記少なくとも６つの異なる照明光源のうち少なくとも２つは青色スペクトル領域における異なる中心波長で照明し、前記少なくとも６つの異なる照明光源のうち少なくとも２つは緑色スペクトル領域における異なる中心波長で照明し、前記少なくとも６つの異なる照明光源のうち少なくとも２つは赤色スペクトル領域における異なる中心波長で照明する、前記少なくとも６つの異なる照明光源と、
   組織から反射される光を集めるためのイメージセンサと、
   前記イメージセンサに配置されるカラー分離フィルタであって、該イメージセンサによって集められる青色、緑色及び赤色のスペクトル領域の照明間における重なり合いを妨げるように構成された前記カラー分離フィルタと、を備えており、
   前記少なくとも６つの異なる照明光源は、３つからなる群により照明するように構成されており、 ３つの照明光源からなる群は各々、青色スペクトル領域で照明する１つの照明光源と緑色スペクトル領域で照明する１つの照明光源と赤色スペクトル領域で照明する１つの照明光源とを含み、該３つの照明光源は同時に照明するように構成されている生体内イメージング装置。
2. 前記カラー分離フィルタは、オメガオプティカル社（Ｏｍｅｇａ Ｏｐｔｉｃａｌ）によるＳＰＥＣＴＲＡ^ＰＬＵＳ ＸＢ２９、ＨＯＹＡ社によるＶ３０、イリディアン社（ＩＲＩＤＩＡＮ）によるＺＸ００００１９及びセムロック社（Ｓｅｍｒｏｃｋ）によるＦＦ０１−４６４／５４２／６３９−２５から成る群から選択される請求項１に記載の生体内イメージング装置。
3. 前記装置は飲み込み可能なカプセルである請求項１又は２に記載の生体内イメージング装置。
4. 集めたデータを外部受信機に送信するための送信機をさらに備える請求項１〜３のいずれか１項に記載の生体内イメージング装置。
5. イメージセンサの集めた反射光を解析し、病態の特徴を判定する分析器をさらに備える請求項１〜４のいずれか１項に記載の生体内イメージング装置。
6. スペクトル解析を行う方法であって、
   患者の内腔に生体内イメージング装置を挿入する工程であって、前記装置は少なくとも６つの照明光源を備え、前記少なくとも６つの照明光源のうち少なくとも２つは青色スペクトル領域における異なる中心波長で照明し、前記少なくとも６つの照明光源のうち少なくとも２つは緑色スペクトル領域における異なる中心波長で照明し、前記少なくとも６つの照明光源のうち少なくとも２つは赤色スペクトル領域における異なる中心波長で照明する、前記挿入する工程と、
   ３つの照明光源からなる群の間において交互に患者の組織内腔を照明する工程であって、前記少なくとも６つの照明光源が３つからなる群により照明するように構成されており、３つの照明光源からなる各群は各々、青色スペクトル領域で照明する１つの照明光源と緑色スペクトル領域で照明する１つの照明光源と赤色スペクトル領域で照明する１つの照明光源とを含み、該３つの照明光源は同時に照明するように構成されている、前記照明する工程と、
   組織内腔から反射される光を集める工程と、
   反射光を解析する工程と、
   病態の特徴を判定する工程と、を備える方法。
7. 前記反射光を解析する工程は、カラーイメージを取得する工程を含む請求項６に記載の方法。
8. スペクトル解析を行う方法であって、
   異なる波長において照明する少なくとも４つの照明光源を備える生体内イメージング装置を患者の内腔に挿入する工程と、
   患者の組織内腔を照明する工程と、
   組織内腔から反射される光を集める工程と、
   反射光の照明の強度が既知である第１の２つの異なる照明波長について、式（ｉｉｉ）を適用することによって、該前記第１の２つの異なる照明波長についての組織からの反射の間の比を算出する工程と、
   反射間の前記比から組織の血液濃度を判定する工程と、を含む方法。
9. 第１の２つの異なる照明波長に対する組織からの反射間の前記比を算出する工程は、
   （ａ）組織と生体内イメージング装置との間の距離Ｄが既知であり、かつ、波長Ｉ_λｉ当たりの集められた光の強度が既知である式（６）を適用する工程と、
   （ｂ）第２の２つの異なる照明波長についての媒体の吸収係数の間の差異を式（６）から引き出す工程であって、該第２の２つの異なる照明波長は、ヘモグロビンの吸収が弱い波長の範囲から選択される、前記引き出す工程と、を備える請求項８に記載の方法。
10. 第１の２つの異なる照明波長に対する組織からの反射間の前記比を算出する工程は、
    （ａ）追加の波長を用いて組織内腔を照明する工程と、
    （ｂ）追加の照明波長に対する組織内腔から反射された光を集める工程と、
    （ｃ）波長Ｉ_λｉ当たりの集められた光の強度が既知であり、かつ、距離Ｄが未知数である式（８）を適用する工程と、
    （ｄ）第２の２つの異なる照明波長及び追加の照明波長に対する媒体の吸収係数間の差異の比を引き出す工程であって、第２の２つの照明波長及び追加の照明波長のそれぞれは、ヘモグロビンの吸収が弱い波長の範囲から選択される異なる波長において照明する、前記引き出す工程と、を備える請求項８に記載の方法。