WO2019015439A1 - 快速组织分子光谱成像装置 - Google Patents

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WO2019015439A1
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sample
detecting unit
fluorescence
line
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王强
邵金华
孙锦
段后利
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无锡海斯凯尔医学技术有限公司
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Definitions

  • the present invention relates to the field of medical devices, and more particularly to a rapid tissue molecular spectral imaging device.
  • Tumors are major diseases that pose a serious threat to human health. Numerous studies have shown that more than 90% of tumors are derived from epithelial cell lesions, and molecular and cellular levels of variation occur during cancer development. Fiber-optic beam-based high-resolution optical endoscopic imaging technology that achieves micron or sub-micron resolution, enabling endoscopic magnification up to 1000 times, and is lossless compared to other medical imaging techniques (such as CT, MRI, PET, etc.) Real-time, in-vivo detection of micro-neoplastic lesions and other technical advantages can better improve the early diagnosis rate of tumors.
  • the probe end of the endoscopic imaging can be deeply penetrated into the living body to complete the real-time non-destructive testing of the micro-scale in vivo, and realize the “in-vivo biopsy” without sampling, which brings new technical means for early detection of molecular molecular lesions.
  • the present invention has been made in consideration of the above problems.
  • the present invention provides a rapid tissue molecular spectroscopic imaging apparatus comprising a light emitting unit, a steering unit, a scanning unit and a spectral detecting unit, wherein the light emitting unit is for emitting a line beam; the steering unit is for steering the line a beam of light passing through the sample; the scanning unit is for adjusting the direction of the redirected line beam to scan the sample line by line; and the spectral detection unit is configured to acquire the fluorescence and form a spatial image and spectral information of the sample .
  • the steering unit is a dichroic mirror.
  • the scanning unit is a single scanning galvanometer, or a spatial light modulator.
  • the apparatus further includes a relay unit and an endoscope unit disposed downstream of the scanning unit, wherein the relay unit is configured to focus a line beam scanned by the scanning unit to the endoscopic unit
  • the endoscope unit is configured to conduct and focus the focused line beam onto the sample and receive fluorescence emitted by the sample; the fluorescence is passed by the relay unit, the scanning unit, and the steering unit Spectral detection unit acquisition.
  • the detecting unit further includes a first focusing lens disposed between the line array detecting unit and the switching control unit for focusing the fluorescence emitted by the sample to the The line array detection unit.
  • the detecting unit further includes a slit and/or a filter disposed downstream of the second focusing lens, wherein: the slit is for allowing only fluorescence of a focus plane to pass; and the filtering It is used to filter out stray light.
  • FIG. 1 shows a schematic block diagram of a rapid tissue molecular spectroscopic imaging apparatus in accordance with one embodiment of the present invention
  • the fluorescence returned along the same optical path as the line beam is transmitted almost entirely through the steering unit 120 and is conducted to the detecting unit 160.
  • the steering unit 120 that satisfies the above conditions may be a dichroic mirror.
  • the dichroic mirror may have a wavelength in the wavelength range of 40 nm to 2200 nm.
  • the line beam combining detection unit 160 can image line by line, so the imaging speed is greatly improved compared to the existing point-by-point imaging.
  • the scanning unit 130 may be a single scanning galvanometer.
  • the frequency of the scanning galvanometer can be in the frequency range of 10-2000 kHz.
  • the use of a single scanning galvanometer can greatly reduce noise, and the complexity of the composition and control of the device improves the stability of the whole machine while reducing manufacturing costs and maintenance costs.
  • the scanning unit 130 can also be a spatial light modulator. Spatial light modulators are relatively expensive compared to scanning galvanometers.
  • the fast tissue molecular spectral imaging apparatus 100 further includes a relay unit 140 and an endoscope unit 150 disposed downstream of the scanning unit 130.
  • 2-3 illustrate optical path diagrams and block diagrams of a fast tissue molecular spectral imaging apparatus 200 in accordance with an embodiment of the present invention.
  • the same or similar components in Fig. 2-3 as in Fig. 1 are given the same reference numerals.
  • a specific implementation of the relay unit 140, the endoscopic unit 150, and the detecting unit 160 in accordance with a specific embodiment of the present invention will be described in detail below with reference to FIGS. 2-3.
  • the endoscope unit 150 is configured to conduct and focus the line beam focused by the relay unit 140 onto the sample and receive the fluorescence emitted by the sample.
  • the fluorescence is collected by the detection unit 160 via the relay unit 140 and the steering unit 120.
  • the endoscope unit 150 can include a coupling objective 152, a miniature objective 156, and an imaging fiber bundle 154 coupled between the coupling objective 152 and the micro objective 156.
  • the relay unit 140 may include two relay lenses L4, L5 that cooperate to relay the scanned line beam to the rear pupil of the coupling objective 152 in the endoscope unit 150.
  • the coupling objective 152 is used to couple (e.g., focus) the line beam into the proximal end of the imaging fiber bundle 154 (near the operator's end).
  • the imaging fiber bundle 154 is used to conduct a line beam to the distal end of the imaging fiber bundle 154 (away from the end of the operator).
  • the miniature objective lens 156 is used to focus the laser light conducted by the imaging fiber bundle 154 onto the detection surface of the sample.
  • the detection surface can be located at a desired depth below the surface of the sample.
  • the fluorophore at the detection face of the sample is excited to fluoresce.
  • the fluorescent signal is collected by the miniature objective lens 156, transmitted through the imaging fiber bundle 154, the coupling objective lens 152, and the relay unit 140, and the scanning unit 130 reflects and passes through the steering unit 120 to enter the detecting unit 160.
  • the number of bundles of light included in the imaging fiber bundle 154 can be greater than ten.
  • the miniature objective lens 156 is not required.
  • the micro objective lens 156 may alternatively be omitted.
  • the micro objective lens 156 can be designed to extend into the digestive tract, the respiratory tract, and the like, and is in contact with the surface of the digestive tract, the respiratory tract, and the like.
  • the detecting unit 160 collects fluorescence returned through the endoscope unit 150, the relay unit 140, the scanning unit 130, and the steering unit 120 in sequence, and forms a spatial image and spectral information of the sample.
  • the spatial image of the sample includes a two-dimensional image of the detection surface of the sample.
  • the spectral information includes the energy distribution of the fluorescence generated by the sample stimulated at different wavelengths to aid in the acquisition of tissue information (eg, for analysis of tumors).
  • the detection unit 160 can include a line array detection unit 162, a spectral detection unit 164, and a switching control unit 166, as shown in Figures 2-3.
  • the spectral detection unit 164 is used to acquire fluorescence and form spectral information of the sample, which will be described in detail later.
  • the switching control unit 166 is configured to perform switching selection between the line array detecting unit 162 and the spectrum detecting unit 164 to selectively acquire spatial image or spectral information.
  • the switching control unit 166 selectively switches the transmission path of the fluorescence, for example, to cause the fluorescence to enter the line array detecting unit 162 or the spectrum detecting unit 164.
  • the switching control unit 166 can be a mirror, a digital micromirror device (DMD), or a spatial light modulator.
  • the digital micromirror device can realize the projection or reflection of the optical path by controlling the on and off.
  • An embodiment using a digital micromirror device as the switching control unit 166 is schematically illustrated in FIG.
  • the switching control unit 166 is turned on to transmit fluorescence, and the linear array detecting unit 162 performs spatial imaging to find a target area (for example, a tumor); then, when it is desired to perform specific analysis on the target area, the switching control unit is controlled.
  • the 166 is blocked, the fluorescence is reflected to the spectrum detecting unit 164, and the spectral information of the target region is acquired by the spectrum detecting unit 164.
  • the switching control unit 166 employs a mirror or a spatial light modulator, those skilled in the art can modify the optical path in accordance with the principles disclosed herein.
  • spectral detection unit 164 is a spectroscopic camera.
  • Spectral cameras can be any type of spectroscopic camera that may or may not be present in the future, such as the Pika L-spectrum camera from RESONON, USA, and the FX10 spectrum from Specim, Finland.
  • a camera or the like can form spectral information of a sample based on the collected fluorescence.
  • the detecting unit 160 further includes a second focusing lens L7 disposed between the spectrum detecting unit 164 and the switching control unit 166, as shown in FIG. 3, for focusing the fluorescence emitted by the sample to the spectrum.
  • the detection unit 164 is to obtain more reliable spectral information.
  • the spectral detection unit 164 can include prism-grating-prisms (PGP prisms) 164a, converging lenses 164b, and faces disposed in sequence.
  • Array detector 164c When switching to the spectral function by the switching control unit 166, the PGP prism 164a is used to perform dispersion splitting of the fluorescence transmitted by the steering unit 120.
  • Converging lens 164b is used to focus the dispersion-separated fluorescence onto the photosensitive surface of area array camera 166.
  • the number of converging lenses 164b is related to the number of channels of the obtained spectrum, that is, more spectral images of more channels are desired, and more converging lenses are used.
  • the area array detector 164c is used to form spectral information of the sample.
  • the area array detector 166 may be various types of area array cameras such as a CCD (Charge Coupled Device) area array camera or a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) area array camera.
  • the detecting optical path 160 preferably further includes a second focusing lens L7 and a collimating lens L8 between the switching control unit 166 and the spectrum detecting unit 164 along the optical path direction. Set them in sequence, as shown in Figure 4-5.
  • the second focus lens L7 is used to focus the fluorescence emitted by the sample.
  • the focused line beam illuminates the fluorescence emitted by the sample to be received.
  • the detecting unit 160 Through the steering and scanning of the scanning unit 130, the fluorescence emitted by all the rows of the sample is finally received by the detecting unit 160, and arranged into spectral cube data according to the scanning trajectory, and further Quickly obtain spectral information of the tissue.
  • a collimating lens L8 is used to collimate the focused fluorescence.
  • a slit (not shown) may be provided between the second focus lens L7 and the collimator lens L8 for allowing only the fluorescence of the focus plane to pass.
  • the size of the slit may range from several tens of nanometers to several tens of millimeters. The presence of the slits causes stray light outside the focus plane to be blocked.
  • the detecting unit 160 may further include a filter.
  • a filter (not shown) is disposed downstream of the second focus lens L7, that is, between the second focus lens L7 and the collimator lens L8 for filtering out stray light. In the embodiment having a slit, a filter may be disposed between the second focus lens L7 and the slit.
  • the fast tissue molecular spectroscopic imaging apparatus 100 uses a line source to excite the sample, scans the line beam with a one-dimensional scanning unit 130 (for example, a single scanning galvanometer), and uses the detecting unit 160 to detect the sample excitation light in a one-dimensional direction. Achieve confocal. Since the linear beam and the detecting unit 160 are combined to obtain the spatial image and spectral information of the tissue molecule, the imaging speed of the tissue molecule can be greatly improved, real-time imaging can be realized, and the tissue condition can be assisted by spectral information (for example, for tumor). analysis). Since the scanning unit 130 performs only one-dimensional scanning, the stability of the system can be effectively improved.
  • a one-dimensional scanning unit 130 for example, a single scanning galvanometer

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Abstract

本发明提供了一种快速组织分子光谱成像装置，包括光发射单元、转向单元、扫描单元和探测单元，其中所述光发射单元用于发射线光束；所述转向单元用于转向所述线光束并透过样品的荧光；所述扫描单元用于调整转向的线光束的方向以逐行扫描样品；以及所述探测单元用于采集所述荧光并形成所述样品的空间图像和光谱信息。由于采用线光束与光谱探测单元相结合来获得组织分子的空间图像和光谱信息，不但可以大大提高组织分子的成像速度，可实现实时成像，还可以通过光谱信息辅助分析组织情况(例如用于肿瘤分析)。由于扫描单元仅进行一维扫描，因此可以有效提高系统的稳定性。

Description

快速组织分子光谱成像装置 技术领域
本发明涉及医疗器械领域，更具体地涉及一种快速组织分子光谱成像装置。
背景技术
肿瘤是严重威胁人类健康的重大疾病。大量研究表明90％以上的肿瘤来源于上皮细胞的病变，且在癌症发生发展过程中会发生分子和细胞水平的变异。基于光纤束的高分辨率光学内窥成像技术，能达到微米或者亚微米的分辨率，使内镜放大倍数达1000倍，相对于其他医学成像技术(如CT、MRI、PET等)具有无损、实时、在体检测微小肿瘤性病变等技术优势，能够更好地提高肿瘤的早期诊断率。内窥成像的探头端可深入到活体内部，完成微米级在体实时无损检测，实现无需取样的“在体活检”，为早期细胞分子病变探测带来新的技术手段。
发明内容
考虑到上述问题而提出了本发明。本发明提供了一种快速组织分子光谱成像装置，包括光发射单元、转向单元、扫描单元和光谱探测单元，其中所述光发射单元用于发射线光束；所述转向单元用于转向所述线光束并透过样品的荧光；所述扫描单元用于调整转向的线光束的方向以逐行扫描样品；以及所述光谱探测单元用于采集所述荧光并形成所述样品的空间图像和光谱信息。
示例性地，所述光发射单元包括：光源，用于发射准直光束；以及扩束线聚焦器，设置在所述光源的出口处，用于将所述准直光束扩束并一维聚焦为线光束。
示例性地，所述转向单元为二向色镜。
示例性地，所述扫描单元为单个的扫描振镜、或空间光调制器。
示例性地，所述装置还包括设置在所述扫描单元下游的中继单元和内窥单元，其中所述中继单元用于将所述扫描单元扫描后的线光束聚焦到所述内窥单元；所述内窥单元用于将聚焦的线光束传导并聚焦到样品上、并接收样品发出 的荧光；所述荧光经所述中继单元、所述扫描单元和所述转向单元后由所述光谱探测单元采集。
示例性地，所述内窥单元包括耦合物镜和成像光纤束，其中所述耦合物镜设置在所述成像光线束的一端，用于将所述聚焦的线光束耦合进入所述光纤束的近端；以及所述成像光纤束用于传导进入的线光束。
示例性地，所述内窥单元还包括微型物镜，所述微型物镜设置在所述成像光线束的另一端，用于将所述光纤束传导的线光束聚焦到所述样品上。
示例性地，所述探测单元包括线阵探测单元、光谱探测单元和切换控制单元，其中：所述线阵探测单元，用于采集荧光并形成样品的空间图像；所述光谱探测单元，用于采集荧光并形成样品的光谱信息；所述切换控制单元，用于对所述线阵探测单元和所述光谱探测单元进行切换选择。
示例性地，所述探测单元还包括第一聚焦透镜，所述第一聚焦透镜设置在所述线阵探测单元与所述切换控制单元之间，用于将所述样品发出的荧光聚焦到所述线阵探测单元。
示例性地，所述光谱探测单元为光谱相机。
示例性地，所述探测单元还包括第二聚焦透镜，所述第二聚焦透镜设置在所述光谱探测单元与所述切换控制单元之间，用于将所述样品发出的荧光聚焦到所述光谱探测单元。
示例性地，所述光谱探测单元包括依次设置的棱镜-光栅-棱镜、汇聚透镜和面阵探测器，其中所述棱镜-光栅-棱镜用于对所述转向单元透射的荧光进行色散分光；所述汇聚透镜用于将色散分光后的荧光聚焦到所述面阵相机的光敏面上；所述面阵探测器用于形成所述光谱信息。
示例性地，所述探测单元还包括用于将所述样品发出的荧光聚焦的第一聚焦透镜和/或第二聚焦透镜，其中：所述第一聚焦透镜设置在所述线阵探测单元与所述切换控制单元之间；所述第二聚焦透镜设置在所述光谱探测单元与所述切换控制单元之间。
所述探测单元还包括依次设置在所述切换控制单元与所述光谱探测单元之间的第二聚焦透镜和准直透镜，其中：所述第二聚焦透镜用于将所述样品发出的荧光聚焦；以及所述准直透镜用于对聚焦后的荧光进行准直。
示例性地，所述探测单元还包括设置在所述第二聚焦透镜下游的狭缝和/或滤光器，其中：所述狭缝用于仅允许聚焦平面的荧光通过；以及所述滤光器 用于滤除杂散光。
该快速组织分子光谱成像装置采用线光源对样品进行激发，采用一维扫描单元(例如单个扫描振镜)对线光束进行扫描，并使用光谱探测单元对样品激发光探测，在一维方向实现共聚焦。由于采用线光束与光谱探测单元相结合来获得组织分子的空间图像和光谱信息，不但可以大大提高组织分子的成像速度，可实现实时成像，还可以通过光谱信息辅助分析组织情况(例如用于肿瘤分析)。由于扫描单元仅进行一维扫描，因此可以有效提高系统的稳定性。
附图说明
通过结合附图对本发明实施例进行更详细的描述，本发明的上述以及其它目的、特征和优势将变得更加明显。附图用来提供对本发明实施例的进一步理解，并且构成说明书的一部分，与本发明实施例一起用于解释本发明，并不构成对本发明的限制。在附图中，相同的参考标号通常代表相同或相似部件或步骤。
图1示出了根据本发明一个实施例的快速组织分子光谱成像装置的示意性框图；
图2示出了根据本发明的第一组具体实施例的快速组织分子光谱成像装置的示意性框图；
图3示出了根据本发明的第一组具体实施例的快速组织分子光谱成像装置的光路示意图；
图4示出了根据本发明的第二组具体实施例的快速组织分子光谱成像装置的示意性框图；以及
图5示出了根据本发明的第二组具体实施例的快速组织分子光谱成像装置的光路示意图。
具体实施方式
为了使得本发明的目的、技术方案和优点更为明显，下面将参照附图详细描述根据本发明的示例实施例。显然，所描述的实施例仅仅是本发明的一部分实施例，而不是本发明的全部实施例，应理解，本发明不受这里描述的示例实施例的限制。基于本发明中描述的本发明实施例，本领域技术人员在没有付出创造性劳动的情况下所得到的所有其它实施例都应落入本发明的保护范围之内。
图1示意性地示出了根据本发明一个实施例的快速组织分子光谱成像装置100的框图。该快速组织分子光谱成像装置100包括光发射单元110、转向单元120、扫描单元130和探测单元160。该快速组织分子光谱成像装置100可广泛应用于消化道、呼吸道等各个部位的组织分子成像，实现肿瘤的早期诊断。
光发射单元110用于发射线光束。在一个实施例中，如图2-3所示，光发射单元110可以包括光源112和扩束线聚焦器114。光源112用于发射准直光束。光源112可以为发射特定波长的准直激光的激光器。所述特定波长范围可以为20nm-2000nm。该波长范围内的激光可以激发大范围的荧光体。光源112可以为量子阱激光器、固态激光器、气体激光器(例如氩离子激光器)或者激光二极管。扩束线聚焦器114设置在光源112的出口，用于将光源112发出的准直光束扩束并一维聚焦为线光束。扩束线聚焦器114可以包括扩束透镜和柱透镜。扩束透镜可以包括两个L1、L2，两个扩束透镜L1、L2配合将光源112发出的准直光束进行扩束，以改变准直光束的直径。柱透镜包括L3，其将扩束后的光束一维聚焦为线光束并传导至转向单元120。
转向单元120位于光发射单元110的下游，用于转向光发射单元110发射的线光束，并且能够使样品的荧光透射。在图1-3中，实线用于表示光发射单元110发出的线光束，虚线用于表示样品受激发出的荧光。转向单元120用于分离光发射单元110发出的光和样品激发产生的荧光。转向单元120对荧光的透射率可以达到90％以上，而对于其他波长的光基本上全部反射。于是，光发射单元110发出的线光束在经过转向单元120被反射到扫描单元130。沿与线光束相同的光路返回的荧光在经过转向单元120时几乎全部透射，并传导至探测单元160。满足上述条件的转向单元120可以为二向色镜。优选地，该二向色镜的波长范围可以在40nm-2200nm波长范围内。
扫描单元130位于转向单元120的下游，对转向的线光束进行一维摆扫，用于调整转向的线光束的方向以逐行扫描样品。具体地，线光束可以为例如沿X方向延伸的线光束，扫描单元130将该线光束转向到下游的光学部件(例如中继单元140)，同时进行Y方向扫描。Y方向与X方向成一定角度，例如成90度的直角。扫描单元130主要进行Y方向的一维扫描。这样，与X方向的线光束配合进行一次一维方向上的扫描就可以形成整幅图像。由此可见，采用线光束结合探测单元160可以逐行成像，因此相比于现有的逐点成像，成像速度得以大幅提高。由于仅进行一维方向上的摆扫，扫描单元130可以为单个的 扫描振镜。扫描振镜的频率可以在10-2000KHz的频率范围内。单个扫描振镜的使用可以大幅降低噪音，并且精简装置的组成和控制的复杂度，提高了整机稳定性，同时降低了制造成本和维护成本。此外，扫描单元130也可以为空间光调制器。空间光调制器相比于扫描振镜来说，成本相对较高。
该快速组织分子光谱成像装置100还包括设置在扫描单元130下游的中继单元140和内窥单元150。图2-3示出了根据本发明一个具体实施例的快速组织分子光谱成像装置200的光路图和框图。在图2-3中与图1相同或相似的部件采用了相同的附图标记。下面将参照图2-3详细地描述根据本发明的具体实施例中的中继单元140、内窥单元150以及探测单元160的具体实现方式。
中继单元140用于将扫描单元130扫描后的线光束聚焦到内窥单元150。中继单元140通常为透镜组，例如透镜L4、L5。
内窥单元150用于将中继单元140聚焦的线光束传导并聚焦到样品上，并且接收样品发出的荧光。该荧光经中继单元140和转向单元120后由探测单元160采集。内窥单元150可以包括耦合物镜152、微型物镜156、以及耦合在耦合物镜152和微型物镜156之间的成像光纤束154。中继单元140可以包括两个中继透镜L4、L5，它们相互配合将扫描后的线光束中继到内窥单元150中的耦合物镜152的后瞳。耦合物镜152用于将线光束耦合(例如聚焦)进入成像光纤束154的近端(靠近操作人员的一端)。成像光纤束154用于将线光束传导至成像光纤束154的远端(远离操作人员的一端)。微型物镜156用于将成像光纤束154传导的激光聚焦到样品的检测面上。检测面可以位于样品表面以下的所需深度处。样品的该检测面处的荧光团受激发出荧光。荧光信号经过微型物镜156收集，经成像光纤束154、耦合物镜152和中继单元140传导，扫描单元130反射，穿过转向单元120进入探测单元160。成像光纤束154所包括的光线束的数量可以大于十根。微型物镜156不是必须的。在对清晰度要求不高的情况下，可选地，可以省略微型物镜156。微型物镜156可以设计成可伸入到消化道、呼吸道等内，与消化道、呼吸道等的表面相接触。
探测单元160采集依次经内窥单元150、中继单元140、扫描单元130和转向单元120返回的荧光，并形成样品的空间图像和光谱信息。所述样品的空间图像包括样品的检测面的二维图像。所述光谱信息包括样品受激产生的荧光在不同波段的能量分布，用于帮助获取组织信息(例如用于分析肿瘤)。在一个具体实施例中，探测单元160可以包括线阵探测单元162、光谱探测单元164和 切换控制单元166，如图2-3所示。
线阵探测单元162用于采集荧光并形成样品的空间图像。线阵探测单元162可以为各种类型的线阵相机，例如CCD(电荷耦合元件)线阵相机或CMOS(互补金属氧化物半导体)线阵相机等。线阵探测单元162的成像速度在几十帧到几千万帧的范围内。优选地，该探测单元160还包括第一聚焦透镜L6，第一聚焦透镜L6设置在线阵探测单元162与切换控制单元166之间，如图3所示，用于将样品发出的荧光聚焦到线阵探测单元162，以成清晰像。
光谱探测单元164用于采集荧光并形成样品的光谱信息，后文将对光谱探测单元164进行详细描述。
切换控制单元166用于对线阵探测单元162和光谱探测单元164进行切换选择，以选择性地获取空间图像或光谱信息。切换控制单元166例如对荧光的传输路径进行选择性地切换，使荧光进入线阵探测单元162或光谱探测单元164。示例性地，切换控制单元166可以为反光镜、数字微镜装置(DMD)或空间光调制器。其中，数字微镜装置可以通过控制通断，实现光路的投射或反射。图3中示意性地示出了使用数字微镜装置作为切换控制单元166的实施例。使用时，首先控制切换控制单元166导通使荧光透射，由线阵探测单元162进行空间成像，寻找到目标区域(例如肿瘤)；然后在期望对该目标区域进行具体分析时，控制切换控制单元166阻断，将荧光反射至光谱探测单元164，由光谱探测单元164获取该目标区域的光谱信息。对于切换控制单元166采用反光镜或空间光调制器的情况，本领域的技术人员可以根据本申请公开的原理对光路进行变型。
在一个优选实施例(例如图2-3所示的实施例)中，光谱探测单元164为光谱相机。光谱相机可以为现有的或未来可能出现的各种类型的光谱相机，例如，美国瑞桑南(RESONON)公司的Pika L型光谱相机、和芬兰斯佰瑟姆(Specim)公司的FX10型光谱相机等，只要能够根据采集到的荧光形成样品的光谱信息即可。优选地，该探测单元160还包括第二聚焦透镜L7，第二聚焦透镜L7设置在光谱探测单元164与切换控制单元166之间，如图3所示，用于将样品发出的荧光聚焦到光谱探测单元164，以获取更加可靠的光谱信息。
在另一个优选实施例中，如示出另一组具体实施例的图4-5所示，光谱探测单元164可以包括依次设置的棱镜-光栅-棱镜(PGP棱镜)164a、汇聚透镜164b和面阵探测器164c。当通过切换控制单元166切换至光谱功能后，PGP 棱镜164a用于对转向单元120透射的荧光进行色散分光。汇聚透镜164b用于将色散分光后的荧光聚焦到面阵相机166的光敏面上。汇聚透镜164b的数量与所获得的光谱的通道数有关，即期望得到更多通道的光谱图像，则采用较多的汇聚透镜。面阵探测器164c用于形成样品的光谱信息。面阵探测器166可以为各种类型的面阵相机，例如CCD(电荷耦合元件)面阵相机或CMOS(互补金属氧化物半导体)面阵相机等。
进一步优选地，如图5所示，检测光路上，探测单元160优选地还包括第二聚焦透镜L7和准直透镜L8，它们在切换控制单元166与光谱探测单元164之间，沿着光路方向依次设置，如图4-5所示。第二聚焦透镜L7用于将样品发出的荧光聚焦。聚焦后的线光束照亮样品发出的荧光被接收，通过扫描单元130的转向和扫描，样品的所有行发出的荧光最终都被探测单元160接收，并按照扫描的轨迹排列成光谱立方体数据，进而可快速获得组织的光谱信息。准直透镜L8用于对聚焦后的荧光进行准直。可选地，在第二聚焦透镜L7和准直透镜L8之间可以设置有狭缝(未示出)，狭缝用于仅允许聚焦平面的荧光通过。狭缝的尺寸可以在几十纳米到几十毫米的范围内。狭缝的存在使得聚焦平面外的杂散光被阻挡掉。可选地，探测单元160还可以包括滤光器。滤光器(未示出)设置在第二聚焦透镜L7下游，即在第二聚焦透镜L7和准直透镜L8之间，用于滤除杂散光。在有狭缝的实施例中，滤光器可以设置在第二聚焦透镜L7和狭缝之间。
概括地说，光源112发出的准直光束，经扩束线聚焦器114扩束并一维汇聚成线光束，转向单元120将线光束折转，扫描单元130将线光束通过中继单元140耦合进入内窥单元150并进行一维扫描，内窥单元150将激光束传导至样品，激发出荧光并传递回探测单元160形成空间图像和光谱信息。
示例性地，探测单元采集到的数据可以发送至计算机，由计算机接收并处理。此外，该计算机还可以对扫描单元(例如振镜的频率等)、探测单元的曝光和增益、以及光发射单元的发射功率等进行控制。
该快速组织分子光谱成像装置100采用线光源对样品进行激发，采用一维扫描单元130(例如单个扫描振镜)对线光束进行扫描，并使用探测单元160对样品激发光探测，在一维方向实现共聚焦。由于采用线光束与探测单元160相结合来获得组织分子的空间图像和光谱信息，不但可以大大提高组织分子的成像速度，可实现实时成像，还可以通过光谱信息辅助分析组织情况(例如用 于肿瘤分析)。由于扫描单元130仅进行一维扫描，因此可以有效提高系统的稳定性。
尽管这里已经参考附图描述了示例实施例，应理解上述示例实施例仅仅是示例性的，并且不意图将本发明的范围限制于此。本领域普通技术人员可以在其中进行各种改变和修改，而不偏离本发明的范围和精神。所有这些改变和修改意在被包括在所附权利要求所要求的本发明的范围之内。
在本申请所提供的几个实施例中，应该理解到，所揭露的设备和方法，可以通过其它的方式实现。例如，以上所描述的设备实施例仅仅是示意性的，例如，所述单元的划分，仅仅为一种逻辑功能划分，实际实现时可以有另外的划分方式，例如多个单元或组件可以结合或者可以集成到另一个设备，或一些特征可以忽略，或不执行。
在此处所提供的说明书中，说明了大量具体细节。然而，能够理解，本发明的实施例可以在没有这些具体细节的情况下实践。在一些实例中，并未详细示出公知的方法、结构和技术，以便不模糊对本说明书的理解。
类似地，应当理解，为了精简本发明并帮助理解各个发明方面中的一个或多个，在对本发明的示例性实施例的描述中，本发明的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。然而，并不应将该本发明的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本发明要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如相应的权利要求书所反映的那样，其发明点在于可以用少于某个公开的单个实施例的所有特征的特征来解决相应的技术问题。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本发明的单独实施例。
本领域的技术人员可以理解，除了特征之间相互排斥之外，可以采用任何组合对本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征以及如此公开的任何方法或者设备的所有过程或单元进行组合。除非另外明确陈述，本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的每个特征可以由提供相同、等同或相似目的的替代特征来代替。
此外，本领域的技术人员能够理解，尽管在此所述的一些实施例包括其它实施例中所包括的某些特征而不是其它特征，但是不同实施例的特征的组合意味着处于本发明的范围之内并且形成不同的实施例。例如，在权利要求书中，所要求保护的实施例的任意之一都可以以任意的组合方式来使用。
应该注意的是上述实施例对本发明进行说明而不是对本发明进行限制，并且本领域技术人员在不脱离所附权利要求的范围的情况下可设计出替换实施例。在权利要求中，不应将位于括号之间的任何参考符号构造成对权利要求的限制。单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。位于元件之前的单词“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。本发明可以借助于包括有若干不同元件的硬件以及借助于适当编程的计算机来实现。在列举了若干装置的单元权利要求中，这些装置中的若干个可以是通过同一个硬件项来具体体现。单词第一、第二、以及第三等的使用不表示任何顺序。可将这些单词解释为名称。
以上所述，仅为本发明的具体实施方式或对具体实施方式的说明，本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。本发明的保护范围应以权利要求的保护范围为准。

Claims (14)

  1. 一种快速组织分子光谱成像装置，包括光发射单元、转向单元、扫描单元和探测单元，其中：
    所述光发射单元用于发射线光束；
    所述转向单元用于转向所述线光束并透过样品的荧光；
    所述扫描单元用于调整转向的线光束的方向以逐行扫描样品；以及
    所述探测单元用于采集所述荧光并形成所述样品的空间图像和光谱信息。
  2. 如权利要求1所述的装置，其中，所述光发射单元包括：
    光源，用于发射准直光束；以及
    扩束线聚焦器，设置在所述光源的出口处，用于将所述准直光束扩束并一维聚焦为线光束。
  3. 如权利要求1所述的装置，其中，所述转向单元为二向色镜。
  4. 如权利要求1所述的装置，其中，所述扫描单元为单个的扫描振镜、或空间光调制器。
  5. 如权利要求1所述的装置，其中，所述装置还包括设置在所述扫描单元下游的中继单元和内窥单元，其中：
    所述中继单元用于将所述扫描单元扫描后的线光束聚焦到所述内窥单元；
    所述内窥单元用于将聚焦的线光束传导并聚焦到样品上、并接收样品发出的荧光；
    所述荧光经所述中继单元、所述扫描单元和所述转向单元后由所述光谱探测单元采集。
  6. 如权利要求5所述的装置，其中，所述内窥单元包括耦合物镜和成像光纤束，其中
    所述耦合物镜设置在所述成像光线束的一端，用于将所述聚焦的线光束耦合进入所述光纤束的近端；以及
    所述成像光纤束用于传导进入的线光束。
  7. 如权利要求6所述的装置，其中，所述内窥单元还包括微型物镜，所述微型物镜设置在所述成像光线束的另一端，用于将所述光纤束传导的线光束聚焦到所述样品上。
  8. 如权利要求1所述的装置，其中，所述探测单元包括线阵探测单元、光谱探测单元和切换控制单元，其中：
    所述线阵探测单元，用于采集荧光并形成样品的空间图像；
    所述光谱探测单元，用于采集荧光并形成样品的光谱信息；
    所述切换控制单元，用于对所述线阵探测单元和所述光谱探测单元进行切换选择。
  9. 如权利要求8所述的装置，其中，所述探测单元还包括第一聚焦透镜，所述第一聚焦透镜设置在所述线阵探测单元与所述切换控制单元之间，用于将所述样品发出的荧光聚焦到所述线阵探测单元。
  10. 如权利要求8所述的装置，其中，所述光谱探测单元为光谱相机。
  11. 如权利要求10所述的装置，其中，所述探测单元还包括第二聚焦透镜，所述第二聚焦透镜设置在所述光谱探测单元与所述切换控制单元之间，用于将所述样品发出的荧光聚焦到所述光谱探测单元。
  12. 如权利要求8所述的装置，其中，所述光谱探测单元包括依次设置的棱镜-光栅-棱镜、汇聚透镜和面阵探测器，其中
    所述棱镜-光栅-棱镜用于对所述转向单元透射的荧光进行色散分光；
    所述汇聚透镜用于将色散分光后的荧光聚焦到所述面阵相机的光敏面上；
    所述面阵探测器用于形成所述光谱信息。
  13. 如权利要求12所述的装置，其中，所述探测单元还包括依次设置在所述切换控制单元与所述光谱探测单元之间的第二聚焦透镜和准直透镜，其中：
    所述第二聚焦透镜用于将所述样品发出的荧光聚焦；以及
    所述准直透镜用于对聚焦后的荧光进行准直。
  14. 如权利要求11或13所述的装置，其中，所述探测单元还包括设置在所述第二聚焦透镜下游的狭缝和/或滤光器，其中：
    所述狭缝用于仅允许聚焦平面的荧光通过；以及
    所述滤光器用于滤除杂散光。
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