CN1200657A - 用于反射成象分析的方法与装置 - Google Patents

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Abstract

用反射图象对受检者的血管系统进行非侵入式体内分析。相对于背景校正原始反射图象(110),以形成被校正的反射图象(120)。从被校正的反射图象中截取包含有待分析场面的分析图象(130)。该方法和装置可以用于确定单位体积血液的血红蛋白浓度,单位体积血液白细胞数目,平均细胞体积,单位体积血液中血小板数目以及红细胞比积。正交偏振器(1510和1520)可以用于提高反射图象的可视度。

Description

用于反射成象分析的方法与装置
相关申请案介绍
本申请要求以下优先权：1995年10月23日递交的申请No.60/005,836；1996年3月23日递交的申请No.60/016,040；1996年4月23日递交的申请No.60/016,036；1996年4月23日递交的申请No.60/016,037；1996年4月23日递交的申请No.60/016,039；以及1996年6月27日递交的申请No.60/020,685；如整个下文所指出的，所有上述申请公开的内容均在此引入作为参考。
               发明背景
1.发明所述领域
本发明涉及反射光分析。更确切地说，本发明涉及利用反射光谱成象对受检者的血管系统进行非侵入分析。本发明还涉及采用正交偏振器进行反射光谱成象分析。
2.相关技术
按照广泛接受的医学院校观点：包括白细胞分类的全血计数(CBC+Diff)是了解患者全面身体状况最好的检测手段之一。医生可以用它检测或诊断贫血症、感染、失血、急慢性疾病、过敏症等等。CBC+Diff分析可提供包括红细胞数目、红细胞比积、血红蛋白浓度在内的有关血液成分的全面信息，并可提供描述整个红细胞(RBC)群体的大小、形状、及携氧特性的指数。CBC+Diff还包括白细胞数量和种类，及血小板数量。CBC+Diff是使用最多的诊断测试手段之一，在美国每年要作约二十亿次。
传统的CBC+Diff测试是以“侵入”方式进行的，通过针头从患者体内抽出静脉血样，再送到实验室作分析。比如，抽血医师(在抽血方面经过专门训练的人)将静脉血样采集到一个含有抗凝剂的试管中，以防止血液凝结。然后将该样品送至血液分析实验室进行处理，通常是在自动多参数分析仪器上进行，如佛罗里达州迈阿密的Coulter Diagnostics公司制造的产品。CBC+Diff测试结果返回到送检医生处，通常是第二天了。
在医疗诊断过程中，经常需要测试其它类型的血液成分，如存在于血液血浆组分中的非细胞成分。这样的成分可能包括血液气体和胆红素等。胆红素是血红蛋白和其它蛋白质代谢分解过程中产生的淡红偏黄的染色物质。胆红素由肝脏从血液中除去并排泄出体外。但是，新生儿，特别是早产儿的肝脏不能有效地处理胆红素。
分娩过程常常导致大范围的损伤，从而导致血液逸入代谢破裂的组织中。由于这个和其它的医学原因，胆红素可能在血流中积累起来。如果胆红素水平增加过高，它将淤积到其它机体组织中去，引起黄疸。它首先表现在眼睛上。当继续增高时，将淤积到包括大脑在内更深的组织中，并能够导致永久性的脑损伤。
最普通的胆红素分析方法是通过一个体外过程。在这种体外过程中，血样是用侵入方式从患者身体中抽出的。通过离心作用使其组成成分(红细胞和其它细胞)分离，而剩下的液体经过化学反应，并用光谱仪器作出分析。
诸如用于传统的CBC+Diff测试和胆红素分析的侵入技术，对新生儿而言是个特别难题，因为他们的循环系统还未发育完全。血液通常是用一种“后跟刺入”法抽出的，在此过程中新生儿的后跟会被一次或多次刺破，并反复将血液挤出到收集管中。即使对健康婴儿，这种方法也是有创伤的。更重要的是，由于婴儿总血量少，这种方法有被迫输血的风险。新生儿的总血量为每公斤体重60-70cc。于是，在新生儿集中护理部门看护的低出生体重婴儿(2500克以下)，其总血量在45-175cc范围内。由于他们的血量少，且出生后红细胞的产生较迟，所以从不足月新生儿和其它患病婴儿体内频繁采集血样，就必然需要对这些婴儿输血。在供血需求方面，用于新生儿集中护理部门输血之用的血库，仅排在胸外科血库需求之后的第二位。除了新生儿之外，在儿童，老年患者，烧伤患者，以及特护区患者的身上实施侵入技术也很费事和/或困难。
实验室检查结果与身体检查所得到结果之间存在着层级关系。一般地讲，患者身体检查结果与实验室检查结果之间的区别，是由于技术局限。比如，在贫血症(定义为低血红蛋白浓度)的诊断过程中，为了对惨白的肤色进行查验，经常需要测出血红蛋白浓度或红细胞比积值。惨白是指皮肤缺乏粉红的颜色，经常标志着深红色血红蛋白缺乏或浓度降低。但是，有时惨白也可能由如外围血管收缩等其它原因造成，或被皮肤色素沉着所掩盖。由于某些表皮部分不太受这些因素的影响，所以临床上已经发现，伴有贫血症的惨白可以在口腔粘膜、结膜、嘴唇、和甲床更准确地检查出来。能迅速非侵入地直接通过检查上述一个或多个区域来定量确定血红蛋白浓度的仪器，可以不必抽取静脉血样即确诊贫血症。在对患者作结论时，这种仪器可以避免因等待实验室结果而造成的时间延误。这种仪器还具有使患者舒适的优点。
软组织，如粘膜或无色的皮肤并不吸收可见光和近红外光，即它们不吸收血红蛋白吸收光的光谱区域内的光。这使血管系统可以通过光谱吸收从周围软组织背景中区分出来。但是，软组织表面对光的反射很强，且在穿透仅仅100微米之后软组织本身将明显地对光产生散射。所以，对循环系统的体内观察，因分辨率低而很难进行，因为对多次散射和表面的镜面反射进行补偿的复杂性而基本上无法实行。而有关微循环中的细胞显现研究几乎是不侵入的，并采用了有微循环组织的一个薄断面(小于发生多次散射的距离)，如肠系膜，它可以利用透过该组织断面的光通过显微镜加以观察。还进行过其它研究试验，通过时间选通在多次散射区域内产生组织图像(见Yodh，A.and B.Chance，《今日物理》(Physics Today)1995年，3月，34-40)。但是，这种图象的分辨率因为光的散射受到局限，且散射因子的计算复杂。
光谱仪包括根据在一或多个光波长处的电磁辐射受物质吸收和衰减情况进行分析。用于这种分析的仪器称作光谱仪。简单的光谱仪包括：辐射源，诸如灯泡；光谱选择装置，如包含棱镜或光栅或滤光片的单色仪；以及一或多个检测器，如测量选定光谱范围内透过样品和/或被其反射的光量的光电管。
对于不透明的样品，如固体或高吸收溶液，可以测量从样品表面反射的光辐射，并与无吸收的或白色的样品反射的辐射相比较。如果对该反射强度作为波长的函数作出曲线，则给出一个反射光谱。反射光谱通常用于染色织物或油漆表面的配色。但是，由于它的范围限制和不准确性，故反射光谱仪主要用于定性分析，而不用于定量分析。另一方面，透射光谱一般用于定量分析，因为可以适用比尔定律(Bear’s Law)(测量到的强度的对数与浓度成线性反比关系)。
反射光谱仪通常不用于定量分析，因为表面的镜面反射限制了可以达到的对比度(黑与白或信号与噪声之比)，进而限制了测量范围和线性度。由于表面效应所以通常与表面成一定角度进行测量。但是，仅在朗伯表面(Lambertian Surface)的特殊情况下，反射强度与视角无关。朗伯表面的反射光在各方向上呈现相等亮度(余弦定理)。但是，好的朗伯表面难以获得。传统的反射光谱仪，具有比符合比尔定律的透射光谱仪更为复杂的反射光强与浓度之间关系。根据可用于反射光谱仪的Kubelka-Munk理论，反射光强可以通过吸收散射比与浓度间接相关。
在雷诺氏病、糖尿病、和镰形血细胞病患者甲床微循环的反射光方面已经进行了一些成象研究。进行这些研究可以获得有关毛细血管密度、毛细血管形状及血流速率的实验数据，这些研究局限于毛细血管方面的粗略物理测量。没有进行过光谱测量或单个细胞的测量，多普勒技术可用于估计速率。这些研究中采用的非侵入方法可以以一种舒适的方式应用到大多数患者身上。
一种用于体内分析的非侵入装置被公开在Winkelman的美国专利4,998,533中。Winkelman的装置采用了图象分析和反射光谱仪，以测量单个细胞的参数如细胞尺寸。测量仅仅在诸如毛细血管这样的小血管内进行，在其中可以看到单个细胞。由于Winkelman的装置仅仅在毛细血管中进行测量，所以Winkelman装置的测量对于较大的血管将不会有精确的测量结果。这种不精确源于由血液的非牛顿粘度特性导致的毛细血管中血液体积与细胞体积关系的经常变化。因此，Winkelman装置不能测量总的或真实的红细胞比积，或总的血红蛋白浓度，它们取决于诸如静脉这样的大血管中红细胞体积与全血体积之比。
Winkelman装置通过对流过微细血管的单个细胞进行计数，测量与红细胞数量有关的白细胞数量。为了估算浓度，Winkelman装置依靠累加统计上可靠的白细胞数目。但是，通过微细血管的血流对于每个白细胞约包含1000个红细胞，从而使得该方法不切实际。Winkelman装置没有提供任何可用于血小板显现和计数的手段。而且，Winkelman装置没有提供任何可用于毛细血管血浆显现或毛细血管血浆成分定量的手段。Winkelman装置也没有提供任何用于检测诸如瘤细胞等血液异常成分的手段。
于是，本领域需要一种能提供完全不侵入的血管系统体内分析的装置。需要一种如下装置，可提供高分辨率显示：血细胞组分(红细胞，白细胞和血小板)；血液流变学；有血液流过的血管；以及整个血管系统的血管分布的装置。而且需要一种非侵入式装置，它可以定量地确定血细胞、血细胞正常和异常含量以及血浆的正常和异常成分。
               发明概述
本发明旨在提出利用反射光谱成象分析进行血液分析的方法和装置。在一个实施例中，该装置可以包括一照射血液的光源，以在光源与被照明血液之间形成一条光路。用第一偏振器使光源发出的光起偏。用图象摄取装置摄取从位于小于多次散射长度的深度处被照明物体反射的反射图象。该反射图象沿着被照明血液与图象摄取装置之间的反射光路传播。将一第二偏振器置于被照明血液与图象摄取装置之间的反射光路中。该第二偏振器具有与第一偏振器的偏振面成90°角的偏振面。按照本发明的一个方面，该光源包括第一偏振器，从而第二偏振器具有与光源所发出偏振光的偏振面成90°的偏振面。
按照本发明的另一个方面，该装置包括位于第二偏振器与图象摄取装置之间反射光路中的图象分离装置。该图象分离装置将反射图象分离成多个图象部分。附加摄象装置可用于摄取该反射图象的多个部分。可以在图象分离装置与图象摄取装置之间的反射光路中设置光谱选择装置。
按照本发明的又一个方面，提供一种血液分析方法。该方法包括如下步骤：(1)对血液成象，以产生一个从小于多次散射长度的深度处反射出来的原始反射图象；(2)对该原始反射图象进行校正，以形成一校正的反射图象；(3)从校正的反射图象中截取一个场面，以形成分析图象，以及(4)对该分析图象进行分析以获得血液特性。
按照本发明方法的再一个方面，对原始反射图象进行校正的步骤可以通过下述步骤完成：(a)对原始的反射图象进行第一波长滤光，以形成第一滤光图象；(b)对原始的反射图象进行第二波长滤光，以形成第二滤光图象；(c)对第一滤光图象除以第二滤光图象所得到的商取负对数，以形成校正的反射图象。此外，可以通过取第一和第二滤光图象对数之差完成该校正。
按照本发明方法的另一个方面，从校正的反射图象中截取一个场面以形成分析图象的步骤，包括对校正的反射图象施加一或多个判据。这些判据可以包括光强判据，尺寸判据，形状判据，或其它空间滤波技术。
本发明的方法可用于确定血液的各种特性。这些特性可以包括单位体积血液的血红蛋白浓度，单位体积血液的白细胞数，平均细胞体积，平均细胞血红蛋白浓度，单位体积血液的血小板数，以及红细胞比积。
按照本发明方法的又一个方面，可以用一第一偏振器起偏的光照射血液。反射图象可以透过具有与第一偏振器偏振面成90°角的偏振面的第二偏振器或检偏器，以产生一原始的反射图象。
按照本发明的又一个方面，该方法被用于进行大血管中血液的体内分析，以及用于小血管中血液的体内分析以确定诸如浓度和血细胞计数等血液参数。本发明的方法还可以用于指导对毛细血管血浆的非细胞特性进行非侵入式体内分析。
按照本发明的又一个实施例，提供了一种用于检测物体光学特性的装置。该装置包括：一个用于照射该物体的光源，和用于检测从被照明物体反射出来的反射光的检测装置。一第一偏振器用于使光源发出的光起偏。一第二偏振器置于该物体与该检测装置之间的反射光路中。第二偏振器的偏振面与第一偏振器的偏振面成90°角。按照本发明的另一方面，光源是单色的、偏振的、或者单色且偏振的。
特征和优点
本发明的一个特征是提供血管系统的非侵入式体内分析。本发明的另一个特征是可以对成形的血细胞成分(红细胞，白细胞，和血小板)进行定量分析。本发明的再一个特征是可以进行诸如毛细血管血浆等不成形血液成分的定量分析。
本发明的再一个特征是，通过利用血管系统的反射光谱图象可以进行单位体积或浓度的测量，如血红蛋白，红细胞比积，和血细胞计数等等。
本发明的再一个特征是可以显现血细胞、血管、和毛细血管血浆，并可以截取成分析图象。
本发明的再一个特征是，通过利用反射光谱成象可以确定如下特性，诸如单位体积血液的血红蛋白浓度，单位体积血液中的白细胞数，平均细胞体积，平均细胞血红蛋白浓度，单位体积血液中的血小板数，以及红细胞比积。
本发明的一个优点是，提供一种用于迅速非侵入地测量CBC+Diff测试中的重要临床参数的途径。它可很好地提供立即结果。因此，可以用作现场护理(point-of-care)时的测试和诊断。
本发明的另一个优点在于其取消了抽取血液的侵入技术。这样就消除了从新生儿、儿童、老年患者、烧伤患者以及特护部门的患者身上抽取血液的痛苦和困难。本发明还有一个优点是，排除了接触爱滋病，肝炎以及其它血液病的风险。
本发明的另一个优点是，通过省去了传统侵入技术所需要的样品传递、处理和分离，从而节约了总成本。
本发明的另一个优点是，为反射光谱仪大幅度提高测量范围和精度提供了条件。本发明还有一个优点是可以采用简单的浓度与强度关系。
本发明的另一个优点是，为更好地显现任意物体的反射图象和定量定性分析这些反射图象提供了条件。
              附图简介
现将参照附图描述本发明。在附图中，相同的标号表示相同或功能相似的元件。此外，标号最左侧的数字表示首次出现该标号的附图。
图1表示本发明方法的一个实施例的框图；
图2表示本发明用于形成受检者血管系统图象的实施例的框图；
图3表示解释图2所示步骤220的框图；
图4表示解释图2所示步骤230的框图；
图5表示一标题为“血液病的判断途径”的图表；
图6A表示一可行样机；
图6B表示图6A所示可行样机的框图；
图7表示了图6A所示流体动力学束流管的细部示意图；
图8A表示概括在Coulter装置与可行样机上所得实验结果之间吻合程度的图表；
图8B表示一曲线图，它说明对各种程度贫血症的血红蛋白的比较判断(血红蛋白gm/dL是失血体积占总的血液体积百分比的函数)。
图8C表示一曲线图，它说明23名“健康”人体血红蛋白的比较结果；
图9表示使用可行样机获得的红细胞和血小板图象；
图10表示用作参考的背景周围一考虑区域(区域A)，和血流内一考虑区域(区域B)；
图11表示一条光强随胆红素浓度变化的曲线；
图12表示一斩波反射光谱仪；
图13表示对白血球化(leukopheresed)血浆的反射光谱扫描；
图14表示用可行样机得到的白血病血样图象；
图15A表示显示体内装置一个实施例的框图；
图15B表示图15A所示体内装置的细部；
图16表示适用于本发明的计算机系统的框图；
图17A和17B表示适合用于受检者的本发明实施例；
图18A表示在传统反射光中显现的喷墨交叉点；
图18B表示在采用本发明正交偏振技术的反射光中显现的喷墨交叉点；
图19表示红色苯胺染料的反射光谱仪的曲线，以及
图20表示本发明的反射比色装置一个实施例的框图。
              对实施例的详细描述
1.综述
本发明旨在提出用于分析，特别是非侵入式体内分析受检者血管系统的方法和装置。该方法通过对受检者血管系统的一部分进行成象而实现。覆盖在成象部分上的组织必须能让光束通过而不发生多次散射，以获得反射图象。为了形成图象，必须符合两个判据。第一，图象必须具有待成象受检者与其环境或背景之间在诸如吸收率、折射率、或散射特性等光学特性上的差别所形成的对比度。第二，从受检者聚集的光必须基本上没有散射地到达一图象摄取装置，即必须拍摄出从小于多次散射长度的深度处的反射图象。此处所使用的“图象”是指满足前述两个判据的任何图象。此处所使用的“反射图象”是指反射光中的受检者图象。摄取图象所需的分辨率受到成象部分的空间一致性的限制。比如，单个细胞的反射图象需要高的分辨率。大血管的反射图象可以允许低的分辨率。适用于作出基于苍白肤色的判断的反射图象只需要很低的分辨率。
于是，覆盖在成象部分上的组织最好是透光的，而且较薄，如人体嘴唇内侧的粘膜。本文所使用的“光”一般是指任何波长的电磁辐射，包括光谱的红外、可见和紫外部分。尤其适用的光谱部分是对组织较为透明的部分，如可见和近红外的波长区。可以理解，对于本发明而言，光可以是相干光或非相干光，照射可以是稳定的或以脉冲光照明。
反射图象被校正，以形成校正的反射图象。进行反射图象的校正可以隔离重要的特定波长，或从图象的静止部分提取出图象的运动部分。从校正的反射图象中截取一个场面，以形成分析图象。然后为了获得受检者血管系统所需特性，对该分析图象进行分析。
本发明的方法可以用于大血管、小血管中，以及毛细血管血浆中的分析。本文所使用的“大血管”是指血管系统中尺寸大到足以使多个红细胞并排流过其中的血管。“小血管”是指血管系统中使红细胞基本上“单行”流过其中的血管。如下文将详细说明的那样，本发明是反射而不是透射待分析图象。也就是说，通过“观看”血管系统而产生图象，而不是通过“透视”血管系统。单位体积或浓度的测量可以直接从图象中进行。
通过使用本发明的方法提供大血管的反射光谱图象，可以直接确定血红蛋白(Hb)、红细胞比积(Hct)和白细胞计数(WBC)等参数。通过使用本发明的方法提供小血管的反射光谱图象，可以直接确定平均细胞体积(MCV)、平均细胞血红蛋白浓度(MCHC)和血小板计数(Plt)。
为了实施本发明的方法，用一个光源照射需成象的受检者血管系统的一部分。用一个图象摄取装置摄取该反射光。所谓图象摄取装置是指能够摄取本文所定义的图象的装置。适用的图象摄取装置包括(但不限于此)照相机，胶片载体，光电管，光电二极管，或电荷耦合器件摄像机。为了进行图象校正、场面截取和血液特性分析，可以将图象校正和分析装置如计算机耦合至图象摄取装置上。
图象校正可以是采用一个主波长和一或多个辅助波长的多色校正。比如，为了实现双色校正，反射图象被分成两部分。这可以用图象分离装置实现，如二向色反射镜。按照这种方式，一图象摄取装置用于摄取图象透过该二向色反射镜的部分，并且一图象摄取装置用于摄取图象经该二向色反射镜反射的部分。耦合至两个图象摄取装置的图象校正与分析装置，相对于另一图象部分进行一图象部分的校正，以提供校正的图象。
正交的偏振器适用于实现本发明。一偏振器位于光源与受检者血管系统被照明部分之间的光路中。第二偏振器或“检偏器”位于被照明部分与图象摄取装置之间的反射光路中。该第二偏振器具有一与第一偏振器偏振面成90°的偏振面。这种正交偏振器结构通过消去只是简单反射而不曾与被照明部分充分作用的光，改进了与受检者血管系统被照射部分和组织相作用的光的汇集。因此，消除了没有携带被照明受检者信息的光。按这种方法，反射图象的图象对比度被大大提高了，从而改进了对被照明部分的显现。
本发明的正交偏振技术可以用于需要光学测量或可视观测物体的反射特性的任何应用场合。对于检测反射光强差的分析仪器而言，本发明的正交偏振器可以用以提高其工作范围，允许采用强度与浓度之间的简单关系。本发明的正交偏振技术可以用于这样的领域：如染料分配的控制，织物颜色控制，采用纸、薄膜或乳胶基试纸的测试等，内窥镜和保真显示器的应用场合。
2.本发明方法
为了利用反射光检查物体，必须有与物体在其表面下相互作用过并从物体返回的光。在使用反射图象时，必须考虑两个特征：(1)物体内光的吸收，和(2)物体内光的散射。反射图象是一个有一定面积和穿透深度的三维图象。穿透深度或光路长度可以用三个参数控制：(1)光波长；(2)与光相互作用的微粒大小以及(3)折射率。如果光的波长、微粒大小和折射率保持不变，则穿透深度将不变。所以，由于穿透深度不变，这种反射图象单位面积的测量值正比于单位体积的测量值。面积测量值是有恒定第三坐标(深度)的体积测量值。
现在参见图1，其中表示用于反射光谱图象分析的本发明一方法实施例的框图100。框图100表示出将原始反射图象110转化成结果140的过程。所谓原始反射图象是指在进行校正操作115前的反射图象。
校正操作115作用于原始反射图象110上，以产生一被校正的反射图象120。校正操作115使原始反射图象相对于图象背景正则化。在一个实施例中，校正操作115可以按双色校正方式实现。在双色校正时，两个波长选为λ1和λ2。通过从λ1图象减去λ2的图象，所有以同样方式影响λ1和λ2的参数相互抵消，并因而从生成(λ1-λ2)的图象中消除。该生成(λ1-λ2)图象仅仅体现那些对λ1和λ2影响不一样的参数的效果。
在另一个实施例中，以速率或速度校正的方式进行校正操作115。对于速率校正而言，是通过取t0时刻与t1时刻原始反射图象110之差，形成校正的反射图象120。为此目的，必须提供能发出脉冲光和/或开闭图象摄取装置(如照相机)的装置，以便及时得到两个不同的图象。速率校正允许从原始反射图象110静止部分提取原始反射图象110的移动部分。按此方式，校正的反射图象120形成为或者包含原始反射图象110的移动部分，或者包含其静止部分。
一截取操作125作用于校正的反射图象120上，以形成分析图象130。截取操作125截取或分离一幅校正反射图象120中感兴趣的场面，以形成分析图象130。对分析图象130进行分析操作135，以取得结果140。截取操作125截取的感兴趣场面可以根据分析操作135所实施的分析类型而定。以此方式，校正的反射图象120可以包含由各种截取操作分别截取的许多感兴趣的场面。
现在参见图2，其中表示本发明用于受检者血管系统反射光谱成象方法的框图200。在步骤210，受检者血管系统的一部分被成象，产生原始反射图面110(见图1)。盖在被成象部分的组织必须透光，以得到没有多次散射的反射图象。反射图象主要来自反射光的一次散射。覆盖成象部分的组织应该是透光的。尤其适合的组织是人体各部分的粘膜，如鼻部粘膜，口腔粘膜，结膜，直肠粘膜以及阴道粘膜。此外，对于早产儿，其皮肤本身也比较透光。人体嘴唇的内部提供了对人体血管系统成象的适当区域。因此，光源发出的光穿过粘膜，形成了微血管系统的原始反射图象。微血管系统包含大血管和小血管。因而，它能代表整个血管系统中的血管。嘴唇内部微血管系统的原始反射图象来自大约50μ至500μ深处。此外，微血管系统可以透过皮肤组织成象，如人体手指上或脚趾上的。
在步骤220，对原始反射图象110进行校正，以形成校正的反射图象120。比如，校正操作115可以加在原始反射图象110上以使其相对于背景正则化。可以用多色校正，如双色校正，来消除来自校正的反射图象光的光强、深度、和角度的影响。多色校正可以消除光所透过并照射血管系统待成象部分的组织颜色的影响。组织的颜色也要以同样方式影响某些光波长，所以可通过采用多色校正消除组织颜色的影响。可以进行速率校正，以从静止的背景中提取移动的细胞。速率校正可以单独使用，或与多色校正一起使用。
在步骤230，从校正的反射图象120中截取一个场面，以形成分析图象130。该分析图象的形成应使其包含分析受检者血管系统特性所必需的对象。比如，要分析的特性可能是待分析大血管的特性，例如其单位体积血液血红蛋白浓度，或单位体积血液白细胞计数等等。为了获得这些特性，分析图象130形成时应使其包含大血管。另一个例子是，要分析的特性可能是待分析小血管的特性，例如其单位体积血液血小板计数，或单位体积血液的毛细血管血浆成分(如胆红素)，的浓度。为了获得这些特性，分析图象130形成时应使其包含小血管。在步骤240，采用用于受检者血管系统特性的分析操作135来对分析图象130进行分析。
在另一个实施例中，可以从原始反射图象中截取一场面，并校正该场面形成分析图象。本发明的方法还可以在不施加校正操作的情况下进行，从原始反射图象中形成分析图象。
图3表示说明图2所示对原始反射图象110进行校正而形成校正的反射图象120的步骤220一个实施例的框图。在步骤302，对原始反射图象110进行第一波长滤光(λ1滤光)，形成第一滤光图象。在步骤304，对原始反射图象110进行第二波长滤光(λ2滤光)，形成第二滤光图象。也可以按与之相似的方法，进行附加波长滤光(λ3，λ4，λ5，等等)，形成附加滤光图象。
在步骤306，从第一滤光图象中减去第二滤光图象，以形成校正反射图象120。通过用双色校正步骤302-306，那些对λ1和λ2有相同影响的参数被消除了或从原始反射图象110中消去了。被消除的参数包括光强变化、穿透深度、光的角度和覆盖受检者血管系统成象部分的组织颜色。被校正的反射图象即(λ1-λ2)图象，包括受两个波长影响各不相同的一些项目。对于原始反射图象110来说，光强、光透射深度和光的角度都是对λ1和λ2有相同影响的参数。所以，双色校正从原始反射图象110中消除了光强变化、光穿透深度和光角度的影响，产生出被校正的反射图象120。
步骤306适宜按符合比尔定律的方式进行，以使被校正图象120的反射强度的对数反比于被校正的反射图象中诸如血红蛋白等组分的浓度。根据比尔定律，测量到的反射光强其负对数与浓度成线性关系。在一个实施例中，步骤306可这样进行，第一滤光图象的对数减去第二滤光图象的对数，以形成被校正的反射图象120。按照这种方式，被校正的反射图象的反射光强的对数正比于被校正的反射图象中的浓度(concentration)。在另一个实施例中，步骤306这样进行，以致于通过取第一滤光图象除以第二滤光图象之商的负对数形成被校正的反射图象120。进而按照这种方式，被校正的反射图象的反射光强的对数，正比于被校正的反射图象中的浓度。
通过适当地选择λ1和λ2，可以使校正反射图象120正则化，以使余下的全部图象成分正比于血红蛋白的浓度。为此，一个波长如λ1，应该是血红蛋白的吸收波长。人体血管系统中的血液由动脉血和静脉血组成。动脉血是从肺部流向身体其它部分的具有富含氧的血红蛋白(氧合血红蛋白)的血液。静脉血是从身体其它部分流向肺部的具有少量氧的血红蛋白(脱氧血红蛋白)的血液。动脉和静脉血的颜色不同。这种颜色之差可以用于确定氧(O2)饱和度。氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的颜色特征可以用于检测这些血红蛋白复合物。其它的血红蛋白复合物，如碳氧血红蛋白(一氧化碳中毒)或糖化血红蛋白(糖尿病需要监测的葡萄糖血红蛋白)，都有特征谱，可对其进行测量。
只有某些波长由动脉血和静脉血同等吸收。动脉血和静脉血吸收相同的波长称为等吸收点。血红蛋白的这样一个等吸收点位于546nm。在一个优选的实施例中，选择λ1以使其位于血红蛋白吸收带中心附近，并使其位于等吸收点处或附近。适合的λ1是550nm。按此方式，血红蛋白的浓度可以从大血管的反射光谱图象中确定，不管大血管是通过动脉血的动脉血管还是通过静脉血的静脉血管。
被称作“空白”的其它波长如λ2，应该是血红蛋白不吸收的波长。λ2应这样选择，使其充分靠近λ1以使光强、穿透深度、光角度、和组织颜色等参数对λ1和λ2有相同的影响。λ2应该这样选择，使其充分远离λ1以便得到足够大的(λ1-λ2)图象信号。λ1和λ2之间的光谱间隔应选为可提供足够大的信号而不引入上述其它参数的影响。相关领域的普通技术人员会很清楚如何选择适合的光谱间隔。适合血红蛋白浓度测量的光谱间隔，是第一波长550nm(吸收波长)和第二波长650nm(不吸收的波长)。用这种光谱间隔，反射光强差是血红蛋白浓度的一个函数。
图4表示解释图2所示用于从被校正的反射图象120中截取一场面以形成分析图象130的步骤230一实施例的框图。在步骤402，将光强判据用于被校正的反射图象120，以形成一强度校正反射图象。比如，光强判据可以用来消去全部具有某一阈值以下光强的校正反射图象部分。此外，光强判据可以用来消去全部具有某一阈值以上光强的校正反射图象部分。另外，光强判据还可以用来仅保留具有一预定范围内光强的那部分校正反射图象部分。
在步骤404，将尺寸判据作用于上述强度校正反射图象上，以形成强度兼尺寸校正反射图象。比如，该尺寸判据可以用来消去所有一尺寸阈值以下的强度校正反射图象部分。此外，该尺寸判据可以用来消去所有一尺寸阈值以上的强度校正反射图象部分。而且，该尺寸判据可以用来消去在一预定尺寸范围之内的那些强度校正反射图象部分。
在步骤406，将一形状判据作用于上述强度兼尺寸校正反射图象上，以形成分析图象130。比如，形状判据可以用来仅仅保留具有由距轴线一预定距离所限定的形状的那些强度兼尺寸校正反射图象。此外，形状判据可以用来仅仅保留具有由平滑边界所限定的形状特征的那些强度兼尺寸校正反射图象。例如，可对边界的曲率积分，以确定各点曲率的变化。用平滑边界作为形状特征，则理想圆具有的形状特征值为1。如果图象中该项的形状不是一个理想圆，则它的形状特征将为小于1的值。形状特征值越小，图象中该项的边界就越加不平滑。比如，图象中形状为椭圆的项将有大约等于0.8的形状特征值。再如，图象中长条和扁形的项将有大约等于0.1的形状特征值。形状判据可以用来仅仅保留具有一预定范围内形状特征值的那些强度兼尺寸校正反射图象。此外，形状判据可以用来消去具有一预定范围内形状特征值的那些强度兼尺寸校正反射图象。
步骤402-406表示一个从校正反射图象120中截取一场面以形成分析图象的实施例。由此，步骤402-406代表了截取操作125的一个实施例。应当理解，本发明不限于此实施例。比如，尺寸判据可以直接施加于校正反射图象120。形状判据也可以直接施加在校正反射图象120上。另外，光强判据，尺寸判据和形状判据可以按不同的顺序依次施加。其它适合的判据也可以用于截取校正反射图象中的一个场面，本发明不限于使用光强，尺寸和形状判据。比如，运动状况可以用作从校正反射图象120中截取场面的判据。运动状况可以用于从图象中诸如组织等不运动或缓慢移动的部分中识别出诸如血细胞等图象的运动部分。此外，还可以采用相关领域普通技术人员公知的其它图象对比度增强技术和图面截取技术，如空间频率，光通量，方差运算(variance operators)和强度分布图。
图1-4所示的方法可以用于进行为诊断或监控目的用的非侵入式血液参数体内分析。取自《Wintrobe’s Clinical Hematolgy》第九版的图5表示了血液病诊断三因素之间的关系：(1)病史；(2)身体检查结果和(3)实验数据结果。图5中暗示了实验数据结果与身体检查(P.E.)时所得体检结果之间的层级关系。通过迅速地非侵入式确定血红蛋白浓度和平均细胞体积，以及进行身体检查，省去了抽取静脉血样的必要以及在对患者确诊时等待实验结果的拖延。
与之类似，对白细胞计数的迅速和非侵入式确定会有助于对感染和/或发炎的诊断。可以对发烧患者进行检查，以确定其白细胞浓度是否超过或低于正常值。
血液由血浆和成形组分组成，并通过上述小血管和大血管流遍血管系统。血液的成形成分包括红细胞、白细胞和血小板。本文所用的“血细胞”是指血液的成形组分，包括红细胞、白细胞和血小板。单位体积血液的细胞浓度在大血管中是恒定的，并且是贯穿血管系统的大血管(如大到足以插入抽血针头的血管)中浓度的一个可靠依据。相反地，在红细胞基本上是成单行流过的小血管中的单位体积(浓度)测量结果，不能作为可以插入抽血针头的大血管中浓度测量值的可靠依据。在小血管中，细胞浓度和血液体积之间的关系是均匀变化的，因此不能用作大血管细胞浓度的一个可靠依据。这种影响对不同的个体和一个个体的不同体位之间是多变的，甚致取平均也不能提供大血管的一个可靠预示值。
不带白细胞分类的全血计数(CBC)可测量八个参数：(1)血红蛋白(Hb)；(2)红细胞比积(Hct)；(3)红细胞计数(RBC)；(4)平均细胞体积(MCV)；(5)平均细胞血红蛋白(MCH)；(6)平均细胞血红蛋白浓度(MCHC)(7)白细胞计数(WBC)和(8)血小板计数(Plt)。在此处，前六个参数称为RBC参数。浓度测量(每单位体积血液的测量)是产生Hb，Hct，RBC，WBC，和Plt值所必须的。Hb是单位体积血液的血红细胞浓度。Hct是单位体积血液中的细胞体积。Hct可以表示为一个百分比
(细胞体积÷血液体积)×100％
RBC是单位体积血液的红细胞数。WBC是单位体积血液的白细胞数。Plt是单位体积血液的血小板数。
红细胞指标(MCV，MCH，和MCHC)是分别表示平均红细胞的体积、血红蛋白含量和血红蛋白浓度的细胞参数。这些红细胞指标可以通过对单个细胞进行测量并对这些单个细胞测量值取平均而确定。当红细胞在血管系统中流动时，其体积不变或不损失血红蛋白。所以，红细胞指标在整个循环系统中是不变的，并能够在小血管中可靠地测量到。这三个红细胞指标的关系由一个公式给出
MCHC＝MCH÷MCV
于是，只有两个红细胞指标是可独立变化的。
为了确定上述所列六个RBC参数值，必须符合以下两个判据。第一，三个参数必须独立测量或确定。即，必须与六个参数中的其它任何一个无关地测量或确定这三个参数。第二，三个独立测量和确定的参数中至少有一个必须是浓度参数(单位体积血液的)。所以，这六个关键参数的值可以通过三个独立的测量来确定，至少其中之一是不能在小血管中进行的浓度测量。
在本发明的一个实施例中，Hb和Hct通过对大血管形成反射光谱图象而直接测量，MCV通过对小血管形成反射光谱图象而直接测量。按此方法，可独立地测量三个参数，且其中两个参数(Hb和Hct)是对单位体积血液测量的浓度参数。在此实施例中，上述所列的六个RBC参数可以按如下方式确定。
Hb     直接测量
Hct    直接测量
RBC    Hct÷MCV
MCV    直接测量
MCH    MCV×(Hb÷Hct)
MCHC   Hb÷Hct
在本发明一个替代实施例中，Hb通过对大血管形成反射光谱图象而直接测量，而MCV和MCHC通过对小血管形成反射光谱图象而直接测量。按此方法，可独立地测量三个参数，且其中一个参数(Hb)是对单位体积血液测量的浓度参数。在此替代实施例中，上述所列的六个RBC参数可以按如下方式确定。
Hb    直接测量
Hct   Hb÷MCHC
RBC   Hct÷(MCV×MCHC)
MCV   直接测量
MCH   MCV×MCHC
MCHC  直接测量
浓度测量是对单位体积的测量值。如上文讨论的那样，当穿透深度不变时，对单位面积的测量正比于对单位体积的测量(深度恒定的体积测量值)。穿透深度是波长、与之作用的微粒尺寸以及折射率的函数。就血液而言，微粒的尺寸和折射率基本上保持不变。因此，穿透深度对于一特定波长将是恒定的。
血红蛋白是红细胞的主要成分。血红蛋白是一种蛋白质，它在血管系统中起运输氧气和二氧化碳的载体作用。血红蛋白吸收特定波长的光，如550nm，而不吸收诸如650nm等其它非吸收波长的光。根据比尔定律，测得的透射光强的对数与浓度成线性反比关系。如下文第4部分更为详细描述的那样，本发明的装置被构成为，使得反射光强符合比尔定律。假设比尔定律适用，一个特定血样中的血红蛋白浓度与血红蛋白反射光的负对数成线性关系。血样吸收的550nm光越多，则550nm处的反射光强越小，血样中血红蛋白的浓度越高。可以通过对诸如550nm等吸收波长处测得的反射光强取负对数，而将血红蛋白的浓度计算出来。所以，只要测量了特定血样的反射光强，便可以直接确定诸如血红蛋白这样的成分在血样中的浓度。
a.定量血液浓度测量
图1-4所示的方法可用于进行血液中Hb和Hct浓度的非侵入式体内定量测量。比如，人体嘴唇内侧粘膜下的微循环系统可以被成象，以产生一个原始的反射图象。为了测量Hb，用双色校正对原始反射图象进行校正，使得校正反射图象的反射光强的对数反比于血红蛋白的浓度。适合于这种双色校正的波长是λ1＝550nm和λ2＝650nm。从校正的反射图象中截取出分析图象，并使该分析图象包含有大血管。测量大血管中央一个面积内的平均反射光强。如上文所讨论的那样，面积测量与体积或浓度测量相对应。因此，单位体积血液的血红蛋白浓度可以通过测量大血管中央附近一个面积内的反射光强而获得
本发明的方法还可以用于确定红细胞比积(Hct)。血红蛋白(单位体积血液中血红蛋白的克数)与红细胞比积(单位体积血液中血细胞的体积)之间的差别，是由细胞中决定细胞折射率的血红蛋白浓度决定的。因而，循环系统与背景之间的图象对比度主要是由循环系统散射特性得到的测量，与红细胞比积有关；而且主要是由吸收特性得到的图象对比度测量，主要与血红蛋白有关。比如，可以对人体嘴唇内侧粘膜底下的微循环系统成象，以产生一个原始的反射图象，该图象的对比度是由血细胞散射特性之差决定的。为了确定细胞的体积，用双色校正对原始反射图象进行校正，以使得该强度反比于细胞浓度。适合于这种双色校正的波长是使细胞与背景之间的反差最小的900nm(使红细胞由于其散射特性而变暗的波长)和700nm。
b.血细胞计数
人类的血液由成形成分和血浆组成。成形血细胞成分有三种基本类型：红细胞(红血球)；白细胞(白血球)和血小板。如上指出的那样，红细胞含有从肺部向身体组织运送氧气的血红蛋白。白细胞与红细胞有大约相同的尺寸，但它不含血红蛋白。一个健康的人每立方毫米的血液会有大约5,000,000个红细胞，每立方毫米血液有大约7,500个白细胞。所以，一个健康的人对于每670个在其血管系统中循环着的红细胞将有一个白细胞。
本发明的方法可以用于确定单位体积血液中的白细胞数量。如下文e部分将要详细讨论的那样，就“血液流动特性”而言，白细胞被推向血流的周边，并在可以有反差地看到它们和对其计数的边缘区移动。比如，可以对人体嘴唇内侧粘膜底下的微循环系统成象，以产生一个原始的反射图象，该图象的对比度是由白细胞光学特性之差决定的。最好在白细胞与大循环(红细胞)之间存在光谱差别之处进行测量。这通常出现在血红蛋白吸收光而白细胞不吸收的可见光谱的蓝光和绿光部分。于是为此目的，可以采用一宽的光谱区域(如从400至600nm)，且不必作双色校正。
从原始反射图象中截取分析图象，并使得该分析图象包含大血管。从分析图象中可以数出单位面积血液白细胞的数目。由于上述原因，它与单位体积血液白细胞的数量成正比。
血小板是最小的成形血细胞组分，直径通常小于1μ。血小板比红细胞少，但比白细胞多。一个健康的人在血管系统循环的总共约2万亿个红细胞中，大约对于每17个红细胞就有一个血小板。由于血小板在某种环境条件下能够固结在一起并帮助堵塞血管壁上产生的孔，所以它有助于凝血。显然，在创伤或其它损伤发生时血小板是关键性的。由于存在吸收特定波长光的血红蛋白，所以红细胞被染色。白细胞和血小板都没有可见的颜色，即它们不包含吸收可见光的成分。
作为血管受伤时所需凝血速度的一种测量手段，应该定期进行血小板浓度检测。血小板缺乏(即血小板减少症)可以导致血管壁泄漏，这是有害的或者甚至是致命的。在本发明之前，为了获得血小板的测量结果，必须采用本领域公知的侵入方法，从患者身上提取血液并分析其血小板和其它血细胞的含量。采用非侵入技术获得精确的血小板浓度测量值是更为有利的。本发明使得能够获得患者血液的精确测量值，而没有抽血带来的任何风险(例如爱滋病、肝炎等)。
本发明的方法可用于确定每单位体积的血小板数量。比如，可以对人体嘴唇内侧粘膜下面的微血管系统成象，以产生原始的反射图象。为了对血小板计数，可利用速度校正来校正该原始的反射图象。为进行速度校正，通过获取t0时一特定区域或场面的原始反射图象与t1时该相同区域或场面的原始反射图象之差，形成校正的反射图象。利用该速度校正形成的校正反射图象，可从静止背景中分离出运动细胞。
从校正的反射图象中截取分析图象，使得该分析图象包括小血管。在该分析图象中可数出每单位面积的血小板数目。血小板计数可在白光下进行，并且不需要进行颜色或色差校正。通过数出小血管一区域中的血小板数目并结合同区域中的红细胞数目，可估算出每单位体积中的血小板数目。在健康个体中，血小板对红细胞的比率基本保持在1比17不变。在患病时，该比率在两个方向都变化很大，从大约1比5到大约1比100。因此，血小板与红细胞的相对数目可用作一种诊断手段。
简要地说，通过利用参数之间的已知关系，本发明的方法可用于确定血管系统的多种特性。
c.血细胞指标
本发明的方法可用于确定平均细胞体积(MCV)。例如，可以对人体嘴唇内侧粘膜下的微血管系统成象，以产生原始的反射图象。可以用“定格”即用脉冲照明和/或快门停止其操作，来摄取单个血细胞的图象。为确定平均细胞体积，可利用速度校正来校正该原始的反射图象。为进行速度校正，通过获取t0时一特定区域或场面的原始反射图象与t1时该相同区域或场面的原始反射图象之差，形成校正的反射图象。利用该速度校正形成的校正反射图象，可从静止背景中分离出运动细胞。
从校正的反射图象中截取分析图象，使得该分析图象包括小血管。可以在逐个象素基础上确定该分析图象中细胞的面积。通过对多个细胞的面积求平均值，可以以经验为基础建立平均面积与平均细胞体积之间的关系。连续形状的物体(例如人体红细胞)的体积与面积之间的关系由下式确定
       体积＝(面积)3/2×K
其中K是依经验确定的形状因数。相关领域的普通技术人员可以方便地依经验确定已经被传统体外检测装置普遍采用的形状因数K。因此，平均细胞体积可以从小血管中细胞的面积估算出来。
本发明的方法可以用于确定平均血红蛋白浓度(MCHC)。MCHC的确定，除了用小血管中的单个细胞确定Hb之外，可以按照与在大血管中确定Hb相似的方式进行。例如，可以对人体嘴唇内侧粘膜下的微细血管系统成象，以产生原始的反射图象。用双色校正对原始反射图象进行校正，以使得被校正的反射图象的反射光强的对数与血红蛋白浓度成比例。适合于这种双色校正的波长是λ1＝550nm和λ2＝650nm。从校正的反射图象中截取分析图象，使得该分析图象包含小血管。测量细胞的平均反射光强，从其中可以确定平均细胞血红蛋白浓度。
平均细胞血红蛋白浓度(MCHC)还可以从下列等式确定
       MCHC＝Hb÷Hct
Hb和Hct可以按上述讨论的方法直接从分析图象中确定。
平均细胞血红蛋白(MCH)可以从下列等式确定
       MCH＝MCV×MCHC
MCV和MCHC可以按上述讨论的方法直接从分析图象中确定。
本发明的方法可以用于区分各种不同类型的白细胞。成熟的白细胞有五(5)种。这五种可以分为两类：细胞质中含有小微粒的粒性白细胞，和细胞质中不含有微粒的无粒白细胞。可以根据粒性白细胞与无粒白细胞的散射特性，而从分析图象中将它们区分开。所以，上述确定单位体积白细胞数目的方法，可以用于确定单位体积粒性白细胞的数目和单位体积无粒白细胞的数目。这种信息在临床上是有用的。粒性白细胞数目的增加标志着细菌感染，而无粒白细胞数目的增加标志着病毒性感染。
d.血浆的成分与组成
血浆是血液的流体部分，它占据着血管中成形血细胞组分之外的空间。血浆含有多种成分，其中之一是胆红素。胆红素是血浆中血红蛋白溶液代谢的产物。血浆含有多种其它化合物溶液，以及附着在成形血细胞组分上的化合物。
本发明的方法可以用于确定毛细血管血浆中成分的浓度，例如，可以对人体嘴唇内侧粘膜下的微血管系统成象，以产生原始的反射图象。为了确定毛细血管血浆中成分的浓度，用双色校正对原始反射图象进行校正，以使得被校正的反射图象的反射光强的对数与该成分浓度成反比。例如，为了确定毛细血管血浆中胆红素的浓度，双色校正的波长采用λ1＝450nm(胆红素的吸收波长)和λ2＝650nm(为了正则化而取的胆红素不吸收的波长)。
从校正的反射图象中截取分析图象以使分析图象包含毛细血管血浆，它可以在小血管中找到。测量毛细血管血浆一区域中的平均反射光强。在分析图象中测量的反射光强可以转化成分析图象中的胆红素浓度。如上讨论的那样，反射图象与深度无关，以致于单位面积测量的密度与浓度相对应。因此，可以通过测量小血管中毛细血管血浆一区域内的反射光强，获得单位体积胆红素浓度。
如上所述，本发明的方法可以用于测量血浆的固有成分，如胆红素。本发明还可以用于测量血浆的非固有成分，如药物。例如，可以按照与胆红素浓度测量相类似的方法，利用λ1等于药物吸收波长而λ2等于药物不吸收波长的双色校正，测量血浆中药物的浓度。此外，可以利用分析图象中呈现的光学特征，如本征荧光来检测非固有成分。
通过使用标记、标签或签条，本发明还可以用于测量血液的细胞和非细胞成分(固有的和非固有的)。例如，可以用诸如口部的或注入的等熟知方法，将标记、标签或签条引入受检者的血管系统中。为了形成有标记的血浆组分，可以对标记进行选择使得其附着在溶于毛细血管血浆的组分上。此外，标记可以选择成使得其附着在自身也附着于诸如细胞这样的成形血液成分上的组分上，从而形成有标记的细胞。例如，有可识别光学特征的标记，如荧光蛋白质，可以被引入血管系统中，使得它附着在某类细胞如循环着的瘤细胞上。这种技术也可以用于测量正常白细胞的子类，如淋巴细胞子类。可识别光学特征应出现在分析图象中，如伴有荧光“闪光”。按此方法，可以检测到标记产生的荧光或其它光学差异，这些荧光或差异标志着该标记所附着的组分或细胞的存在。这种判断方法可用于评价药物的传递。其它光学特征如近红外或紫外的吸收，也可以用于检测毛细血管血浆中组分的存在。瘤或其它类非正常细胞也可以通过使用指纹识别谱进行检测。
e.血流特性
具体到白细胞的情况，体内式血流检查还可以另外提供目前即便用最复杂的实验技术也难以获得的有用信息。白细胞或白血球被机械地推到血流的周边。已经知道白细胞从血液中迁移到病灶区域的过程是一个两步骤过程。由于它们与血管壁的“粘滞”作用，在第一步骤白细胞在血流的边缘以比红细胞慢的速度运动。在第二步骤，通过穿过血管壁的迁移白细胞离开循环系统。这种位置和速度方面的特征可以用于鉴别分析图象中的白细胞。白细胞相对速度的判定为临诊医师在判定感染或发炎的程度和严重性方面提供很大帮助：速度低且中等浓度表示感染或发炎的初起阶段，正常速度和高浓度表示后期阶段。
本发明的方法还可以用于确定白细胞的速度或速率。例如可以对人体嘴唇内侧粘膜下的微血管系统成象，并产生原始的反射图象。为了确定白细胞的速度，用速率校正对原始的反射图象进行校正。为进行速率校正，通过获取t0时一特定区域或场面的原始反射图象与t1时该相同区域或场面的原始反射图象之差，形成校正的反射图象，其中t0和t1之间的时间差是已知的。利用该速率校正形成的校正反射图象，可从静止背景中分离出运动细胞。
从校正的反射图象中截取分析图象，使得该分析图象包括小血管。通过对白细胞单位时间的运动进行跟踪可以确定其速度。白细胞的速度可以用作存在感染/发炎的标志，这可能比红血球沉降速率(ESR)更为明专门。
3.可行样机
为了证实本发明的方法所提供的结果，明显地比用传统测量血液参数的侵入式技术所得到的测量结果更精确、可靠、重复性好且稳定性好，本发明人开发出了可行样机：装置600(见图6A和6B)。该装置600包含一个用于摄取原始反射图象的可视图象接收器612。可以用蔡斯竖轴型(Zeiss Axiovert Model)135显微镜的镜头单元作为可视图象接收器612。可聚焦光源614发出的光，通过可视图象接收器612聚焦，从流体动力学束流管630(在下文参照图7更详细解释)反射出来，并以共轴的方式再次通过可视图象接收器612反射回来。示例的光源614是脉冲氙弧灯，如可以从马萨诸塞州康桥市(MA.Cambridge)的EG&G公司购得。
带有原始反射图象的反射光从束流管630出发，经可视图象接收器612到达一高分辨率摄像机618。摄像机618适宜为电子开闭的高分辨率(1024×512象素)摄像机。示例的摄像机是Hamamatsu C2400-77高分辨率(768×497象素)电荷耦合器件(CCD)摄像机。此外，摄像机618可以是从MA.Cambridge的EG&G公司得到的，高帧速(300Hz)，高分辨率，能摄取大约1,000,000个象素的9μm×9μm数字摄像机。反射光共轴会聚，并在摄像机618的面上聚焦成反射图象。脉冲光源(频闪)614可以由一同步脉冲分离器640(图6B)驱动，以使摄像机618帧速与光源614脉冲速率之间同步。摄像机618处于可视图象接收器612的放大象平面上。
用于观看反射图象的目镜615插在可视图象接收器612与摄像机618之间的反射光路中。一图象滤光器616也插在可视图象接收器612与摄像机618之间的反射光路中。图象滤光器616起一光谱选择滤光器的作用，以按波长对反射图象滤光。
摄像机618与计算机620联接，如康柏-P5，75MHZ计算机，运行可从Silver Spring，MD的Media Cybernetics公司得到的Image Pro Plus图象分析软件。将摄像机618摄取的滤过光的图象从摄像机618传送至到计算机620进行分析。为了从摄像机618获取带有图象数据的信号，计算机620包括一“取帧板(frame grabber board)”646，如可从加拿大蒙特利尔的Coreco公司得到的Occulus F64图象取帧板。最好是采用能提供足够数字分辨率的10位取帧板。计算机620与一或多个用于显示处理和/或存储的输出设备622连接。输出设备622可以是硬盘驱动器或其它类型的存储装置如DAT带驱动器654，中央处理单元(CPU)，诸如激光打印机652之类的打印机，计算机屏幕或视频图象监视器648之类的监视器，诸如控制监视器650之类的计算机监视器等等。
摄像机618的输出还可以送到一录像机644，如超VHS录像机。在摄像机618的输出被送到计算机620或录像机644之前，可以在其上添加一时间印记642。
视频摄像机技术的发展已经大大提高了能够高帧速处理的象素数目。以几毫秒间隔的含有多至1百万象素的血流摄取图象，可以用于体内式显现红细胞，并分析用透明或半透明材料的薄层与外部环境分离的现场血流。单个红细胞在高速序列图象各帧之间的变动，可以用于增强信噪比和隐去静止背景。
利用市售聚苯乙烯小球，为装置600建立了动态摄取颗粒尺寸范围从0.94至10μm的相关系数＞0.99的微粒的基本精度。
为了提供血管系统体内反射图象的可行模型，利用装置600来获得血流的反射图象。来自血液供给系统624的血液由一压缩泵628A抽运，按箭头A所示的方向通过束流管630到达废料池632。与此同时，来自鞘液供给系统626的鞘液由压缩泵628B抽运，按箭头A所示方向通过束流管630到达废料池632。鞘液是一种用于模拟血管壁和血管周围其它组织的等渗媒质。如图7更为详细表示的那样，样品流动路径702的截面在可视图象接收器612上方处最小。通过控制样品流动路径702截面变窄的比率，可以保持层流状态。可以调节样品流动路径702的截面，使得在反射图象中可以看到单个细胞。
所用模型采用的是细胞流量仪所用的流体动力学束流管。在该束流管中，一细的含有血液的样品流被包裹在惰性鞘液中，且结合后的液体系统在大约相距250μm的两个玻璃片之间流动。改变鞘液的流动具有将减小样品流尺寸从直径大于100μm到大约10μm的作用，这可很逼真地表现微血管系统的一般毛细血管。
用该束流管，可以独立地改变以下重要的实验参数：
·受鞘液体积流量控制的血细胞速率，可以从每秒100μm变化到每秒1,000μm。
·受鞘液对样品的相对流量体积控制的样品流直径，可以在10μm到100μm的范围内改变。
·通过改变样品和鞘液流的流速可以在直径和速率上产生脉动。
·通过在静止玻璃窗上或鞘液中添加散射物质，可以模拟组织薄层(粘膜)的影响。
为了改进流过束流管630血液的反射图象的显象，在装置600中采用两个偏振器(见图6A)。第一偏振器613A位于光源614与可视图象接收器612之间的光路中。第二偏振器613B位于含被成象血流的束流管630与摄像机618之间的反射光路中。两个偏振器是“正交的”，其偏振面互成90°。例如，偏振器613B的偏振面相对于偏振器631A的偏振面为90°。与之类似，偏振器613A的偏振面相对于偏振器631B的偏振面为90°。通过使用偏振器613A和613B，可增强摄像机618摄取的反射图象，使血细胞组分相对于背景更突出地反衬出来，从而提供更好的血流显象。通过采用正交偏振器改进显象将在下文有关体内装置的第4部分作详细解释。为了反射光来且模拟组织背景的反射，与装置600还一同采用了一个漫反射器635。
利用装置600，已经验证了用反射光的图象对四个RBC参数(RBC，MCV，Hb和MCHC)进行定量的基本可行性。下列表格概述了用可行样机(装置600)得到的数值与用Coulter Stk.S装置得到的值之间的相关性(N＝样品数量；r＝相关系数)。
   参数    N           r
    Hb     70         0.9
    MCHC   20         0.55
    MCV    45         0.7
    RBC    38         0.63
利用装置600，可以经验地操纵束流管630中的血流形状与速率，以模拟体内条件。装置600还可以用于测量血流，例如放在可视图象接收器612上方束流管630处的患者手指中的血流。
为了证实本发明可临床使用以提供精确的非侵入式体内测试结果，本发明人将装置600用于一致性及相关度研究中。利用装置600测量血红蛋白浓度，并为血液供给系统624从医院索取了70位患者的血样。利用佛罗里达州迈阿密的Coulter Diagnostics公司制造的Coulter Stk.S分析仪，对相同的70个血样的血液进行分析。70个样品都一一在装置600和Coulter装置中作测试，以确定其血红蛋白浓度是意味着贫血状况还是正常状况。如图8A所示，对于70个样品中的67个样品，用可行样机进行的判定与用Coulter装置进行的判定一致，一致率96％。与Coulter装置相比，装置600有一例偏高错误(当Coulter装置指示为正常时被本装置视为贫血症)和两例偏低错误(当Coulter装置指示为贫血症时被本装置视为正常)。
为了测量血管系统的各种特征，用装置600进行了大量实验。例如利用装置600产生流过束流管630中的血液图象。光源614发出400nm到1000nm范围内的光。通过选择适合的图象滤光器616。在450nm，500nm，550nm，600nm，650nm，700nm，750nm，800nm，850nm，900nm处摄取了图象。图9表示用装置600得到的一个图象实例。血小板用白点表示，与作为阴影部分的红细胞形成对比。
装置600还可用来证实可以进行毛细血管血浆中的，或诸如小毛细管等小血管中细胞间隙的测量。通过消去或略去有关血细胞等的图象部分，可进行有关不成形成分的测量。用流体动力学束流管将四种不同浓度的胆红素添加到一1/4全血稀释液中。所得的胆红素水平在6.2g/dl至24.8g/dl的范围内。用频闪氙灯照射视场，并用两种不同滤光器记录图象，滤光器之一在胆红素的主要吸收波长(450nm)处，另一个在胆红素吸收波段之外(600nm)。
摄取图象之后，分析工作包括确定作为参考用的背景中感兴趣区域或场面(区域A)(见图10)。还划定了流过束流管630的血流中的感兴趣区域(区域B)。这些工作通过采用将红细胞从区域B中分离出来的强度阈值来完成。然后确定区域B其余区域的光强以进行分析。
图11表示了一条光强随胆红素浓度(mg/dl)变化的曲线。图11表示吸收波长(450nm)处的光强比非吸收波长(600nm)处的显著提高。
为了确定白细胞或白血球的反射特性，用斩波反射光谱仪(见图12)进行实验。图13表示反射光谱扫描的结果(反射率％是波长nm的函数)。图13表示出在550nm左右的光谱区白细胞反射光较高，而在该区红细胞反射光因血红蛋白的吸收而被衰减。将中心波长为550nm的光谱选择滤光器(图象滤光器616)用于装置600，可得到100μm玻璃毛细管中白血病血液的图象(见图14)。图14所示的白血病血液，具有比正常或健康血液所拥有的(7500/μl)更多的白细胞(44,000/μl)。在图14中，白细胞是一些与红细胞的深色背景相反的可见的亮点。
4.体内装置
图15A表示一说明用于受检者血管系统非侵入式体内分析的体内装置1500实施例的框图。装置1500包括一用于照明受检者组织(一般表示为1504)的光源1502。尽管表示了一个光源，但应理解本发明不限于使用一个光源，可以采用多于一个的光源。在一个有多个光源的实施例中，每个光源可以是一个单色光源或多色光源。光源1502可以是能发出脉冲光的光源、发出连续光的非脉冲光源，或既可以发出脉冲光又可以发出连续光的光源。光源1502可以是脉冲氙弧灯，汞弧灯，卤素灯，钨丝灯，激光器，激光二极管或发光二极管(LED)。光源1502可以是相干光源或非相干光源。
第一偏振器1510位于光源1502与受检者1504之间。第一偏振器1510使光源1502发出的光变成偏振光，第二偏振器1520位于受检者1504与图象分离装置1540之间。偏振器1510和1520适于具有相互成90°取向的偏振面。
在本发明的一个实施例中，光源1502包含第一偏振器1510，于是不需要单独的第一偏振器1510。在此实施例中，光源1502是一个偏振光源，如激光器或激光二极管，而第二偏振器1520具有相对于偏振光源1502的偏振面成90°取向的偏振面。
来自受检者1504的反射光谱图象是从小于多次散射长度的深度处反射出来的。图象分离装置1540将受检者1504的反射光谱图象分成两个或多个图象部分。图象摄取装置，如图象摄取装置1560，1570，和1565，摄取每个图象部分。为了进行图象校正和分析以取得结果140，各个图象摄取装置都耦合至图象校正和分析装置1580上。
图15B进一步表示体内装置1500的细部。分束器1518被用来形成光源1502与被照明的组织之间的光路1506和反射光路1507。从被照明组织中小于多次散射长度的深度处反射出来的反射图象，沿着反射光路1507传播到用于摄取反射图象的图象摄取装置1560处。适合的图象摄取装置1560包括能摄取上述高分辨率图象的那些装置。图象摄取装置为分析目的摄取图象的全部或一部分。适合的图象摄取装置包括(但不限于)照相机、胶片载体、光电管、光电二极管、光电探测器，或电荷耦合器件摄像机。例如，可以采用具有1024×512象素分辨率和300Hz帧速的视频摄像机和电荷耦合器件(CCD)摄像机。尤其适宜的图象摄取装置是HamamatsuC2400-77高分辨率CCD摄像机。
图象摄取装置所需的分辨率可以根据体内装置所要进行的测量和分析类型来决定。例如，确定血红蛋白浓度(Hb)所需的图象分辨率低于进行细胞测量(如MCV或细胞计数等)所需的图象分辨率。例如，可以用光电管，诸如一个红光光电管和一个绿光光电管，作为图象摄取装置进行血红蛋白浓度测量。
第一偏振器1510位于光源1502与被照明组织之间的光路1506中。第一偏振器1510使光源1502发出的光起偏。偏振器1510有一被表示为1512的偏振面。第二偏振器1520位于被照明组织与图象摄取装置1560之间的反射光路1507中。偏振器1520具有一被表示为1522的偏振面。如图15B所示，偏振面1512和1522互成90°取向。这些偏振器，诸如具有互成90°取向偏振面的偏振器1510和1520，在本文中称为“正交偏振器”。
偏振器的效率是透过该偏振器输入光百分比的函数。对于输入偏振器的每一单位非偏振(随机偏振)光来说，理想效率的偏振器应该让50％的输入光透过。当随机偏振光输入到两个正交偏振放置的理想偏振器(不计效率)时，所有的光将完全消光，即没有透过第二偏振器的光。由正交偏振器消去的光越多(即透过正交偏振器的随机偏振光越少)，正交偏振器的消光作用就越大。具有至少为103(对于输入正交偏振器的每单位随机偏振光而言，有千分之一透过正交偏振器)消光系数的正交偏振器，适于本发明采用。适合的正交偏振器可以是从马萨诸塞州的保丽来公司购得的片状偏振器。
如上所述，当高消光偏振器彼此正交设置时，实际上所有的光都被消除了。所以，使用所述本发明装置的正交偏振器的期望结果，应该是消去全部照明图象。现在将说明，使用本发明装置中正交偏振器提高反射图象可视性以及用反射图象提高定量分析能力的负面效果。反射光有三个分量。第一个是反射时保持光源图象的“镜面或镜子似的反射”分量。第二分量是“粗糙表面散射”分量。该粗糙表面散射分量是粗糙表面散射形成的散射光，而不保留光源图象。但是，镜面反射分量和粗糙表面散射分量保持偏振态。第三也是最后的分量是“小微粒散射”分量，通常称为“瑞利散射”分量。瑞利散射分量是被与照射光波长相比较小的微粒散射的光。瑞利散射失去了光的偏振。所以，瑞利散射分量是反射光中被消去偏振而失去原有偏振的唯一分量。
透过“正交偏振器”(如彼此90°取向的偏振器1510和1520)的反射光的唯一分量是瑞利散射分量。镜面反射分量和粗糙表面散射分量则保持偏振态。所以，如果沿第一方向(如偏振器1510产生的)偏振的光束的镜面反射分量和粗糙表面散射分量通过与该第一方向成90°取向的偏振器(如偏振器1520)，则这两个反射光分量会被消去。相反地，第一方向偏振光的瑞利散射分量是去偏振的。所以，当瑞利散射分量通过与第一偏振方向成90°取向的偏振器时，它没有被消去。而且，瑞利散射分量没有光源的图象，并有效地提供了来自物体内部的均匀反射光源。
参见图15B，偏振器1510使光源1502发出的光沿第一方向1512偏振。此偏振光从物体1504反射出来。反射光的瑞利散射分量被消偏。但是，镜面反射分量和粗糙表面散射分量则保持来自偏振器1510的偏振态。当反射光通过沿与第一方向1512成90°的第二方向1522取向的偏振器1520时，镜面反射分量和粗糙表面散射分量被消去。所以，通过偏振器1520的反射光分量仅仅是已经在方向1522上去偏振的瑞利散射分量，其光强按与入射光夹角余弦变化。
当使用正交偏振器如彼此成90°取向的偏振器1510和1520时，只有去偏振反射光即瑞利散射分量可被观察到。镜面反射分量和粗糙表面散射分量则被消去。与上述没有光透过正交偏振器的预想结果相反，由瑞利散射去偏振的光，提供了一种可明显地提高反射图象对比度和可视度的实际背光照明效果，并提高了用反射图象进行定量分析的能力。此提高的可视性和量化能力是由使用上述正交偏振器导致的两个结果造成的。第一，对于定量测量均为噪声源的镜面反射分量和粗糙表面散射分量被消去了。第二，瑞利散射分量是“完全散射”，它表现出与朗伯表面的反射光相同的情况。所以，瑞利散射分量与观看角度无关，并使浓度可以从测量到的反射光强更简单地计算出来(类似于比尔定律)。
根据朗伯定律，理想反射平面辐射或反射的一给定方向的发光强度，随该方向与表面法线夹角的余弦而变化。朗伯表面是一个假设的理想反射表面，它的反射光亮度与方向无关。从朗伯表面反射的光在所有角度上都是等亮度的，好象刚刚下过的雪一样。绝大多数的表面并不是朗伯表面，而且由于表面的影响，其反射光的强度随观察角度而变。
通过比较图18A和18B可以看出，使用本发明的正交偏振技术可提高其可视性。图18A表示用没有正交偏振器的传统光学系统看到的黑喷墨交叉点。由于喷墨交叉点与背景之间的对比度较差，所以难以看清该喷墨交叉点。图18B表示采用本发明正交偏振技术即诸如彼此成90°取向的偏振器1510和1520等，看到的与图18A中相同的黑喷墨交叉点。图18B形象地表示利用正交偏振器在可视性和对比度方面获得的改善。该图象与透射光所成图象看上去是相同的。由图18A中传统反射光看到的反射，通过使用正交偏振器在图18B中得以消除。
如图15B所示，物镜1517共轴地安置于光路1506和反射光路1507中。物镜1517放大反射图象。图象摄取装置1560位于物镜1517的放大象平面上。物镜1517最好被选择为具有看见被照明组织所需的最低放大率。此所需的放大率，乃是待观看的被照明组织中物体尺寸以及图象所用象素尺寸的函数。低放大率可提供大的景深，但是图象更粗糙。高放大率可提供小的景深，但对运动引起的模糊更为敏感。微血管系统中的血管直径一般是10-40μ。通过10x镜头可提供每个血管直径范围十至二十(10-20)个象素的适宜图象。低放大率可以适用于更小的象素。
透镜1516可以用在偏振器1510的任意一侧，以在光路1506中使光聚焦。为了防止热辐射，最好在光源1502前安置一可阻挡热辐射的滤光器1508。滤光器1508是一可屏蔽红外波长的截止滤光器。滤光器1508最好能屏蔽大于或等于1000nm的波长。
为了将反射图象分离成第一部分1532和第二部分1534，图象分离装置1540安置在第二偏振器1520与图象摄取装置1560之间的反射光路中。应当理解，图象分离装置1540可以将反射图象分离成多个部分，并不局限于两部分。反射图象的第一部分1532由图象摄取装置1560摄取下来。第二部分1534则由第二图象摄取装置1570摄取下来。第二图象摄取装置1570可以与图象摄取装置1560相同或不同。第二图象摄取装置1570被置于物镜1517的放大象平面上。附加的图象摄取装置可以用于摄取图象分离装置1540分离的其它图象部分。在另一个实施例中，用单一图象摄取装置摄取反射图象的第一部分1532和第二部分1534。
一种特别优选的图象分离装置是能透过小于特定波长的所有光并反射所有大于该特定波长光的二向色反射镜或其它类型二向色分光器。另一方面，可以使用能反射小于特定波长的所有光和透过所有大于该特定波长的光的图象分离装置。还可以采用其它适合的图象分离装置。
光谱选择装置1552可安置在第二偏振器1520与图象摄取装置1560之间的反射光路1507中。光谱选择装置1552可以是例如单色仪，光谱滤光器，棱镜或光栅。与之类似，光谱选择装置1554可以安置在第二偏振器1520与第二图象摄取装置1570之间的反射光路1507中。光谱选择装置1554也可以是例如单色仪，光谱滤光器，棱镜或光栅等等。光谱选择装置1552和1554的中心值可以根据需进行的分析类型选取。例如，如果要确定血红蛋白的浓度，则光谱选择装置1552或1554之一最好以550nm为中心波长，而光谱选择装置1552或1554之另一个最好以650nm为中心。作为另一个实例，如果要确定胆红素的浓度，则光谱选择装置1552或1554之一最好以450nm为中心，而光谱选择装置1552或1554之另一个最好以600nm为中心。
在一个特别优选的实施例中，光源1502由多个LED构成，每个LED发出不同波长的光。例如，采用三个LED提供红、绿和蓝光光源。采用可发出特定波长光的光源1502如LED，可以免去采用分离光谱选择装置1552和1554的必要。可以用单个图象摄取装置1560摄取三个LED的各自反射图象。例如，可以用对多波长(红，绿，蓝)敏感的单色摄像机来摄取三个LED(红，绿，蓝)每个的反射图象。
图象摄取装置1560与图象校正和分析装置1580联接。图象校正和分析装置1580可以是计算机或其它类型的处理系统(在下文对应图16将作更详细说明)。代表着图象摄取装置1560所摄取的反射图象的信号1562由图象摄取装置1560送出，并被图象校正和分析装置1580接收。与之类似，图象摄取装置1570与图象校正和分析装置1580联接。代表着图象摄取装置1570所摄取的反射图象的信号1572由图象摄取装置1570送出，并被图象校正和分析装置1580接收。图象校正和分析装置1580处理和分析接收到的反射图象。尤其是，图象分析和校正装置可用于执行图2所示的步骤220-240。图象分析和校正装置1580可以被构造成通过硬件、软件或硬件与软件结合执行这些步骤。
用于本发明的示范性图象校正和分析装置1580，在图16中被表示为一计算机系统1600。计算机系统1600包含一或多个处理器，如处理器1604。处理器1604与通信总线1606连接。就该示范性计算机系统而言描述了各种软件实施例。阅读过说明之后，相关领域的普通技术人员应该明白如何用其它计算机系统和/或计算机体系结构实施本发明。
计算机系统1600还包括一主存储器1608，最好为随机存取存储器(RAM)，并且还可以包括一辅助存储器1610。比如，辅助存储器1610可以包括硬盘驱动器1612和/或代表软盘驱动器、磁带驱动器、光盘驱动器等的可更换存储驱动器1614。可更换存储驱动器1614按公知的方式在可更换存储单元1618上进行读和/或写。可更换存储单元1618代表由可更换存储驱动器读和写的软盘、磁带、光盘等等。应当知道，可更换存储单元1618包括计算机可使用的存储着计算机软件和/或数据的存储栽体。
在另一个实施例中，辅助存储器1610可以包括其它能使计算机程序或其它指令装入计算机系统1600中的类似装置。例如，这种装置可以包括可更换存储单元1622和接口1620。这类实例可以包括一程序卡和卡接口(如在视频游戏机中的那种)，一可更换存储芯片(如EPROM，或PROM)和辅助插座，以及其它可更换存储单元1622和能使软件和数据从可更换存储单元1622传送至计算机系统1600中的接口1620。
计算机系统1600还可以包含一通信接口1624。通信接口1624可以使软件和数据在计算机系统1600与外部设备(如图象摄取装置1560和1570)之间进行传输。通信接口1624的实例可以包括调制解调器、网络接口(如Ethernet卡)、通信端口、PCMCIA槽和卡等等。通过通信接口1624传输的软件与数据，其形式为电信号、电磁信号、光信号或其它能通过通信接口1624接收的信号形式。例如信号1562和1572经信道1628送到通信接口。信道1628载有信号1562和1572，并可以用电线或电缆、光纤、电话线、蜂窝电话网、RF网或其它通信信道实现。
在这篇文件中，术语“计算机程序载体”和“计算机可用载体”一般是指诸如更换存储装置1618、装入硬盘驱动器1612的硬盘，以及通过信道1628传送信号的这类载体。这些计算机程序产品用于为计算机系统1600提供软件。
计算机程序(又称为计算机控制逻辑)存储在主存储器1608和/或辅助存储器1610中。计算机程序也可以通过通信接口1624接收。这种计算机程序在其运行时，能使计算机系统1600实现本文所述的本发明的特点。尤其是计算机程序在其运行时，能使处理器1604实现本发明的特点。因此，计算机的程序代表计算机系统1600的控制器。
在采用软件实施本发明的实施例中，软件可以存储在一计算机程序产品中，并利用可更换存储驱动器1614、硬盘驱动器1612或通信接口1624装入计算机系统1600中。控制逻辑(软件)在其由处理器1604运行时，使处理器1604执行本文所述本发明的功能。
在另一个实施例中，本发明主要由硬件实施，例如，应用型特定集成电路(ASICs)等硬件组件。相关领域的普通技术人员将会清楚，如何实现此硬件形式的机器以执行本文所述功能。
在本发明的又一个实施例中，本发明由软件与硬件的结合实施。
图17A和17B表示本发明的实施例，适用于实施非侵入式体内分析的受检者。图17A表示一包含探测器1704、打印机1706和处理与存储单元1708的控制台单元1702。探测器1704用于形成受检者血管系统一部分的图象，如下嘴唇内侧的。折射率匹配介质，如可从Johnson & Johnson公司得到的商品名为“KY”凝胶的乙基纤维素或糖浆等等，最好涂在探测器1704上，以在探测器1704与下嘴唇内侧之间产生良好的光学连接或光学密封。
探测器1704最好配备有图15所示从光源1502到一或多个图象摄取装置的那些元件。为了确保本发明装置具有最优性能，在偏振器1510与使光束去偏振的偏振器1520之间的光路中应该没有任何东西。比如，偏振器1510与偏振器1520之间的光路中存在灰尘将降低装置的性能。而且，探测器1704的组件最好由不能去偏振的材料制成，使得该材料不能对光去偏振。光路中作为探测器1704组件的特别优选材料，是可从Kodak公司得到的商品名为KODACEL的非去偏振塑料。其它适合于光路中组件的材料是玻璃或石英。探测器1704成象端的优选材料是玻璃。信号(诸如图15所示的信号1562或1572)从探测器1704传输至处理和存储单元1708进行处理与存储。
图17B表示一移动单元1722。移动单元1722包括一探测器1724和传送带单元1726。探测器1724可以按与图17A所示探测器1704相似的形式构成。传送带单元1726包含数据存储和发送单元1728。数据存储和发送单元1728接收来自探测器1724的信号。这些信号可以由数据存储和发送单元1728存储起来，以便以后处理。另外，这些信号可以由数据存储和发送单元1728发送到一中央处理站(未示出)进行处理和存储。中央处理站可以用来永久地存储处理后的数据，和以公知方式打印和显示结果。转送带单元1726还包括一放置电池或其它适用电源的位置1729。
本发明的体内装置可以用于实施上述本发明方法。尤其是，该体内装置可以用于确定单位体积血液中血红蛋白和胆红素的浓度。该体内装置还可以用于确定红细胞比积和平均细胞体积。该体内装置还可以用于确定单位体积血液中白细胞的数目和血小板的数目。为了确定细胞的数目，如白细胞或血小板数目，光源要采用脉冲光源或频闪形式的，以便在分析图象中作“定格”而进行计数。用脉冲光源完成定格避免了分析图象中因移动带来的模糊。脉冲光源最好与图象摄取装置的帧速同步。定格还可以通过控制图象摄取装置上的快门开闭来完成。在任何需在分析图象中进行细胞计数的时候优选定格图象。定格图象还可以用于确定其它非细胞计数参数，如Hb或Hct。然而，诸如象Hb和Hct这些其它参数也可以用非定格图象确定。
为了对用体内装置的测量结果与用传统实验室装置的测量结果进行比较，在小猪不同程度贫血的条件下作了一个实验。对小猪放血，同时点滴生理盐水保持小猪体液体积不变。用传统的Coulter实验室装置通过抽取血样以及用体内装置测量放血期间不同点的血红蛋白。图8B画出一曲线图，它表示出用Coulter Stk.S装置和体内装置对通过放血产生的不同程度贫血症的血红蛋白的比较测量结果(血红蛋白gm/dL是失血体积占总血液体积百分比的函数)。图8B表示出Coulter Stk.S装置的结果和HEMOSCAN(体内装置)结果之间的高相关性(r＝0.91)。
对23个“健康”人进行了用体内装置的实验。该方法包括用探测器在嘴唇上采集反射光谱图象。将探测器通过由少量“KY”凝胶获得光学连接或光学密封放置在受检者嘴唇表面内侧(粘膜)。图8C表示一曲线图，它图示出用Coulter Stk.S装置和HEMOSCAN体内装置对23位“健康”人的血红蛋白比较测量结果。该结果显示出83％的预期一致性和r＝0.68的相关性。
5.体外和其它分析应用
除了血管系统非侵入式体内分析之外，在许多应用领域，本发明的正交偏振技术可以用于改善反射图象的可视性，和提高用反射图象进行定量分析的能力。本发明的正交偏振技术可以很容易地用于血样特性的体外分析。上文讨论的体内测量还可以通过对例如管路或束流管等中的血液成象而在体外进行。本发明的正交偏振技术可以用来完成定量化的血液浓度(Hb，Hct)、血液计数(WBC，RBC，Plt)、血细胞特性(MCV，MCHC，和粒性白细胞)和血浆成分(胆红素，标记的血浆组分和标记的细胞)的体外测量。
本发明的正交偏振技术还可以用于对已涂覆在例如不透明表面上的染料，油墨和化学试剂进行定量分析测量。这种定量分析是在“试纸测试”或试纸指示器中进行的，可用于血液测试、受孕测试或葡萄糖测试中。本发明可以用于对纸条上的血液成分进行体外测量。此正交偏振技术还可以用于那些需要在两种或多种颜色的样品之间进行匹配的应用领域。本发明的正交偏振技术也可以用于管道探测镜的应用领域，或用于临床上应用的内窥镜和保真显示器中。
图19表示作为四种红色苯胺染料的染料浓度函数的吸收度单位(Absorbance Unit)曲线(1，3X，10X和20X的浓度；见下文表1)。线1902代表用传统反射分光光度计对四种样品测量获得的数据。这种传统仪器通常工作范围很小，一般从0.0至0.5吸收度单位，在最佳状态下是从0.0至1吸收度单位。一个吸收度单位代表透射或反射的光强改变10倍。传统装置在0.5吸收度单位以上曲线变平且没有响应，不能对最后两点(10X和20X的浓度)加以区分。线1902在该区域是平坦的。相反地，线1904代表了用图20所示含有正交偏振器的反射比色仪装置2020对四个样品测量得到的数据。采用本发明的反射比色仪装置的工作范围扩大至二吸收度单位(系数100)以上。采用本发明的反射比色仪装置在测量最后一个浓度(20X)时受到的限制是进行计算所用的位数(8位)。八位的分辨率(28＝256)与大约2.41吸收度单位相当。为了提高吸收度单位数，需要增加位数。例如，十位(210＝1024)与大约三个吸收度单位相当(系数1000)。为了测量20X的浓度，将需要15位。图19的结果表明，本发明的正交偏振技术可以用于印刷的色彩控制、纤维和染料的批量控制，诸如以纸、薄膜或乳胶为基底的试纸测试，以及其它需要区分颜色的场合。
             表1
    浓度     X-偏振的     传统的
    20X     2.28     0.47
    10X     2.23     0.49
    3X     0.87     0.27
    1     0.20     0.08
    0     0.00     0.00
图20表示反射比色仪装置2020的一个实施例。装置2020包含一光源2022和一聚光镜2024。具有用2027表示的偏振面的第一偏振器2026用于使光源2022发出的光起偏。第一偏振器2026被放置在光源2022与被照明的物体或反射基底2042之间的光路中。在一个实施例中，光源2022包含第一偏振器2026，使得不再需要单独的第一偏振器2026。在此实施例中，光源2022是一个偏振光源，如激光器或激光二极管。分束器2028使第一偏振器2026起偏的光反射，透过物镜2030照射在物体2042上。
具有用2035表示的偏振面的第二偏振器2034被放置在物体2042与检测装置2036之间的反射光路中。偏振面2035与偏振面2027成90°角。用于波长选择的光谱选择装置2032如滤光器，设置在反射光路中。
工作时，来自光源2022的照明光2038透过聚光镜2024，并由第一偏振器2026起偏。偏振光2040被反射离开分束器2028，并通过物镜2030聚焦在物体2042上。由物体2042反射的光2044，将通过物镜2030、分束器2028、光谱选择装置2032和第二偏振器2034。检测装置2036则对正交偏振的反射光2046进行检测。
检测装置2036可以是适于检测反射光2046的任何器件。适合的检测装置包括：光电探测器，光电管，或其它能够检测反射光2046反射光强的器件。适合的检测装置2036还包括摄像机。装置2020还可以用于对管路或束流管中的血液进行血液分析。
6.结论
尽管以上说明了本发明的多种实施例，但应当理解，它们仅仅是以示例形式给出的，而不是以限制形式。例如，本发明的正交偏振技术可以应用于任何需要透过组织观看循环系统的场合。本发明的正交偏振技术还可以用于在现场对印染的织物成象。本发明的正交偏振技术可以用于需要光学测量或肉眼观察物体反射特性的任何体内或体外分析场合。所以，本发明的广度和范围不应局限于上述的任何示例性实施例，而应该仅仅根据权利要求书及其等同物来限定。

Claims (103)

1.一种利用反射光谱成象分析血液的装置，包括：
一用于照明血液的光源，其中在所述光源与被照明血液之间形成一条光路；
一用于使所述光源发出的光起偏的第一偏振器；
一用于摄取从小于多次散射长度的深度处被照明血液反射出来的反射图象的图象摄取装置，该反射图象沿着被照明血液与所述图象摄取装置之间的反射光路传输，以及
一置于被照明血液与所述图象摄取装置之间反射光路中的第二偏振器，其中所述第二偏振器的偏振面与所述第一偏振器的偏振面互成90°。
2.根据权利要求1所述的装置，其中所述的光源包含所述第一偏振器。
3.根据权利要求2所述的装置，其中所述的光源包括一激光二极管。
4.根据权利要求1所述的装置，其中所述的图象摄取装置包括一电荷耦合器件(CCD)摄像机。
5.根据权利要求4所述的装置，其中所述的图象摄取装置还包括一光电探测器。
6.根据权利要求1所述的装置，其中所述的图象摄取装置包括一光电探测器。
7.根据权利要求1所述的装置，进一步包括：
一置于所述第二偏振器与所述图象摄取装置之间反射光路中的光谱选择装置。
8.根据权利要求1所述的装置，其中所述的光源是脉冲光源。
9.根据权利要求1所述的装置，进一步包括：
置于所述第二偏振器与所述图象摄取装置之间反射光路中，用于将反射图象分离成第一部分和第二部分的图象分离装置。
10.根据权利要求9所述的装置，其中所述的图象分离装置包括一二向色反射镜，其中反射图象的第一部分透过所述二向色反射镜到达所述图象摄取装置，而反射图象的第二部分被所述二向色反射镜反射。
11.权利要求10的装置，进一步包括：
一用于摄取反射图象第二部分的第二图象摄取装置。
12.权利要求11的装置，其中所述的第二图象摄取装置包括电荷耦合器件(CCD)摄像机。
13.权利要求11的装置，进一步包括：
置于所述二向色反射镜与所述第二图象摄取装置之间反射光路中的一光谱选择装置。
14.权利要求1的装置，进一步包括：
置于所述第二偏振器与所述图象摄取装置之间反射光路中，用于将反射图象分离成多个部分的一图象分离装置，其中反射图象的一第一部分由所述的图象摄取装置摄取。
15.根据权利要求14所述的装置，进一步包括：
一第二图象摄取装置，并且
其中所述的多个部分是两个部分，且反射图象的第二部分由所述的第二图象摄取装置摄取。
16.根据权利要求15所述的装置，进一步包括：
置于所述图象分离装置与所述图象摄取装置之间反射光路中的一第一光谱选择装置，和
置于所述图象分离装置与所述第二图象摄取装置之间反射光路之间的一第二光谱选择装置。
17.根据权利要求16所述的装置，其中所述的第一光谱选择装置的中心波长在550nm，而所述第二光谱选择装置的中心波长在650nm。
18.根据权利要求1所述的装置，进一步包括：
与所述图象摄取装置相联接用于校正和分析反射图象的图象校正分析装置。
19.根据权利要求18所述的装置，其中所述的图象校正分析装置包括计算机。
20.一种利用反射光谱成象分析血液的装置，包括：
一照明血液的光源；
一用于在所述光源与被照明血液之间形成光路，并且为小于多次散射长度的深度处由被照明血液反射的反射图象形成反射光路的分束器；
一用于使所述光源发出的光起偏的第一偏振器；
一用于摄取反射图象的摄像机，以及
一置于被照明血液与所述摄像机之间反射光路中的第二偏振器，其中所述第二偏振器的偏振面与所述第一偏振器的偏振面互成90°。
21.根据权利要求20所述的装置，其中所述的光源包括所述的第一偏振器。
22.根据权利要求21所述的装置，其中所述的光源包括一激光二极管。
23.根据权利要求20所述的装置，其中所述的光源为脉冲光源。
24.根据权利要求20所述的装置，进一步包括：
一置于所述光源与被照明血液之间的可阻挡热辐射的滤光器。
25.根据权利要求20所述的装置，进一步包括：
一置于所述分束器与被照明血液之间用于放大反射图象的物镜，其中所述的摄像机处于所述物镜的放大象面中。
26.权利要求20的装置，进一步包括：
一置于所述第二偏振器与所述摄像机之间光路中用于分离反射图象的二向色反射镜，其中反射图象的第一部分透过所述二向色反射镜到达所述摄像机，而反射图象的第二部分由所述二向色反射镜反射，和
一用于摄取反射图象第二部分的图象摄取装置。
27.根据权利要求26所述的装置，其中所述的图象摄取装置包括一第二摄像机。
28.根据权利要求26所述的装置，其中所述的图象摄取装置包括一光电探测器。
29.根据权利要求27所述的装置，进一步包括：
一置于所述二向色反射镜与所述摄像机之间光路中的第一光谱选择滤光器，和
一置于所述二向色反射镜与所述第二摄像机之间光路中的第二光谱选择滤光器。
30.根据权利要求29所述的装置，其中所述的第一光谱选择滤光器的中心波长在550nm，而所述第二光谱选择滤光器的中心波长在650nm。
31.根据权利要求20所述的装置，进一步包括：
与所述摄像机联接的用于分析反射图象的计算机。
32.一种血液分析方法，包括：
   (1)对血液成象，以形成一个从小于多次散射长度的深度处反射出来的原始反射图象；
   (2)对该原始反射图象进行校正，以形成一被校正的反射图象；
   (3)从被校正的反射图象中截取一场面，以形成分析图象，及
   (4)对该分析图象进行分析，以获得血液特性。
33.权利要求32的方法，其中步骤(2)包括：
   (a)对原始反射图象进行第一波长滤光，以形成第一滤光图象；
   (b)对原始反射图象进行第二波长滤光，以形成第二滤光图象；
   (c)对第一滤光图象除以第二滤光图象所得到的商取负对数，以形成被校正的反射图象。
34.权利要求32的方法，其中步骤(2)包括实施速率校正，以便从原始反射图象的静止部分中提取出原始反射图象的运动部分，从而形成被校正的反射图象。
35.权利要求33的方法，其中第一波长滤光器的中心波长在位于等吸收点的第一波长处。
36.权利要求33的方法，其中第一波长滤光器的中心波长在550nm处，而第二波长滤光器的中心波长在650nm处。
37.权利要求32的方法，其中步骤(3)包括：
   (a)对被校正的反射图象施加光强判据。
38.权利要求37的方法，其中步骤(3)还包括：
   (b)对被校正的反射图象施加尺寸判据。
39.权利要求38的方法，其中尺寸判据用于将大血管截取到分析图象中，其中的大血管具有可使多个红细胞并排通过其中的足够尺寸。
40.权利要求38的方法，其中尺寸判据用于将小血管截取到分析图象中，其中的小血管具有红细胞基本单列通过其中的尺寸。
41.权利要求38的方法，其中步骤(3)进一步包括：
    (c)对被校正的反射图象施加形状判据。
42.权利要求32的方法，其中步骤(3)包括利用空间频率从校正的反射图象中截取场面。
43.权利要求32的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)确定分析图象的平均反射光强，以及
    (b)将分析图象的平均反射光强转换成单位体积血液中的血红蛋白浓度。
44.权利要求32的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)在分析图象中作白细胞计数，以确定单位体积血液中的白细胞数量。
45.权利要求32的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)由分析图象确定平均细胞体积。
46.权利要求32所述的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)在分析图象中作血小板计数，以确定单位体积血液中的血小板数量。
47.权利要求32的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)在分析图象中测量单位体积血液的细胞体积，以确定红细胞比积。
48.权利要求32的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)在分析图象中测量单位体积血液的细胞体积，以确定红细胞比积(Hct)；
    (b)确定分析图象的平均反射光强；
    (c)将分析图象的平均反射光强转换成单位体积血液中的血红蛋白浓度(Hb)，以及
    (d)由分析图象确定平均细胞体积(MCV)。
49.权利要求48的方法，进一步包括：
    (5)由等式RBC＝Hct/MCV确定红细胞计数(RBC)。
50.权利要求48的方法，进一步包括：
    (5)从分析图象中确定平均细胞血红蛋白浓度(MCHC)。
51.权利要求50的方法，进一步包括：
    (5)从等式MCH＝MCV×MCHC确定平均细胞血红蛋白。
52.权利要求32的方法，其中分析图象是这样从校正的反射图象中截取的，使得分析图象包括毛细血管血浆。
53.权利要求52的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)确定分析图象的平均反射光强，以及
    (b)将分析图象的平均反射光强转换成单位体积血液中的胆红素浓度。
54.权利要求53的方法，其中步骤(2)包括：
    (a)对原始反射图象进行第一波长滤波，以形成第一滤光图象；
    (b)对原始反射图象进行第二波长滤波，以形成第二滤光图象；
    (c)对第一滤光图象除以第二滤光图象所得到的商取负对数，以形成校正的反射图象。
55.权利要求54的方法，其中第一波长滤光的中心波长在450nm处，而第二波长滤光的中心波长在600nm处。
56.权利要求52的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)检测由引入血液中的标记所产生的光学对比度。
57.权利要求56的方法，其中其标记用于检测毛细血管血浆中的化合物。
58.权利要求56的方法，其中其标记用于检测血液中附着于细胞上的化合物。
59.权利要求52的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)确定血浆的固有成分。
60.权利要求52的方法，其中步骤(4)包括：
    (a)确定血浆的非固有成分。
61.权利要求32的方法，其中步骤(1)包括：
    (a)用被一第一偏振器起偏的光照明血液，及
    (b)摄取从血液反射的反射图象，其中反射图象透过偏振面与第一偏振器偏振面成90°的一第二偏振器，以产生原始的反射图象。
62.一种非侵入式体内分析大血管中血液的方法，包括：
    (1)用被一第一偏振器起偏的光照射受检者血管系统的一部分；
  (2)摄取从被照射部分反射的反射图象，其中反射图象透过偏振面与第一偏振器偏振面成90°的一第二偏振器，以产生一原始的反射图象；
  (3)对原始反射图象进行校正，以形成被校正的反射图象；
  (4)从被校正反射图象截取一个含有大血管的场面，以形成分析图象，其中大血管尺寸足以可使多个红细胞并排通过其中，以及
  (5)对分析图象进行分析，以获得大血管中血液的特性。
63.权利要求62的方法，其中步骤(4)包括至少如下之一：
  (a)对校正的反射图象施加光强判据，以形成光强-校正的反射图象；
  (b)对光强-校正的反射图象施加尺寸判据，以形成光强兼尺寸校正的反射图象；
  (c)对光强兼尺寸校正的反射图象施加形状判据，以形成分析图象。
64.权利要求63的方法，其中步骤(5)包括
  (a)确定分析图象的平均反射光强，并
  (b)将分析图象的平均反射光强转换成单位体积血液中的血红蛋白浓度(Hb)。
65.权利要求63的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)在分析图象中测量单位体积血液的细胞体积，以确定红细胞比积(Hct)。
66.权利要求62的方法，其中步骤(2)以定格操作实现。
67.权利要求66的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)在分析图象中对白细胞计数，以确定单位体积血液中的白细胞数量。
68.权利要求64的方法，其中步骤(3)包括用以550nm为中心的第一波长和以650nm为中心的第二波长实施双色校正。
69.权利要求66的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)在分析图象中对粒性白细胞计数，及
  (b)在分析图象中对非粒性白细胞计数。
70.权利要求67的方法，其中步骤(1)用400nm至600nm范围的光实现。
71.权利要求62的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)检测由引入受检者血管系统中的标记所产生的光学对比度。
72.权利要求71的方法，其中的标记用于检测受检者血管系统中附着于细胞上的化合物。
73.权利要求62的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)检测血红蛋白络合物。
74.一种非侵入式体内分析小血管中血液的方法，包括：
  (1)用被一第一偏振器起偏的光照明受检者血管系统的一部分；
  (2)摄取从被照射部分反射的反射图象，其中反射图象透过偏振面与第一偏振器偏振面成90°的一第二偏振器，以产生一原始的反射图象；
  (3)对原始反射图象实施校正，以形成被校正的反射图象；
  (4)从被校正反射图象截取一个含有小血管的场面，以形成分析图象，其中小血管具有使红细胞基本单列通过其中的尺寸，以及
  (5)对分析图象进行分析，以获得小血管中血液的特性。
75.权利要求74的方法，其中步骤(2)以定格操作实现。
76.权利要求75的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)在分析图象中对血小板计数，以确定单位体积血液中的血小板数量。
77.权利要求74的方法，其中分析图象是这样从校正的反射图象中截取的，使得分析图象包括毛细血管血浆。
78.权利要求77的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)确定分析图象的平均反射光强，及
  (b)将分析图象的平均反射光强转换成单位体积血液中的胆红素浓度。
79.权利要求78的方法，其中步骤(3)包括用以450nm为中心的第一波长和以600nm为中心的第二波长实施双色校正。
80.权利要求77的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)检测由一标记产生的光学对比度。
81.权利要求80的方法，其中其标记用于检测毛细血管血浆中的化合物。
82.权利要求80的方法，其中其标记用于检测附着于细胞上的化合物。
83.权利要求74的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)从分析图象中确定平均细胞体积。
84.权利要求74的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)从分析图象中确定平均细胞血红蛋白浓度(MCHC)。
85.权利要求84的方法，其中步骤(3)包括：
  (a)用以550nm为中心的第一波长和以650nm为中心的第二波长实施双色校正。
86.权利要求74的方法，其中步骤(3)包括：
  (a)对原始反射图象实施速率校正，以形成被校正的反射图象。
87.权利要求74的方法，其中步骤(4)包括至少如下之一：
  (a)对校正的反射图象施加光强判据，以形成光强-校正的反射图象；
  (b)对光强-校正的反射图象施加尺寸判据，以形成光强兼尺寸校正的反射图象；
  (c)对光强兼尺寸校正的反射图象施加形状判据，以形成分析图象。
88.权利要求74的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)检测血浆的固有组分。
89.权利要求74的方法，其中步骤(5)包括：
  (a)检测血浆的非固有组分。
90.用于检测物体光学特性的装置，包括：
一用于照明物体的光源；
一用于检测从被照明物体反射的反射光的检测装置；
一用于使所述光源发出的光起偏的第一偏振器，和
一置于物体与所述检测装置之间反射光路中的第二偏振器，其中所述第二偏振器的偏振面与所述第一偏振器的偏振面成90°。
91.根据权利要求90的装置，进一步包括：
一置于所述第一偏振器与物体之间的物镜，其中所述的检测装置处于所述物镜放大象面上。
92.根据权利要求90的装置，进一步包括：
置于所述第二偏振器与所述检测装置之间反射光路中用于分离被照射物体反射的反射光的反射光分离装置，其中一第一部分反射光透过所述反射光分离装置到达所述检测装置，而一第二部分反射光被所述的反射光分离装置所反射，和
一用于检测第二部分反射光的第二检测装置。
93.根据权利要求92所述的装置，进一步包括：
置于所述反射光分离装置与所述检测装置之间反射光路中的一第一光谱选择装置，及
置于所述反射光分离装置与所述第二检测装置之间反射光路之间的一第二光谱选择装置。
94.根据权利要求90所述的装置，其中所述的检测装置包括一摄像机。
95.根据权利要求94所述的装置，其中所述检测装置还包括一光电探测器。
96.根据权利要求90所述的装置，其中所述检测装置还包括一光电探测器。
97.根据权利要求90所述的装置，进一步包括：
一设置在所述第二偏振器与所述检测装置之间的二向色分离器。
98.根据权利要求90所述的装置，其中所述的光源包括所述的第一偏振器。
99.根据权利要求98所述的装置，其中所述的光源包括一激光二极管。
100.根据权利要求90所述的装置，其中所述的光源是单色的。
101.根据权利要求100所述的装置，其中所述的光源包括一发光二极管(LED)。
102.根据权利要求100所述的装置，其中所述的光源是偏振光源。
103.根据权利要求102所述的装置，其中所述的光源包括一激光器。
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