成像裝置、成像方法以及醫療成像系統與流程

本申請要求于2014年5月30日提交的日本優先權專利申請第JP 2014-112436號的權益以及于2014年12月24日提交的日本優先權專利申請第JP 2014-260054號的權益，通過引用將其全部內容結合于本文中。

技術領域

本技術涉及一種流體分析設備、流體分析方法、程序以及流體分析系統，并且具體地，涉及檢測和分析諸如血流的流體的技術。

背景技術：

在醫療領域中，例如在醫學治療期間，在某些情況下，必須檢測流體(諸如血液等)的流動。在PTL 1中，公開了獲取血管區域的相干光(coherent light)圖像的成像系統的技術。例如，根據該技術，可以區分器官的內部血管以及覆蓋生物體表面的血液。

引用列表

專利文獻

PTL 1：日本未經審查專利申請公開第2009-136396號

技術實現要素：

技術問題

然而，存在提高上述的相關技術中的成像系統中的流體(諸如血流)的檢測靈敏度的需求。

因此，本發明內容的主要目的是提供一種能夠提高流體的流動的檢測精確度的流體分析設備，流體分析方法、程序以及流體分析系統。

問題的解決方案

一些實施方式涉及成像裝置，該成像裝置包括：光源，其發射相關干以將物體成像；

光學裝置，對來自物體的光進行光學處理，該光學裝置具有數值孔徑(numerical aperture)；成像器(imager)，接收由光學裝置光學處理的光；以及電路，被配置為基于由成像器接收到的光獲取散斑數據(speckle data)；并且基于散斑數據控制光學裝置的數值孔徑。

一些實施方式涉及成像方法，包括：發射相關干以將物體成像；使用具有數值孔徑的光學裝置來光學處理來自物體的光；基于由光學裝置光學處理的光獲取散斑數據；并且基于散斑數據控制光學裝置的數值孔徑。

一些實施方式涉及醫療成像系統，包括：

成像裝置，該成像裝置包括：光源，其發射相關干以將物體成像；光學裝置，對來自物體的光進行光學處理，該光學裝置具有數值孔徑；成像器，其接收由光學裝置光學處理過的光；以及

電路，被配置為基于由成像器接收到的光獲取散斑數據并且基于散斑數據控制光學裝置的數值孔徑。

發明的有益效果

根據本公開內容，可以提高流體的流動的檢測精確度。此外，本文中描述的效果是示例而不旨在限制本公開內容，并且可以是在本公開內容中描述的效果的任何一種。

附圖說明

[圖1]圖1是示意性地示出本公開內容的第一實施方式的流體分析設備1的結構示例的示圖。

[圖2]圖2是示意性地示出第一實施方式的另一種流體分析設備1的結構示例的示圖。

[圖3]圖3是示出使用成像光學系統(image forming optical system)3的光形成的圖像的狀態的示圖。

[圖4A]圖4A是示出散斑圖像的示例的示圖。

[圖4B]圖4B是示出散斑圖像的示例的示圖。

[圖5]圖5是示出映射散斑圖像的狀態的示圖。

[圖6]圖6是示出數值孔徑和散斑對比度之間的關系的曲線圖。

[圖7]圖7是表示數值孔徑與血流X的散斑對比度與其它非血流X的血流的散斑對比度之間的差的之間的關系的曲線圖。

[圖8]圖8是示意性地示出第一實施方式的變形例的流體分析設備11的結構示例的示圖。

[圖9A]圖9A是示出了使流體循環的工具100的結構的示圖。

[圖9B]圖9B是示出了使流體循環的工具100的結構的示圖。

[圖9C]圖9C是示出了使流體循環的工具100的結構的示圖。

[圖10A]圖10A是示出散斑圖像的示例的示圖。

[圖10B]圖10B是示出散斑圖像的示例的示圖。

[圖10C]圖10C是示出散斑圖像的示例的示圖。

[圖10D]圖10D是示出散斑圖像的示例的示圖。

[圖11]圖11是示出針對在圖10A到圖10D中所示的散斑圖像的數值孔徑與散斑對比度之間的關系的曲線圖。

[圖12]圖12是示出針對在圖10A到圖10D中所示的散斑圖像的數值孔徑與血流X的散斑對比度與其它非血流X的血流的散斑對比度之間的差的之間的關系的曲線圖。

[圖13]圖13示出根據一些實施方式的一種醫療成像系統，具體地是內窺鏡系統的示圖。

具體實施方式

在下文中，參照附圖對本公開內容的實施方式進行詳細描述。此外，本公開內容并不限于下述實施方式。此外，該描述如下所示：

1.第一實施方式

(用于基于散斑數據來調節數值孔徑的流體分析設備的示例)

2.第二實施方式

(基于散斑數據來調節數值孔徑的流體分析系統的示例)

(1.第一實施方式)

<流體分析設備1的結構>

首先，對本公開內容的第一實施方式的流體分析設備1進行說明。圖1是示意性地示出本實施方式的流體分析設備1的示圖。本實施方式的流體分析設備1包括：相干光照射單元2，其用相干光L照射流體X；成像光學系統3，其使用施加到流體X的光來成像；以及數據獲取單元4，其獲取流體的散斑數據，并且成像光學系統3基于該散斑數據調整數值孔徑。

另外，在本實施方式的流體分析設備1中，沒有特別限制流體X，只要它具有光散射材料即可。但是，優選使用血液。在這一點上，流體分析設備1被用作血流分析設備，因此當對動物(諸如人類)進行治療時，該流體分析設備1能夠檢測其血流，并分析該血流。在下文中，流體X一般被描述為血流X。

<相干光照射單元2>

包括在實施方式的流體分析設備1的相干光照射單元2使用相干光L照射血流X。相干光照射部2可以被用作使用相干光L進行照射的光源。如下所述，沒有特別限制相干光L，只要可以從施加到血流X的光來獲得散斑數據，并且，激光束可以被用作相干光L。此外，可以在相干光照射單元2和血流X之間設置光束擴展器21。

<成像光學系統3>

包括在本實施方式的流體分析設備1的成像光學系統3使用施加到血流X的光來形成圖像。此外，成像光學系統3基于由如下所述的數據獲取單元4所獲取的散斑數據來調整數值孔徑。優選的是，該散斑數據是散斑對比度的數據，并且在這一點上，成像光學系統3調節數值孔徑，使得散斑對比度變成最大。因此，可以提高血流X的流體的檢測精確度。此外，如下描述了散斑對比度的細節。

成像光學系統3主要包括：第一透鏡31，其作為聚光透鏡使施加到血流X的光l聚集；光圈32，其能夠改變在平行于傅立葉表面的平面方向上的開口直徑；以及第二透鏡33，其作為成像透鏡聚焦如下所述的成像設備41。成像光學系統3可通過調節光圈32的尺寸來調節數值孔徑。

圖2是示出流體分析設備1的另一設備結構的概念的示圖。如在圖2所示，成像光學系統3可具有可選的空間光調制器34，而不是光圈32。在本實施方式的流體分析設備1中，可通過控制空間光調制器34的開口，而不是調整光圈32的尺寸，來使得散斑圖像的散斑對比度最大化。

另外，可以通過使用數字微設備(DMD)來操作本實施方式的流體分析設備1。此外，在上述光圈32的位置，可以設置可選的光閥，其可以通過電子或機械方式控制數值孔徑。至于使成像光學系統3改變數值孔徑的設備，可以使用可選光學調制元件，諸如機械可變光闌、液晶快門、電致變色器件，以及電泳設備。

<數據獲取單元4>

包含在本實施方式的流體分析設備1中的數據獲取單元4獲取用相干光L照射的血流X的散斑數據。具體地，數據獲取單元4可以包括作為CCD照相機的成像設備41，并且它可以使用成像設備41來獲取血流X的散斑圖像，并獲取散斑數據。

數據獲取單元4能夠將與所獲取的散斑數據相關的信號發送到如下所述的控制單元5，并通過控制單元5來調整成像光學系統3的數值孔徑。并且，在本實施方式的流體分析設備1中，為了以統計的方式處理如下所述的散斑圖，并準確地獲得相對于數值孔徑的散斑對比度的數據，由成像設備41獲取到的圖像的像素尺寸優選小于散斑顆粒尺寸(speckle grain size)。

<控制單元5>

本實施方式的流體分析設備1可進一步包括控制單元5。在控制單元5中，設置了中央處理單元(CPU)、存儲器、輸入和輸出接口單元、硬盤等。將在下面描述的流體分析方法中說明其細節。然而，控制單元5可以基于由數據獲取單元4所獲取的散斑數據來生成用于每個數值孔徑的散斑數據。具體地，控制單元5可以生成每個數值孔徑的散斑對比度的數據。此外，控制單元5可以基于由數據獲取單元4所獲取的散斑數據，來調整在成像光學系統3中的光圈32的數值孔徑。

<流體分析法>

接著，說明了由本實施方式的流體分析設備1執行的血流X的流體分析方法的示例。流體分析方法包括：數據獲取步驟，用相干光照射血流X并獲取用相干光所照射的流體的散斑數據；以及調整成像光學系統3的數值孔徑的步驟，基于散斑數據使用施加到流體的光來成像。

在本實施方式的流體分析設備1中，成像光學系統3的光圈32的數值孔徑由控制單元5調整到優選值，因此通過從數據獲取單元4所獲取的散斑數據可以最明顯地觀察到血流X的散射流體的移動。具體地，成像光學系統3調整數值孔徑，使得散斑對比度變成最大。

<散斑數據>

這里，對用于調整數值孔徑的散斑數據進行更具體的描述。圖3是示出通過使用成像光學系統3的光來成像的狀態的示圖。如圖3所示，在波面上，靠近施加到血流X的光的光軸I₀的光線沒有受到干擾，但是隨著光線離光軸(在圖中，參考a和b)越來越遠，該光線在波面上會受到干擾，并且，由于散射波的隨機干擾，發生散斑現象。因此，成像設備41可以獲取血流X的斑點圖案圖像(散斑圖像)。

在這一點上，成像光學系統3使數值孔徑變大，使得入射光的角度和方向以及相位進行變化，并且散射波被補償。因此，散斑對比度降低。另一方面，當成像光學系統3使數值孔徑變小時，散斑對比度變大。此外，如果在成像光學系統3中的波前像差(wave front aberration)變小，則由于從血流X的粗糙表面的散射而引起主相位差。在這一點上，如果通過從血流X的散射而施加的相位差在1周期(-pi到pi)的范圍內時，則通過成像光學系統3產生稱為“未顯影散斑(undeveloped speckle)”的現象，使得散斑圖案進行變化，并且在圖像表面的散斑對比度減小。

如果通過使用散斑數據的變化來檢測血流X，則它被認為是當散斑對比度很大時，流動測量靈敏度或精確度變高。因此，如果忽略不計空間分辨率，則可以通過減小成像光學系統3的數值孔徑(盡可能小到沒有顯影散斑的范圍之內)，以高精確度來測量流體。

在這一點上，數值孔徑響應于由于血流X(其是測量物體)發生的相位差、成像光學系統3的像差(aberration)、照明系統的數值孔徑，以及二維成像設備41的靈敏度而進行變化。成像光學系統3基于由數據獲取單元4通過獲取散斑圖像而獲取的散斑數據(散斑對比度的強度、散斑圖案等)來改變數值孔徑。

如上所述，作為基于來自從控制單元5獲取的散斑數據的信號，調整成像光學系統3的數值孔徑的設備，可以使用可選的光調制元件，諸如機械可變光闌、液晶快門、電致變色設備以及電泳設備。

接著，參考圖4A和圖4B，如下描述了上述未顯影的散斑和充分顯影的散斑。圖4A和圖4B是示出散斑圖像的示例的示圖。

<充分顯影的散斑>

通常，在圖像表面上的可選觀察點x的復數振幅A由以下表達式(1)給出(參見Speckle phenomena in optics:theory and applications,第2章,第7-23頁,Roberts&Company,Englewood,Colorado,由J.W.Goodman所著)。

[數學式1]

此外，在表達式(1)中，θ表示相位。

以下通過表達式(2)表示了在圖像表面由N個分散物體(諸如血流)的點形成的光的復數振幅。

[數學式2]

如果來自散射物體的N個散射點的各光的相位分布分別是相同的，則從中央極限定理通過表達式(3)來表示相對于復數振幅的實部Ar和虛部Ai的概率密度函數。

[數學式3]

另外，在表達式(3)中，σ表示Ar和Ai之間的標準偏差。

在這一點上，通過以下的表達式(4)和(5)來分別表示散斑的強度I和相位θ。因此，通過以下表達式(6)和(7)來分別表示強度概率密度函數P_I(I)和相位概率密度函數P_θ(θ)。

[數學式4]

[數學式5]

[數學式6]

[數學式7]

由概率密度函數表示的散斑可以稱為充分顯影散斑，且在圖4A中所示的圖樣是其的示例。

<未顯影散斑>

同時，如果相位是在-pi<＝θ<＝pi的范圍內，并且分布不是均勻的，則通過以下的通用高斯概率密度函數的表達式(8)來表示概率密度函數。

[數學式8]

此外，在表達式(8)中，ρ是Ar和Ai之間的相關系數，ΔAr＝Ar-<Ar>，以及ΔAi＝Ai-<Ai>。

由概率密度函數表示的散斑被稱為未顯影散斑，在圖4B中所示的圖樣是示例。

<散斑對比度>

控制單元5可以通過在由數據獲取單元4所獲取的散斑數據上執行數據處理，將血流X的信息轉換成散斑對比度。通過以下的表達式(9)來表示散斑對比度(CS)。此外，光散射流體(諸如血流X)的速度反比于散斑對比度的平方(參見Opt.Commun.37(5)第325頁(1981年)等)。

[數學式9]

圖5是示意性地示出映射散斑圖像的狀態的示圖。相對于在圖4A和圖4B中所示的散斑圖像，如在圖5中所示，每個像素的圖像41的整個范圍被映射，因此能夠生成血流X的圖像，并且能夠觀察到血流X的移動和流動。

例如，如在圖5中所示，圖像41的區域(其中執行用于計算散斑對比度的統計處理)被設置成正方形區域42，其中，分別在水平方向和垂直方向上布置五個像素。例如，在正方形區域42的中心43的散斑對比度可被計算為正方形區域的散斑對比度。可選范圍可以根據散斑圖像的分辨率和血流X的流動的測量精確度而被設置為統計處理區域。

圖6是表示數值孔徑和散斑對比度之間的關系的曲線圖。在圖6中所示的曲線圖中，成像光學系統3可以調整數值孔徑，使得散斑對比度變成最大。因此，可以提高血流X的流動的檢測精確度。

此外，數據獲取單元4獲取非所述流體(諸如血流X)的散斑對比度的數據，并且成像光學系統3可以調節數值孔徑，使得血流動X的散斑對比度與非血流X的散斑對比度變成最大。圖7是示出數值孔徑以及散斑對比度之間的關系的曲線圖。具體地，圖7是示出數值孔徑以及血流X的散斑對比度與非血流X的散斑對比度之間的差的曲線圖。可以通過調整數值孔徑來進一步增大血流X的流動的檢測精確度，使得血流X(在圖7中的流)的散斑對比度與非血流X(在圖7中的幻影)的散斑對比度之間的差變得最大。

在以上內容中，描述了調整數值孔徑使得散斑對比度成為最大的方法，但是成像光學系統3可基于散斑圖像的粒度或條紋密度來調整數值孔徑。參考圖4A和圖4B，在圖4A中所示的散斑圖像具有比在圖4B中所示的散斑圖像的粒度大的粒度。同時，在圖4B中所示的散斑圖像具有比在圖4A中所示的散斑圖像的條紋密度大的條紋密度。控制單元5可以響應于它的粒度和條紋密度的值(例如，通過分配多少像素(具有相同的亮度值或者在一定范圍內是連續并和彼此相鄰的亮度值))來控制數值孔徑。以這種方式，成像光學系統3能夠調整數值孔徑使得散斑圖像的粒度變的最大。

如上所述，由于在實施方式的流體分析設備1中，成像光學系統3基于散斑數據來調整數值孔徑，因此可能提高血流X的流動的檢測精確度。具體地，可使用作為散斑數據的散斑對比度的數據，通過使成像光學系統3調整數值孔徑使得散斑對比度變的最大，來準確觀察血流X。此外，可通過使成像光學系統3調整數值孔徑使得血流X的散斑對比度與非血流X的散斑對比度之間的差變得最大，來準確觀察血流X。

(變形例)

圖8是示意性地表示本實施方式的變形例的流體分析設備11的結構示例的示圖。該實施方式的變形例的流體分析設備11不同于上述的第一實施方式的流體分析設備1，在該實施方式中，流體分析設備11包括非相干光照射單元6，其使用非相干光L'照射血流X。因此，在本文中，主要描述了非相干光照射單元6的結構以及其功能。

如在圖8中所示的，當通過非相干光照射單元6使用非相干光L照射血流X來觀察亮場圖像或者熒光圖像時，并且使用成像光學系統3(其與相干光照射單元6相同)時，所需的分辨率和亮度是不同的。因此，成像光學系統3能夠調整光圈32，使得孔徑的尺寸變的適合用于散斑圖像以及亮場圖像和熒光圖像。由于沒有特別限制非相干光照射單元6，因此可以使用具有低相關性的可見光激光器(諸如Xe燈)。

此外，在本變形例的流體分析設備11中，可以在相干光照射單元2和光束擴展器21之間設置旋轉斬波器61。此外，可以在光束擴展器21與血流X之間設置偏振光束分離器62。例如，來自Xe燈的平行光可以穿過旋轉帶通濾波器63，其可以在偶數時間間隔阻止紅光、綠光，以及藍光，并被入射并反射在偏振光束分離器62。旋轉斬波器61和旋轉帶通濾波器63可以是同步的，并且可以用紅、率和藍的自然發射光以及近紅外激光照射光束在特定的時間間隔照射血流X的相同位置。

此外，除了上述內容之外，本實施方式的流體分析系統的結構和效果與在第一實施方式中的結構和效果相同。

(2.第二實施方式)

隨后，描述了根據本公開內容的第二實施方式的流體分析系統。在第二實施方式的流體分析系統中，與第一實施方式的流體分析設備1和第一實施方式的變型示例的流體分析設備11相比，控制單元5可以被設置在來自流體分析設備1和11的不同設備中。因此，例如，控制單元5可以經由網絡，基于流體分析設備1的成像光學系統3的散斑數據來調節數值孔徑。

例如，不考慮是有線的或者無線的，該網絡包括：公共網絡(如因特網)、電話網絡、衛星通信網絡，以及廣播通信路徑，或租用線路網絡，如廣域網(WAN)，局域網(LAN)、因特網協議-虛擬專用網絡(IP-VPN)，以太網(注冊商標)，以及無線LAN。另外，該網絡可以是專門設置在本實施方式的流體分析系統的通信信道網絡。

另外，可以在實施方式的流體分析系統中設置服務器、圖像顯示裝置等。在這種情況下，流體分析設備1和11、服務器，以及圖像顯示裝置可直接連接，或者可以經由網絡以可通信的方式進行連接。

此外，除了以上所描述的之外，本實施方式的流體分析系統的結構和效果與在第一實施方式中的結構和效果相同。

圖13示出根據某些實施方式的醫療成像系統的示圖，具體地，內窺鏡系統130的示圖。如在圖13中所示，內窺鏡系統130具有光源132。如上所討論的，光源132可包括相干光照射單元2、非相干光照射單元6，或者相干光照射單元2、非相干光照射單元6兩者。光源132發射提供給內窺鏡主體134的光來執行內窺鏡檢查。

內窺鏡主體134可以包括從光源132接收光的照明光學系統136。照明光學系統136可包括任何合適的光學組件，諸如一個或多個透鏡、一個或多個光學纖維、光束擴展器21、分束器(例如偏振分束器62)、濾波器(旋轉帶通濾波器63)，或者這些組件的任何合適的組合。然而，在本文中所描述的技術不限于被包含在內窺鏡主體134內的照明光學系統136，如在一些實施方式中，照明光學系統136的一個或多個組件可以被設備在內窺鏡主體134的外部。可以從照明光學系統136發出光，以照亮生物體(諸如人體)的區域，以執行內窺鏡檢查。

如上所述，內窺鏡主體134還可以包括成像光學系統3和數據獲取單元4，該數據獲取單元可包括成像元件41。

內窺鏡系統130可以包括控制單元5，其從數據獲取單元4接收數據，并控制成像光學系統3。該控制單元5和/或數據獲取單元4可包括處理器，其處理所接收到的圖像數據以獲取散斑數據(諸如散斑對比度)。在一些實施方式中，控制單元5可控制光源132。

的內窺鏡系統130可以包括顯示器138，用于顯示由數據獲取單元4和/或控制單元5生成的圖像。顯示器138可以是用于將圖像顯示給用戶的任何合適類型的顯示器。

在一些實施方式中，醫療成像系統可包括顯微鏡，其包括通過示例的方式在以上描述的以及在圖1中所示的光學裝置。

另外，本公開內容可以具有如下所述的結構：

(1)流體分析設備，包括使用相干光對流體進行照射的相干光照射單元；

成像光學系統，其使用施加到流體的光來形成圖像；以及

數據獲取單元，其獲取流體的散斑數據，

其中，成像光學系統基于散斑數據調整數值孔徑。

(2)根據(1)的流體分析設備，其中，散斑數據是散斑對比度的數據。

(3)根據項(2)的流體分析設備，其中，成像光學系統調整數值孔徑，使得散斑對比度變為最大。

(4)根據(2)或(3)的流體分析設備，其中，數據獲取單元獲取散斑對比度的數據而不是流體的數據，并且

成像光學系統調整數值孔徑，使得流體的散斑對比度與其它流體的散斑對比度之間的差變成最大。

(5)根據(1)至(4)中任一項的流體分析設備，進一步包括使用非相干光對流體進行照射的非相干光照射單元。

(6)根據(1)至(5)中任一項的流體分析設備，其中，流體是血液。

(7)一種流體分析方法，包括以下步驟：

使用相干光對流體進行照射并獲取使用相干光所照射的流體的散斑數據；并且

調整耦合光學系統的數值孔徑，該耦合光學系統基于散斑數據使用施加到流體的光形成圖像。

(8)一種用于使流體分析設備執行以下步驟的程序：

獲取用相干光照射的流體的散斑數據的數據獲取功能；并且

調整耦合光學系統的數值孔徑的功能，該耦合光學系統基于散斑數據使用施加到流體的光形成圖像。

(9)一種流體分析系統，包括：

相干光照射單元，使用相干光對流體進行照射；

成像光學系統，使用施加到流體的光來形成圖像；以及

數據獲取單元，獲取流體的散斑數據，

其中，成像光學系統基于散斑數據調整數值孔徑。

一些實施方式涉及成像裝置，包括：光源，該光源發射相干光以將物體成像；

光學裝置，對來自物體的光進行光學處理，光學裝置具有數值孔徑；成像器，接收由光學裝置光學處理的光；以及電路，被配置為基于由成像器接收到的光來獲取散斑數據；并且基于散斑數據來控制光學裝置的數值孔徑。

在一些實施方式中，散斑數據是散斑對比度。

在一些實施方式中，該電路被配置成控制光學裝置的數值孔徑以增加散斑對比度。

在一些實施方式中，該電路被配置成控制光學裝置的數值孔徑以使散斑對比度最大化。

在一些實施方式中，物體包括流體。

在一些實施方式中，該電路被配置為基于散斑數據來產生圖像數據，圖像數據指示流體的位置。

在一些實施方式中，該電路被配置成控制光學裝置的數值孔徑以增大流體的散斑數據與非流體的散斑數據之間的差。

在一些實施方式中，散斑數據是散斑對比度并且電路被配置為控制光學裝置的數值孔徑以使流體的散斑對比度與非流體的散斑對比度之間的差最大化。

在一些實施方式中，流體包括血液并且成像裝置使血液成像。

在一些實施方式中，電路包括控制器。

在一些實施方式中，成像器具有小于來自物體的光的散斑顆粒尺寸的像素尺寸。

在一些實施方式中，光源是第一光源并且成像裝置進一步包括：第二光源，第二光源發射非相干光以使物體成像，其中，成像器使用非相干光使物體成像。

在一些實施方式中，電路被配置為通過改變在光學裝置中的開口的尺寸來控制光學裝置的數值孔徑。

在一些實施方式中，光學裝置包括光圈。

在一些實施方式中，光學裝置包括空間光學調制器。

一些實施方式涉及一種成像方法，包括：發射相關干以將物體成像；使用具有數值孔徑的光學裝置來光學處理來自物體的光；基于由光學裝置光學處理的光，來獲取散斑數據；并且基于散斑數據來控制光學裝置的數值孔徑。

一些實施方式涉及一種醫療成像系統，包括：

成像裝置，該成像裝置包括：光源，光源發射相關干以將物體成像；光學裝置，其光學處理來自物體的光，光學裝置具有數值孔徑；成像器，其接收由光學裝置光學處理的光；以及

電路，被配置為基于由成像器接收到的光獲取散斑數據并且基于散斑數據來控制光學裝置的數值孔徑。

在一些實施方式中，流體是血液并且成像裝置使血液成像。

在一些實施方式中，醫療成像系統包括顯微鏡或者內窺鏡。

在一些實施方式中，醫療成像系統進一步包括顯示器，顯示器顯示由成像裝置產生的圖像。

示例

參考本公開內容的示例對本公開內容的效果進行詳細描述。

示例1

使用在圖1中所示的流體分析設備來觀察流體。具體地，由Sacher Lasertechnik制造的外部共振半導體激光器(CW振蕩，波長：780納米，單縱模，線寬度：300kHz(1ms)，橫向模式：TEM00，輸出號：高達100mW)被用作光源。此外，從光源發射的激光束通過由Edmund Optics制造的光束擴展器擴大，并且當使用平行光束照射信道時形成幻影(phantom)。

在幻影結構中，作為光漫射劑的氧化鋁粒子和作為光吸收劑的紅色墨水被混合在紫外線固化樹脂中，并且在780納米的波長的吸收系數和等效散射系數被設置為0.07每毫米和1.08每毫米，與在人體的胃部內壁的吸收系數和等效散射系數相同。

圖9A到圖9C是示出了使流體循環的工具100的結構的示圖。在圖9B中示出了沿著圖9A的前視圖中的線IXB-IXB取得的橫截面的視圖，以及在圖9C中示出了沿著線IXC-IXC取得的橫截面的視圖。具體地，如在圖9A至圖9C中所示的，在離觀察表面具有200微米的深度的位置形成開口部101和信道102(其橫截面具有1毫米角度)，并且管連接到相對于觀察面設置在后側的噴射和排放口。此外，用注射泵使人造血液以大約10毫米/秒的速度從開口部101流到信道102。在示例1中，飲用牛奶用作人造血液。參考號碼103表示聚光器件。

具體而言，兩片具有150毫米的焦距和30毫米的開口直徑的球面平凸透鏡石英透鏡被用作成像光學系統3，光圈32(可變光圈)被布置在其間的傅立葉面上，并且孔的直徑在范圍3毫米至15毫米內是可調節的。

調整聚焦使得CCD照相機的成像表面與數據獲取單元4的圖像表面相同。由索尼公司制造的工業CCD照相機(XCD-V60)被用作成像CCD照相機。此外，該照相機具有足夠小于散斑顆粒尺寸的像素尺寸，使得散斑圖樣的強度是足夠用于統計處理(其一邊是7.4微米的正方形)的分辨率。

來自CCD照相機的信號被輸出作為8位、VGA 60幀的位圖文件，并且通過根據IEEE1394b的PC獲得，以執行統計處理。通過設置用于執行統計處理的圖像區域來生成流的圖像，為了計算作為分別在水平和垂直方向上具有五個像素的正方形區域的散斑對比度，在該點處設置散斑對比度作為在區域的中央的散斑對比度，并且映射整個圖像。

圖10A至圖10D是示出以這種方式獲得的散斑圖像的示例的示圖。如在圖10A至圖10D中所示，用在所有圖樣中交替的長和短的虛線的幀封閉的部分與信道對應。圖10A和圖10B示出當流體X的流動停止時的散斑，并且圖10C和圖10D示出流體X的流動。并且，圖10A和圖10C示出可變光圈(iris diaphragm)的開口直徑為12毫米，并且圖10B和圖10D示出了開口直徑為4毫米。從圖10A到圖10D所示的圖像可以觀察到的是，散斑圖樣和對比度根據是否有流體流動或者根據該孔徑的尺寸而變的不同。

從圖像信息利用上面的方法，參考表達式(9)計算散斑對比度。具體地，相對于其中接近于信道圖像的中央的亮度是均勻的區域，可通過獲取標準偏差σ和平均<I>，從通過減去對應于各像素的暗電流的值來獲取亮度等級的頻率分布，來獲取孔徑的各尺寸的散斑對比度。

圖11是表示相對于在圖10A到圖10D中所示的散斑圖像，數值孔徑與散斑對比對之間的關系的曲線圖。如在圖11中所示，在根據示例1的光學系統和樣本中，可以發現，當孔徑的尺寸為4毫米時，獲得為最大值的散斑對比度。也就是說，可以發現，為了將流體的流動可視化，通過將成像光學系統3的數值孔徑設置成4毫米，靈敏度和準確度變為最大。以這種方式，可以控制成像光學系統3的數值孔徑，使得散斑對比度變成最大。

示例2

在示例2中，除了控制孔徑使散斑對比度和非流體X的散斑對比度之間的差變成最大代替控制孔徑使得散斑對比度變成最大，用與在示例1中相同的方法執行測試。

圖12是示出針對在圖10A到10D中所示的散斑圖像，數值孔徑以及散斑對比度與非流體X的散斑對比度之間的差的曲線圖。如在圖12中所示，在示例2中，可以發現通過將成像光學系統3的孔徑的尺寸設置成大約6毫米，靈敏度和準確度變成最大。以這種方式，可以控制成像光學系統3的數值孔徑。

示例3

除了使用在圖2中所示的成像光學系統3代替在示例1和2中所使用的成像光學系統3，用在示例1中相同的方法執行測試。具體地，通過液晶透射型空間光調制器實時控制孔徑來獲取流體的圖像，由Holoeye光電制造的該液晶透射型空間光調制器是安裝在可變光圈的代替物中。此外，獲取孔徑(該孔徑的散斑圖樣從顆粒形狀變為條紋形狀)的尺寸同時控制空間光調制器的孔徑，并且獲取具有數值孔徑的流體的圖像以及其形狀。因此，可以獲得與在示例2中相同的測試結果。

示例4

以在示例1、2和3中相同的方法執行測試，除了使用在圖8中所示的流體分析設備11代替在示例1、2和3中使用的流體分析設備1。具體地，基于示例1的光學路徑等，旋轉斬波器61被設置在光束擴展器21的前方，并且當波長在400納米至800納米的范圍內是有效的寬頻帶偏振光束分離器62被設置在光束擴展器21的后方。偏振分束器62被布置成通過780納米的波長的激光而被穿透。此外，來自Xe燈的平行光可以穿過旋轉帶通濾波器63，其中，紅色、綠色以及藍色的塊在均勻的時間間隔內變化，并且入射并反射在偏振光束分離器62。旋轉斬波器61和旋轉帶通濾波器63是同步的，并且在相同的時間間隔可以用紅色、綠色和藍色的自然發射的光以及近紅外激光束照亮樣本表面的相同位置。旋轉斬波器61和旋轉帶通濾波器63與成像相機(成像設備41)同步，反復獲取用紅色、綠色和藍色的自然發射的光以及近紅外激光束照亮的圖像，并且將圖像數據被發送到PC。

在傅立葉表面上的光圈中，設置了與在示例3中相同的空間光調制器34。當需要空間分辨率用于明場觀察時，將數值空間設定的很大，并且當需要在散斑圖像中的流動的靈敏度和精確度時，設置數值孔徑使得在示例2的方法中的流動檢測的靈敏度和精確度變得很高，并且這種孔徑控制是重復的。因此，能夠實時同步觀察在相同觀察位置的良好的明場圖像和良好的流動圖像。此外，在示例4中，Xe燈被用作非相干光照射單元6，但是也可以使用具有充分低的相干性的可見光激光器。

在示例4中，可以發現，當與明場圖像、熒光圖像等一起使用成像光學系統時，獲得最佳的靈敏度、精確度、分辨率以及焦深(focal depth)。

在以上示例1到4中，可以發現，通過調整本公開內容的流體分析設備中的成像光學系統的數值孔徑來精確觀察血流。

應當由本領域技術人員理解的是，根據設計要求和其它范圍內的因素，可以進行各種修改、組合、子組合以及變換，只要它們在所附的權利要求書或其等價物的范圍之內。

本領域中普通技術人員應理解的是，只要它們在所附權利要求或其等同物的范圍之內，則可根據設計要求和其它因素，進行各種修改，組合，子組合和變更。

參考符號列表

1、11 流體分析設備

2 相干光照射單元

3 成像光學系統

4 數據獲取單元

5 控制單元

6 非相干光照射單元

31 第一透鏡

32 光圈

33 第二透鏡

X 流體(血流)