腹腔镜手术中血流和组织灌注无染料可视化的方法和系统

摘要

提供一种可视化系统、设备和可视化方法。所述可视化系统包括：腹腔镜；相机，所述相机操作性地联接到所述腹腔镜；光源，所述光源操作性地联接到所述腹腔镜的照明端口；以及处理电路。所述光源被配置来输出各自处于预定频率的一个或多个光束以照射目标区域。所述处理电路被配置来处理由所述相机从所述腹腔镜接收的成像数据以生成所述目标区域的一个或多个图像，包括至少一个激光散斑对比图像。所述腹腔镜被配置来在其远侧端部处朝向所述目标区域输出所述一个或多个光束并且通过所述远侧端部收集来自所述目标区域的反射和/或散射光。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求2018年6月28日提交的美国临时申请号62/691,386的优先权权益，所述申请的全部内容特此以引用的方式并入文本

背景技术

技术领域

本公开涉及用于腹腔镜手术中单一端口激光散斑对比图像分析的系统和方法。

背景技术

激光散斑对比成像(LSCI)是非侵入性脉管/组织灌注成像技术，其根据单色光照明计算散斑对比度并且已经在各种临床应用(诸如神经外科)中进行了深入研究。在LSCI中，使用单色激光照射目标。由于光干扰，在目标上生成散斑图案。可使用包括来自光纤的单独激光源和位于不同角度上的成像装置的装备。

与荧光血管造影术不同，LSCI允许无缝可视化血流并且不需要注射造影剂。LSCI的腹腔镜实现方式面临来自若干技术问题的困难，所述技术问题包括激光光源集成、光纤光导耦合和从组织表面的镜面反射。已知的内窥镜LSCI系统受如下限制：需要外部激光源、工作距离短或与组织直接接触或者分辨率差以及无法分辨单个脉管系统，其中的全部将其实际应用限制于微创外科手术(MIS)。

例如，Luo等人的名称为“Systems for imaging of blood flow inlaparoscopy”的美国专利公开号2017/181636A1描述使用单独光纤来照射激光的系统。然而，对于微创外科手术，少量切口将是理想的，并且不同光源对照明产生不利影响，诸如产生阴影和与角度相关的不均匀光。

在内窥镜激光散斑对比分析技术中，除内窥镜或与组织接触的单一端口方法之外，使用单独的激光光源来生成激光散斑图案。与组织接触的单一端口方法在固定视场小(无聚焦空间、放大倍数等)、由直接接触(物理接触)引起的组织损伤以及无术中规程空间(仅用于诊断目的)方面对其实用性具有限制性。

前述“发明背景”描述是出于总体上呈现本公开的背景的目的。发明人的工作(在某种程度上其在此发明背景部分中进行描述)以及在提交时可能另外没有资格作为现有技术的说明书的各方面既没有明确地也没有隐含地被承认是针对本发明的现有技术。

发明内容

本公开涉及一种可视化系统。所述可视化系统包括：腹腔镜；相机，所述相机操作性地联接到所述腹腔镜；光源，所述光源操作性地联接到所述腹腔镜的照明端口；以及处理电路。所述光源被配置来输出处于预定频率的一个或多个光束以照射目标区域。所述处理电路被配置来处理由所述相机从所述腹腔镜接收的成像数据以生成所述目标区域的一个或多个图像。所述腹腔镜被配置来在其远侧端部处朝向所述目标区域输出所述一个或多个光束并且通过所述远侧端部收集来自所述目标区域的反射和/或散射光。

在一个方面，本公开还涉及一种用于激光散斑对比成像的设备。所述设备包括具有照明端口的腹腔镜和操作性地联接到所述腹腔镜的一个或多个图像传感器。所述腹腔镜被配置来通过所述照明端口接收一个或多个光束，朝向目标区域输出所述一个或多个光束并且通过共同路径捕获所述目标区域的一个或多个图像。

在一个方面，本公开涉及一种可视化方法。所述可视化方法包括：提供可视化设备，所述可视化设备包括腹腔镜、操作性地联接到所述腹腔镜的相机、操作性地联接到所述腹腔镜的照明端口的光源；从所述光源输出处于预定频率的一个或多个光束以照射目标区域；通过所述腹腔镜捕获来自所述目标区域的反射和/或散射光；以及处理所捕获光以生成至少所述目标区域的激光散斑对比图像。

前面的段落是通过一般介绍的方式提供的，并不旨在限制所附权利要求的范围。通过参考结合附图进行的以下详细描述，将最好地理解所描述的实施方案以及其他优点。

附图说明

通过参考在结合附图考虑时的以下详细描述，将容易更全面地认识并更好地理解本公开及其许多伴随优点，在附图中：

图1A是示出根据一个实例的可视化系统的示意图；

图1B是示出根据一个实例的可视化系统的前视图的示意图；

图1C是示出根据一个实例的可视化系统的侧视图的示意图；

图1D是示出根据一个实例的可视化系统的分解图的示意图；

图2A是示出根据另一个实例的可视化系统的示意图；

图2B是示出根据一个实例的可视化系统的图像的示意图；

图2C是示出根据一个实例的可视化系统的光源的示意图；

图2D是示出根据一个实例的可视化系统的可调偏振器盖的示意图；

图3是根据一个实例的成像系统的框图；

图4是根据一个实例的用于组织可视化的方法的流程图；

图5是示出根据一个实例的从可视化系统的光源输出的功率的示意图；

图6A是示出根据一个实例的白纸的原始近红外(NIR)图像的示意图；

图6B是示出根据一个实例的归一化照明强度的表面的示意图；

图6C是示出根据一个实例的跨照明中心采样的线的归一化照明强度的示意图；

图6D是示出根据一个实例的归一化对比度值的表面曲线图的示意图；

图6E是示出根据一个实例的归一化对比度值沿跨照明中心采样的线的曲线图的示意图；

图7A是根据一个实例的流体模的激光散斑对比成像(LSCI)的示意图；

图7B是根据一个实例的制造的丙烯酸流体模的示意图；

图7C是示出根据一个实例的体外体模实验装备的示意图；

图8是示出根据一个实例的微流体体模的计算流体动力学(CFD)模拟结果的示意图；

图9是示出根据一个实例的所有通道在5cm范围内的可视化的示意图；

图10是示出根据一个实例的在所有通道尺寸和体积流率输入下相较于预期相对流率的相对流率的示意图；

图11是示出根据一个实例的归一化强度值和测量的流量分布图的示意图；

图12是示出根据一个实例的经LSCI处理的图像的示意图；

图13是示出根据一个实例的归一化相对流量的示意图；

图14是示出根据一个实例的小肠和肠系膜的图像的示意图；

图15是示出根据一个实例的夹紧和松脱肠系膜的图像的示意图；

图16是示出根据一个实例的各种猪器官的图像的示意图；并且

图17是根据一个实例的计算机的框图。

具体实施方式

如本文所使用的术语“一”或“一个”被限定为一个或多于一个。如本文所使用的术语“多个”被限定为两个或多于两个。如本文所使用的术语“另一个”被限定为至少第二个或更多个。如本文所使用的术语“包括(including)”和/或“具有”被限定为包括(comprising)(即,开放式用语)。如本文所使用的术语“联接(coupled)”被限定为连接(connected)，但是不必要直接地，并且不必要机械地连接。如本文所使用的术语“程序”或“计算机程序”或类似术语被限定为被设计用于在计算机系统上执行的指令序列。“程序”或“计算机程序”可以包括子例程、程序模块、脚本、函数、过程、对象方法、对象实现方式、可执行的应用、小应用(applet)、小服务程序(servlet)、源代码、目标代码、共享库/动态加载库和/或被设计用于在计算机系统上执行的其它指令序列。

贯穿本文档提及“一个实施方案”、“某些实施方案”、“实施方案”、“实现方式”、“实例”或类似术语意指结合所述实施方案描述的特定特征、结构或特性包括在本公开的至少一个实施方案中。因此，此类短语贯穿本说明书在各种地方的出现不一定全部是指同一实施方案。此外，可在没有限制的情况下以任何合适的方式将特定特征、结构或特性组合在一个或多个实施方案中。

如本文所使用的术语“或”将被解释为包括性的或表示任何一个或任何组合。因此，“A、B或C”表示“以下任何一项：A；B；C；A和B；A和C；B和C；A、B和C”。仅当元素、功能、步骤或动作的组合以某种方式固有地相互排斥时，才会出现此限定的例外情况。

现在参考附图，其中贯穿若干视图，相同的附图标记表示相同或对应的部分，以下描述涉及用于包括单次曝光LSCI和腹腔镜的激光散斑对比成像(LSCI)的系统和相关联方法。系统包括单一端口共同路径照明系统和相机传感器系统。换句话讲，系统具有用于由相机传感器系统的相机接收的成像数据和照明系统的一个或多个激光器的输出的共同路径。系统可生成对应于目标区域(即，照明区域)的实时信息。目标区域可以是包括组织结构的外科手术场景。使用所述系统不会在目标区域上产生阴影区域。

图1A是示出根据一个实例的可视化系统100的示意图。可视化系统100包括腹腔镜102、第一连接器104、透镜适配器106、偏振状态分析器108、相机传感器110、光源112、光纤光导114和偏振状态发生器116。腹腔镜102具有约零至三十度的角度。在一种实现方式中，腹腔镜102可以是成0或30度角的镜。第一连接器104联接腹腔镜102和相机传感器110。偏振状态分析器108和透镜适配器106定位在相机传感器110与腹腔镜102之间。透镜适配器106可以是可调焦透镜适配器。偏振状态发生器108可附接到腹腔镜102的第一远侧端部。光源112生成具有多个波长的一个或多个光束。光源112生成具有相干光的至少一个光束(诸如激光光束)。例如，光源112包括宽带可见光源和近红外激光源。光源112通过光纤光导114连接到腹腔镜102。光纤光导114联接到腹腔镜102的照明端口。腹腔镜102将一个或多个光束引导至目标区域。相机传感器110被配置来通过腹腔镜102捕获由目标区域反射或散射的光。在一个实现方式中，腹腔镜102包括单一照明端口。图1B和图1C示出系统100的侧视图。图1D是示出系统100的分解图的示意图。

本文描述的系统被配置来操作多至5cm工作距离。在其他实现方式中，系统的工作距离在2cm至15cm、3cm至9cm或4cm至8cm的范围内。工作距离可等于4.5cm、4.6cm、4.7cm、4.8cm、4.9cm、5.1cm、5.2cm、5.3cm、5.4cm或5.5cm。腹腔镜102与目标区域之间的空间可供术中规程和外科手术工具使用。目标区域的放大倍数可由工作距离控制。与目标区域较近的距离使目标区域放大并且允许高分辨率血管成像，其中空间分辨率的范围为约20μm至30μm。

系统100可以或可以不使用外部定位激光源。

照明系统可以是包括光源112的激光照明系统。激光照明系统可提供具有不同波长的激光束，这些激光束具有共同路径。不同的波长覆盖可见光谱和红外光谱，包括近红外(NIR)线、短波长红外(短波红外(SWIR))线、中波长红外线和长波长红外线。使用多个波长允许组织(或照明区域的组织结构)的不同层成像。短波长仅穿透组织结构的顶层，而长波长则更深地穿透到其中。较短波长用于检测肿瘤。短波长红外(SWIR)激光可穿透组织深处。波长越长穿透得越深允许生成对应于位于更远离组织表面的病变或其他结构的脉管系统的信息。系统100使用多个激光(具有不同波长)用于进行深度分辨血流测量。因此，可以基于被成像的目标来使用激光束中的一个或多个。激光束通过光纤光导114耦合到腹腔镜102的单一照明端口。

图2A是示出根据另一个实例的腹腔镜LSCI系统200的示意图。腹腔镜LSCI系统200包括腹腔镜102、光源112、可调偏振器盖202、光纤光导114(即，光纤电缆)、第一相机204、第二相机206、高通滤波器208、线性偏振器210、分束器212和透镜214。透镜214可以是一个或多个透镜214。腹腔镜LSCI系统可如描述于通过引用整体并入本文的Zheng等人的“Dual-display laparoscopic laser speckle contrast imaging for real-time surgicalassistance”(Biomedical optics express，第9卷，第2期)中。

在一个实现方式中，腹腔镜102是零度10mm腹腔镜。例如，腹腔镜可以是来自MGB(Germany)的LAPALUX望远镜。腹腔镜102通过分束器212联接到第一相机204和第二相机206。分束器212可以是50/50分束器，诸如来自THORLABS的型号BSW26R。其他分束器比率可用于控制由每个相机接收的光强度。分束器212可通过与腹腔镜的C型安装联接件216附接到腹腔镜102。分束器212将光学路径划分到第一相机204和第二相机206。第一相机204可以是RGB相机。在一个实例中，第一相机204的型号是由POINTGREY制造的HD Color VisionGS3-U3-41C6C-C FLIR。第二相机206可以是近红外(NIR)相机。第二相机206的型号是由POINTGREY制造的GS3-U3-41C6NIR-C FLIR。第一相机204和第二相机206使得能够同时捕获标准彩色图像和NIR激光散斑图像两者。

高通滤波器208放置在第二相机206(即，NIR相机)前面以将信号与激光源隔离。高通滤波器208可以是800nm长通滤波器，诸如由THORLABS,USA制造的

第一相机204(即，RBG相机)以2048×2048像素分辨率在16位彩色深度处操作，并且设置为以30FPS捕获。这两个相机安装在光学板(未示出)上，并且可通过沿其安装导轨滑动它们来手动地聚焦。在一个实例中，光学板可通过计算机控制。

交叉偏振器对可用于减少到第二相机206上的镜面反射。例如，线性偏振器210(诸如来自THORLABS,USA的型号LPNIRE100-B)放置在长通滤波器208前面。第二线性偏振器220可包括在可调偏振器盖202中。

可调偏振器盖202在图2D中示出。可调偏振器盖202可包括第二线性偏振器220、盖(例如，铝盖)222和螺钉218。第二线性偏振器220可由来自EDMUND OPTICS,USA的具有型号33082的线栅偏振膜制成。可将第二线性偏振器220从线栅偏振膜激光切割成环形形状，从而仅覆盖腹腔镜的照明光纤而不覆盖透镜筒(例如，使用来自TROPTEC,Austria的激光模型Epilog Mini 40W)。旋转可调偏振器盖202，直到最小化镜面反射为止。可调偏振器盖可通过计算机控制。

光源112是功率可调双光源，包括可见光谱(400-700nm)高功率四色LED和共享共同光学路径的非准直近红外激光(810nm)诸如INTHESMART Incorporated,USA的Model-LLSU)。光源112可以是FDA批准的。示例性光源在图2C中示出。光源112通过光纤光导114联接到腹腔镜102的照明端口。

可在预定步骤中在0-100％功率内(例如，1％、5％、10％、15％或20％)调整光功率。在一个实例中，将在与腹腔镜102的尖端相距1cm处测量的激光功率设置为不大于40mW，对应于最大功率设置为光源112功率的30％。在一个实例中，将相机的曝光时间设置为在8-25ms之间的范围以针对接收信号进行调整。对于每个激光源设置，从腹腔镜尖端输出的点功率在图5中示出。

使用分辨率目标(诸如来自THORLABS(USA)的模型R3L3S1P)和1cm方格纸测量系统的视场(FoV)和分辨率。针对5cm、2cm和1cm距离的FoV分别为大约7cm、3.5cm和2cm，并且分辨率分别为125μm、70μm和28μm。

可视化系统还可包括一个或多个光学元件以使照明区域对等。

图3是成像系统300的框图。成像系统300包括可视化系统100、中央处理单元304(CPU)和图形处理单元308(GPU)。CPU 304和GPU308可集成到一个或多个计算机中。可视化系统100从目标组织302收集数据。可视化系统100包括一个或多个近红外相机、一个或多个彩色相机和一个或多个偏振相机。CPU 304从可视化系统100接收并且处理数据。例如，CPU304从NIR相机接收原始散斑数据310。CPU304从一个或多个彩色相机接收数据并且生成彩色图像模块312。可从一个或多个近红外相机生成荧光图像。可从一个或多个偏振相机接收偏振数据。GPU 308可包括散斑纹理模块318、空间对比内核模块320和热图模块322。原始散斑数据310在散斑纹理模块318中处理。热图模块322输出到热图堆叠，所述热图堆叠在时间混合模块316中处理，如在本文稍后所述。通过显示器306输出来自彩色图像模块312和时间混合模块316的输出。空间对比内核可具有5×5或7×7滑动窗口。

显示器306可位于与正在成像的目标区域(例如，外科手术部位)相同的空间中，或者位于远离目标区域的位置中从而允许进行远程外科手术规程。

本文描述的模块可以实现为任一软件和/或硬件模块，并且可以存储在任何类型的计算机可读介质或其他计算机存储装置中。例如，本文描述的模块中的每个可以在可编程的电路(例如，基于微处理器的电路)或专用电路(诸如专用集成电路(ASICS)或现场可编程门阵列(FPGAS))中实现。在一个实施方案中，中央处理单元(CPU)可以执行软件以执行可归属于本文所述的模块中的每个的功能。CPU可以执行以诸如Java、C或汇编语言的编程语言编写的软件指令。模块中的一个或多个软件指令可以嵌入固件中，诸如可擦除可编程只读存储器(EPROM)。

在一些实现方式中，与模块中的每个相关联的过程可由服务器或其他计算资源的一个或多个处理器执行，所述其他计算资源可包括云计算资源。

处理器可包括在一个或多个相机(例如，相机110)中。

通过在某个滚动像素窗口上应用方程1，在GPU 308中将成像散斑转换为散斑对比度的图：

其中K是散斑对比度，σ是窗口上强度的标准偏差，并且是窗口上的平均强度。像素窗口可以是纯空间的(来自单一图像的像素的正方形区域)、时间的(在时间上多个帧上的相同像素)或两者的组合，即时空的(多个帧上像素的正方形区域)，如本领域普通技术人员将理解的。

激光散斑对比度不与血流速度v成正比，并且作为代替通常转换为相关时间τ

散斑对比度通过方程(3)与τ

其中K是散斑对比度，τ

在一种实现方式中，本文描述的成像系统300利用7×7空间窗口进行处理。由于移动、从组织的散射、反射和血管深度，准确的相对比较在体内是不切实际的并且τ

在积分时间T比相关时间τ

在体内，针对τ

本文所述的系统实现方程式(4)以使散斑对比度与速度的某个量度相关。使用两个不同内核来产生散斑对比度值。在体内实时测量中，实现7×7空间窗口。7×7空间窗口已被广泛地认为是空间分辨率与估计散斑对比度的准确度之间的良好媒介。另外，本文描述的实时系统被配置来在时间上将用户定义数量的流图混合在一起以增加信噪比。

如本领域普通技术人员将理解，可根据散斑对比度确定血速度、血管直径、脉管血流、组织中血管的深度、血管的长度、血管曲折度、血管类型。例如，可使用LSCI在多个不同波长下获得血管的深度。基于在每个波长下获得的LSCI图像相对于在其他波长下获得的其他LSCI图像来分辨血管。例如，使用具有NIR中第一波长的第一激光束来获得第一LSCI图像。使用具有SWIR中第二波长的第二激光束来获得第二LSCI图像。然后基于第一LSCI图像和第二LSCI图像确定组织中血管的深度。如本文先前所述，第一激光束和第二激光束两者通过单一照明端口传播通过腹腔镜。

对于本文所述的体外测量，使用3×3×10时空窗口以提高空间分辨率。由于继发于呼吸和心脏搏动的器官的存在，实现用于体内和体外的不同计算方法。这也考虑到在外科手术期间在移动腹腔镜102时遇到的运动。如果帧之间的移动较大，则使用固定时空内核可导致运动伪影。如本文所述的混合空间窗口允许用户针对适当数量的帧进行调整(大量的帧用于增加信号，混合不用于降低等待时间)。空间窗口大小设置为7×7以便即使用户选择不混合任何帧，也确保足够的采样。在体外，由于缺乏如本文先前所述的移动，因而选择用于提高空间分辨率的时空内核。

由于在CPU 304上进行串行、高分辨率图像处理所需的计算时间，大多数LSCI系统显示后处理图像。然而，出于临床相关性，必须实时执行LSCI处理和可视化。每个散斑对比度计算的独立性使得能够将问题并行化到GPU 308上，从而大幅地加快处理速度。

从NIR相机获取的每个高分辨率(2048x2048像素)图像作为归一化32位浮点数组传送到GPU 308的纹理存储器。使用空间对比度内核模块320中(例如，7×7或5×5像素的)滑动空间窗口来计算跨图像的散斑对比度。将所得散斑对比度数组归一化并且在热图模块322中热图绘制为表示RBGA通道的32位压缩整数。然后，将热图从装置复制返回到主机并且存储在能够保持多至30个最新计算的热图(例如，热图堆叠314)的动态缓冲区中。存储的热图由时间混合模块316用于相等加权地时间混合α通道以增加SNR。

最终图像可通过用户界面(例如，图形用户界面(GUI)诸如OpenGL前端GUI、STARCONTROL)显示给用户。用户对可调参数进行控制，所述可调参数包括彩色图α、彩色图γ、相机曝光时间、相机FPS等。可调参数可通过GUI控制。在一种实现方式中，计算机可配备有Intel Core i7-4770K处理器、16GB RAM和Nvidia GeForce GTX 1060Ti 6GB图形卡。在此规格下，系统能够以89FPS操作，受相机限制，并且每帧处理时间为11.13ms。GPU实现方式执行起来比仅CPU方法快大约67.2倍，所述仅CPU方法的每个图像所具有的处理时间为748ms。

在一种实现方式中，可使用人工智能技术来学习可调参数。可调参数还可包括相机的视场和焦点。

图4是示出根据一个实例的用于本文描述的系统的处理流程图400的示意图。

在步骤402处，提供可视化设备。可视化设备包括腹腔镜；相机，所述相机操作性地联接到腹腔镜；以及光源，所述光源操作性地联接到腹腔镜的照明端口，如本文先前所述。光源被配置来输出处于预设频率的一个或多个光束以照射目标区域。

在步骤404处，腹腔镜朝向目标区域输出一个或多个光束。一个或多个光束可包括通过腹腔镜的单一照明端口的具有不同频率(波长)的一个或多个激光束。

在步骤406处，通过联接到腹腔镜的相机捕获图像数据。

在一种实现方式中，当捕获图像数据时，调整视场、放大倍数和空间分辨率中的一者或多者。可使工作距离变化以确定腹腔镜102的纵向轴线上的散斑图案变化。另外，处理电路可在操作期间基于确定的散斑图案变化自动聚焦。

在一种实现方式中，所述方法包括调整交叉偏振器以移除反射伪像。

在步骤408处，如本文先前所述，处理来自腹腔镜的图像数据。例如，可实现计算补偿技术以使照明区域对等。另外，可实现图像配准技术以补偿大规模移动和手持工具运动。

在一个实例中，图像数据被实时处理以生成移动可变形组织的精确和准确的组织信息。因此，精确和准确的组织信息可用于实时决策支持。组织信息通过系统100的显示器实时显示。用户可基于显示的组织信息调整(或选择)激光束的波长。例如，用户可激活具有SWIR光谱中的波长的激光束以生成与深部组织相关联的信息。也可确定并且实时显示深度分辨的血流测量结果。可通过用户界面控制激光束。

此外，由处理电路实时自动地生成用于脉管系统、组织灌注和其他关键微粒结构(例如，淋巴结、肿瘤组织等)的外科手术场景。外科手术场景通过显示器306实时显示。另外，可存储(记录)外科手术场景以供稍后回放。

在一个实例中，当使用偏振激光束(即，光源具有偏振图案)或系统中包括一个或多个偏振器时，可生成并且显示外科手术场景的血流/组织灌注图。用户可控制一个或多个光束的波长以比较不同组织区的相对灌注。

尽管流程图示出执行功能逻辑块的特定顺序，但是如本领域的普通技术人员将理解，可相对于所示出的顺序改变执行一个或多个框的顺序。而且，连续示出的两个或更多个框可同时或部分同时执行。

图6A至图6E示出根据一个实例的腹腔镜系统在5cm距离处的照明分布。腹腔镜102正交于平坦纸表面定向在5cm距离处。如图6A所示，照明中心604从实际的腹腔镜轴线602偏移。另外，照明不均匀，并且严重地偏向于中心区域。强度对像素坐标的表面曲线图在图6B中示出并且跨穿过强度中心延伸的水平线(在图6A中标记为“采样线”)采样的强度的分布图在图6C中示出。强度从照明中心下降了超过50％(约500像素)并且指示照明非常不均匀。

为了确定此集中式照明可能对散斑对比度具有的影响，使用7×7空间窗口根据方程(1)计算散斑对比度。所得对比度的表面曲线图示出在图6D中，并且跨“采样线”采样的对比度的分布图在图6E中示出。假设表面是平坦的、不移动的并且具有一致的材料，预期散斑对比度相对于像素位置具有均一分布。然而，散斑对比度因平均光强度而发生偏差，这可影响结果。

为了说明本文描述的系统的能力，呈现示例性结果。

为了表征本文描述的系统分辨细血管和以类似于体内的那些的值使相对流率成像的能力，设计并且制造微流体体模。

图7A是根据一个实例的微流体体模700的示意图。微流体体模包括宽度在0.2-1.8mm之间变化的矩形通道702。微流体体模700还包括进入端口704和出口端口706。在一个实例中，通道的宽度以0.2mm步长变化。通道宽度选择成近似通常在外科手术期间遇到的血管的直径范围。

体模由使用商用激光雕刻机(诸如TROTAC,Epilog Mini,40w)进行激光加工的丙烯酸浇铸板组成。使用贯通切口在1/16英寸厚的层上产生通道，并且通道的宽度以0.2mm的增量在0.2-1.8mm内变化，如本文先前所述。为了密封体模，将通道夹置在1/16英寸厚的丙烯酸盖与3/16英寸厚的丙烯酸基部之间。然后将丙烯酸层的堆叠夹置在两个铝板之间，并且将整个组件放置在热板上并且加热到150℃持续一小时，从而允许丙烯酸粘结并且密封体模。之后，允许组件冷却至室温，并且然后松脱并且移出体模。最后，钻出用于管材的孔，并且体模通过聚氯乙烯(PVC)管材联接到注射泵(诸如Pump 11Elite输注/回吸可编程单注射器，HARVARD APPARATUS,USA)。制造的体模在图7B中示出。

微流体体模700用4.5％v/v的脂肪乳30％和水的稀释液输注，所述稀释液大致接近全血在810nm下的散射性质。

可使用计算工具(诸如SOLIDWORKS Flow Simulation

对于每个通道，流速从单一点采样，在1/4通道厚度(即低于顶部表面大约0.4mm)的深度处以每个通道的宽度和长度为中心。取决于通道的横截面积，所得的中心点流速的范围为0–52.55mm/s，这反映体内血速度的实际范围。然后将注射器泵设置为以相同体积速率(即，0mL/min、0.2mL/min、0.4mL/min、0.6mL/min、0.8mL/min和1.0mL/min)输注用于体外实验。取决于通道的横截面积，对应的平均流动速度的范围为1.17-52.49mm/s，这反映体内血速度的实际范围。

为了成像，使用台式定位臂(诸如铰接式保持器FAT MA61003,NOGA,Israel)将腹腔镜尖端正交于体模表面固定在5cm距离处。这表示在微创外科手术(MIS)期间10mm腹腔镜将与组织保持的典型工作距离。在一种实现方式中，将NIR相机曝光时间设置为8ms，并且使用3×3×10时空内核处理图像。实验装备在图7C中示出。

所有规程在儿童国家卫生系统处的机构动物护理和使用委员会批准的动物研究设施中执行(方案#30597)。

使用来自Charles River实验室(Wilmington,Massachusetts,USA)的四只雌性250-300g Sprague-Dawley大鼠。麻醉使用3％异氟烷进行诱导并且使用肌肉注射2mg/kg甲苯噻嗪和75mg/kg氯胺酮进行维持。将大鼠置于仰卧位，并且执行中线剖腹术以暴露腹部器官。因为大鼠器官的尺寸较小，所以将腹腔镜支撑在大鼠上方尖端到感兴趣区域(ROI)1.5-3cm的距离处，以更好地捕获成像视场内的器官并且提高图像分辨率。

肠缺血通过用跨肠放置的两个夹具夹紧一段小肠从而阻塞动脉弓，而第三夹具放置在供血肠系膜血管上来产生。在实验过程中，仅固定并且移除肠系膜夹具以阻塞并且重新灌注肠节段。阻塞持续时间限制于30秒窗口，与另一次夹紧间隔至少60秒以便恢复。

在实验期间记录实时LSCI结果。在具有和不具有偏振器(即，线性偏振器210和可调偏振器盖202)的两种情况下，在介于10-25ms之间的曝光时间内执行成像。在实验完成之后，使所有动物适当地安乐死。

猪研究方案(n＝2)

所有规程在儿童国家卫生系统处的机构动物护理和使用委员会批准的动物研究设施中执行(方案#30591)。

为了更好地与MIS经验相关，对家猪执行腹腔镜外科手术。来自Archer Farms(Darling,Maryland,USA)的两只25-30kg雌性约克郡猪用于实验。使用肌肉注射甲苯噻嗪和氯胺酮来使猪镇静，并且使用2.5％异氟烷维持麻醉。将12mm套针放置在脐部作为相机端口。在8mm Hg下向腹部吹入CO

结果

本文所述的系统能够区分流体流率和血管大小，从而模仿在5cm工作距离和8ms曝光时间下在体内发现的那些流率和血管大小。微流体体模700包含宽度范围在0.2-1.8mm内的通道，从而反映了如本文先前所述的典型遇到的血管直径。微流体体模700以0-1.0mL/min的6种体积流率驱动，所述6种体积流率对应于1.17-52.49mm/s的流动速度，所述流动速度涵盖体内血流的预期范围。

执行CFD模拟以确定每个通道中的预期流速。通过采样每个通道中的单一点来计算流速。这些点在1/4通道高度(即大约0.4mm)的深度处以每个通道的宽度和长度为中心。0.2mL/min体积输入的结果在图8中示出。跨所有通道所得的流速和体积流率涵盖0–52.55mm/s的范围，所述范围近似为体内血流的预期范围。每种条件下流速的详细列表在表1中列出。

表1.针对6种体积流率中的每种计算的每个通道中的流速(mm/s)

腹腔镜102正交于表面固定在5cm的距离处。使用3×3×10的时空窗口处理每个捕获的图像以计算散斑对比度。随后，使用方程4中描述的平方散斑对比度的倒数计算以任意单位(本文称为激光散斑灌注单位)表示的流动速度。

对于0.2mL/min的最小非零流率，所有通道均被可视化。1.8mm通道位于腹腔镜照明范围的边缘处并且清晰度明显下降。所有通道在5cm范围处在0.2ml/min下的可视化在图9中示出。

在一种实现方式中，可使用查找表，所述查找表用于使用方程2和方程3中描述的关系来确定τ

然后从通道内居中的矩形区域计算以激光散斑灌注单位表示的流量。归一化测量的流量，并且基于CFD计算的流速将其与预期相对流量进行比较。这对于5个非零体积流量输入中的每个进行重复并且在图10中示出。测量的流量分布图在图11中示出。

图10和图11展示通道的相对流率未遵循CFD计算的预期趋势。这是对本文所述系统的约束，对比度值因来自腹腔镜光的分布而严重发生偏差。如本文先前所述，跨一张静止均一白纸的对比度因来自腹腔镜102的光分布(图6A至图6E)而发生偏差。

这点通过1.6mm通道和1.8mm通道更好地说明，所述1.6mm通道和1.8mm通道难以与背景噪声区分开。这通过将5×5高斯导数内核在x方向上穿过用于生成图9的激光散斑灌注值的数组来进行量化。这导致检测垂直边缘，并且针对0.2mL/min体积输入数据，所得边缘信号被归一化并且在图11中示出。如图11所示，1.8mm通道不具有清晰边缘，而1.6mm通道不具有清晰的右侧边缘。使图6C与图9相关，1.6mm通道和1.8mm通道位于远离照明中心多于500像素，其中光照强度下降了超过50％。此外，较小通道中的流体应比较大通道中的流体具有更高速度，并且因此具有更亮信号，但是散斑计算对来自腹腔镜的照明的依赖性致使流出现视觉失实。1.2mm通道尽管相对较大，但似乎具有最快的流动。系统受限于腹腔镜光导的小数值孔径和激光到介质的相对较短距离，其中的两者致使光高度集中在小照明区域的中心中。

当在时间上多个帧上比较相同位置时，示出适当的相对流率。在六个流率范围内单独地对每个通道进行单个检查提供所有通道(除1.6mm通道和1.8mm通道(它们受照明强度限制)之外)的流量增加的定性和直观指示。用于0.2mL、0.6mL和1.0mL通道的经处理图像显示在图12中。图像中的一些中存在的颗粒可能是由于来自腹腔镜的振动造成的。

选择像素的以通道为中心的正方形区域。计算所选择区域中激光散斑灌注量的平均值。在0mL/min下，激光散斑灌注单位(1/K

大鼠肠缺血

各种大鼠器官的成像展示出本文所述的系统能够实时获取彩色图像、经LSCI处理的图像和叠加图像以用于扩大外科手术视场。使用本文所述的系统捕获的LSCI图像清楚地突出显示脉管结构。也展示出偏振控制的有效性。图14示出在不具有偏振控制的情况下小肠和肠系膜的经LSCI处理的图像。与具有偏振控制的相同区域的图像相比，未偏振的LSCI图像具有在图14中被圈出的许多阴影点，这些阴影点是从最终可视化表示省略的饱和像素的结果。

本文所述的系统在组织颜色的早期改变完全显现之前将正常组织与缺血组织区分开。在此实验中，使用夹具来阻止小肠节段中的流动(如图15所示)。在夹紧肠系膜血管之前、夹紧之后5秒和松放夹具之后5秒拍摄图像。当观察纯彩色图像时，在夹紧组织和松脱组织之间不存在视觉差异。然而，经LSCI处理的图像显露出明显的流量差异。图15所示的激光散斑叠加图像1502中突出显示的血管在图像1504中阻塞期间不再突出显示，并且血管外部蓝色色调的宽泛减少指示跨所阻塞组织灌注量的广泛减少。当比较夹紧之前、之后和期间对应的彩色图像时，不存在是否正在发生阻塞的视觉指示(图像1506、图像1508和图像1510)。在松放夹具之后，图像1512示出血管重现。

猪微创外科手术

本文先前所述的猪研究示出本文所述的系统在微创环境中执行。通过标准腹腔镜可实现各种器官的LSCI成像，并且实时显示灌注数据，如图16所示。监测肠的区域。清楚地示出沿边缘大血管的分支以及较小脉管系统(图16中的图像1602)。检验胆囊的背面并且识别血管及其分支(图16中的图像1604)。

猪肠系膜在图16的图像1606中示出。图像1606中值得注意的方面是大血管和小血管两者的可视化。通常，小血管具有比大血管更慢的流动，这在图像1606中示出——小血管具有比大血管更低的信号。因为难以判断体内距离，所以可能将腹腔镜保持远离组织多于5cm从而使光扩展更多。这可指示给定较大血管尺寸和环境条件，本文所述的系统可在比在体外观察的5cm更远处操作。此外，观察到在心脏搏动期间流量增加，这示出尽管本文先前描述了照明偏向，但是可随时间监测相同位置处的相对流率。

本文所述的研究示出本文所述的腹腔镜激光散斑系统能够使用微流体体模700使相对流率随时间成像。体内实验说明本文描述的系统突出显示血管(即，血管识别)并且在物理组织改变形成之前确定灌注水平的改变的能力，以及其在MIS环境中使用的能力。使用交叉偏振器对有效减少来自组织的镜面反射，从而产生更平滑的结果。

在本文所述的大鼠研究中，反射致使阴影在非偏振采集时出现，而偏振图像没有来自反射的像差。偏振可减小散斑对比度，从而降低所得图像的质量。另外，来自偏振器材料的散射和表面缺陷可进一步降低散斑质量。

在大动物MIS中，由于由呼吸和搏动造成的器官相对于腹腔镜的移动增加而产生的伪影，因而LSCI的应用变得更加困难。另外，腹腔镜作为手持工具的设计使其更容易受到用户移动和振动的影响。在一种实现方式中，腹腔镜102可保持在固定保持器中。图像配准已被证明能够补偿相当大的运动，并且在将来的研究中，此技术应被应用于处理算法。

腹腔镜尖端不仅小，而且还包含相机的由光纤围绕的中央透镜堆叠。装配在腹腔镜前部的任何透镜都必须具有特殊的几何形状以不会干扰相机的光学路径。例如，可使用附接到腹腔镜尖端的非球面透镜阵列，所述非球面透镜阵列能够产生更加均匀的照明和扩展的场。

在一种实现方式中，用于计算补偿与照明相关的伪影的方法可用于最小化/避免另外的透镜的缺点和设计挑战。

包括前述描述中的特征的系统向用户提供许多优点。本文所述的系统和方法保持优于其他临床上可用的器官灌注技术的前景广阔的优势。例如，荧光血管造影术通常仅提供区域中灌注存在的二进制指示。本文描述的系统可提供可在时间上进行比较的相对流速的可视化。血管造影期间荧光信号的峰值时间可与灌注水平相关，但需要长成像窗口以进行适当的计算。本文所述的系统是无标签的并且不受时间限制。经LSCI处理的图像可在任意时间处打开和关闭长达任意持续时间。这暗指所述系统提供增加的灵活性以及随时间使区域快速地且连续地成像以检测改变的能力。

在一种实现方式中，可使用多重曝光LSCI。多重曝光改善系统的线性度并且已进行实时展示，从而对在具有静态散射的环境中的相对流量提供测量。

腹腔镜LSCI在肠道外科手术中的临床应用中具有强的潜力。具有集成光源和5cm工作范围的刚性腹腔镜实时LSCI装置提供通过腹腔镜实时连续地可视化脉管系统和灌注的能力。所述系统可用于增强手术室的知识并且改善肠组织的术中评估，从而导致改善外科手术结果。因为LSCI允许对脉管系统和组织灌注进行无创、无标签检查，所以远距离的共同路径腹腔镜LSCI对于各种外科手术应用具有巨大潜力。此外，本文所述的系统可用于半自主或全自主机器人外科手术中。

在一种实现方式中，系统300的功能和过程可由计算机1726实现。接着，参考图17描述根据示例性实施方案的计算机1726的硬件描述。在图17中，计算机1726包括执行本文所述的过程的CPU 1700。过程数据和指令可存储在存储器1702中。这些过程和指令还可存储在存储介质盘1704诸如硬盘驱动器(HDD)或便携式存储介质上，或者可远程地存储。另外，所要求保护的进步不受发明性过程的指令存储于其上的计算机可读介质的形式限制。例如，指令可存储在CD、DVD上，存储在闪存存储器、RAM、ROM、PROM、EPROM、EEPROM、硬盘或计算机1726与之通信的任何其他信息处理装置(诸如服务器或计算机)中。

另外，所要求保护的进步可提供为结合CPU 1700和操作系统(诸如

为了实现所述计算机1726，硬件元件可由本领域技术人员已知的各种电路元件来实现。例如，CPU 1700可以是来自美国Intel公司的

图17中的计算机1726还包括网络控制器1706(诸如来自美国Intel公司的Intel以太网PRO网络接口卡)，用于与网络1724接口连接。如可了解，网络1724可以是公共网络(诸如互联网)或私有网络(诸如LAN或WAN网络)或其任何组合，并且还可包括PSTN或ISDN子网络。网络1724也可以是有线的(诸如以太网网络)，或者可以是无线的(诸如蜂窝网络，包括EDGE、3G和4G无线蜂窝系统)。无线网络也可以是

计算机1726还包括显示控制器1708(诸如来自美国NVIDIA公司的

通用存储控制器1720将存储介质盘1704与用于互连计算机1726的所有部件的通信总线1722连接起来，所述通信总线1722可以是ISA、EISA、VESA、PCI或类似物。由于已知显示器1710、键盘和/或鼠标1714以及显示控制器1708、存储控制器1720、网络控制器1706和通用I/O接口1712的一般特征和功能性，因此为简明起见，本文省略对这些特征的描述。

显然，鉴于上述教义，许多修改和变化是可能的。因此，应理解，在所附权利要求的范围内，本发明可以不同于如本文具体描述的方式来实践。

因此，前述讨论仅公开并描述本发明的示例性实施方案。如本领域技术人员将理解，在不脱离本发明的精神或基本特性的情况下，可以其他特定形式来体现本发明。因此，本发明的公开内容意图是说明性的，而不是限制本发明以及其他权利要求的范围。本公开(包括本文教义的任何易于辨别的变体)部分地限定前述权利要求术语的范围，使得没有发明性主题贡献给公众。

上文公开内容还包含下文列出的实施方案。

(1)一种可视化系统，其包括：腹腔镜；相机，所述相机操作性地联接到所述腹腔镜；光源，所述光源操作性地联接到所述腹腔镜的照明端口，所述光源被配置来输出各自处于预定频率的一个或多个光束以照射目标区域；以及处理电路，所述处理电路被配置来处理由所述相机接收的成像数据以生成所述目标区域的一个或多个图像，包括至少一个激光散斑对比图像，其中所述腹腔镜被配置来在其远侧端部处朝向所述目标区域输出所述一个或多个光束并且通过所述远侧端部收集来自所述目标区域的反射和/或散射光。

(2)根据(1)所述的可视化系统，其中所述腹腔镜具有约零至三十度的角度。

(3)根据(1)或(2)所述的可视化系统，其中所述照明端口是单一照明端口，并且所述腹腔镜形成由所述相机接收的所述成像数据和所述一个或多个光束的共同路径。

(4)根据(1)至(3)中任一项所述的可视化系统，其中当由所述一个或多个光束照射所述目标区域并且通过所述腹腔镜在所述相机处接收所述成像数据时，所述腹腔镜被配置成与所述目标区域间隔开约5cm至约10cm。

(5)根据(1)至(4)中任一项所述的可视化系统，其中所述一个或多个光束中的至少一个光束处于近红外(NIR)到短波红外激光(SWIR)的不可见范围内，并且所述一个或多个光束中的至少一个光束相对于所述一个或多个光束中的至少一个其他光束具有不同频率。

(6)根据(1)至(5)中任一项所述的可视化系统，其中所述目标区域包括组织结构，并且所述至少一个光束具有短波红外波长，并且所述处理电路被配置来生成深部组织信息。

(7)根据(1)至(6)中任一项所述的可视化系统，其中所述处理电路被配置来生成深度分辨的血流测量结果。

(8)根据(1)至(7)中任一项所述的可视化系统，其中所述光源包括宽带可见光源和近红外光源。

(9)根据(1)至(8)中任一项所述的可视化系统，其中所述腹腔镜通过光纤光导操作性地联接到所述光源。

(10)根据(1)至(9)中任一项所述的可视化系统，其中所述可视化系统被配置用于单开口微创腹腔镜外科手术和/或半自主或全自主外科手术。

(11)根据(1)至(10)中任一项所述的可视化系统，其中由所述光源提供的所述一个或多个光束中的至少一个具有偏振图案。

(12)根据(1)至(11)中任一项所述的可视化系统，其中所述处理电路进一步被配置来对由所述相机接收的所述成像数据执行实时处理。

(13)根据(1)至(12)中任一项所述的可视化系统，其中所述处理电路进一步被配置来生成脉管系统、组织灌注和/或包括淋巴结和肿瘤组织的其他结构的外科手术场景。

(14)根据(1)至(13)中任一项所述的可视化系统，其中基于所述腹腔镜和所述相机中的一者或多者的调整，所述相机的视图是能聚焦的、具有可调视场、能放大的和/或具有可调空间分辨率。

(15)根据(1)至(14)中任一项所述的可视化系统，其还包括：交叉偏振器，所述交叉偏振器定位在所述腹腔镜的所述远侧端部与所述相机的传感器之间。

(16)根据(1)至(15)中任一项所述的可视化系统，其还包括：可调偏振器盖，所述可调偏振器盖定位在所述腹腔镜的所述远侧端部处。

(17)根据(1)至(16)中任一项所述的可视化系统，其中所述腹腔镜设置为所述可视化系统的单一腹腔镜以照射光并且由所述相机接收所述成像数据，使得在所述目标区域上不产生阴影区域。

(18)根据(1)至(17)中任一项所述的可视化系统，其中所述相机包括RGB相机和近红外相机，并且所述可视化系统还包括分束器，所述分束器被配置来将光学路径划分到所述RGB相机和所述近红外相机。

(19)一种用于激光散斑对比成像的设备，所述设备包括：腹腔镜，所述腹腔镜具有照明端口；以及一个或多个图像传感器，所述一个或多个图像传感器操作性地联接到所述腹腔镜；其中所述腹腔镜被配置来通过所述照明端口接收一个或多个光束，朝向目标区域输出所述一个或多个光束，并且通过共同路径捕获所述目标区域的一个或多个图像。

(20)一种可视化方法，其包括：提供可视化设备，所述可视化设备包括：腹腔镜；相机，所述相机操作性地联接到所述腹腔镜；光源，所述光源操作性地联接到所述腹腔镜的照明端口；通过所述腹腔镜输出由所述光源生成的处于预定频率的一个或多个光束以照射目标区域；通过所述腹腔镜捕获来自所述目标区域的反射和/或散射光；以及处理所捕获光以生成至少所述目标区域的激光散斑对比图像。

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