生成示出生物组织中生物物质浓度分布图像的方法和装置.pdf

1、(10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201480031366.3 (22)申请日 2014.05.28 2013-114703 2013.05.30 JP A61B 1/00(2006.01) A61B 1/04(2006.01) A61B 1/06(2006.01) A61B 5/1455(2006.01) (71)申请人 HOYA 株式会社 地址 日本东京都新宿区中落合二丁目7番5 号 (72)发明人 千叶亨 (74)专利代理机构 北京戈程知识产权代理有限 公司 11314 代理人 程伟 王锦阳 (54) 发明名称 生成示出生物组织中生物物质浓度分布图像 的方法和装置

2、(57) 摘要 用于生成包含于在预定波长带从短波长端顺 序包括第一等吸光点、 第二等吸光点、 第三等吸光 点以及第四等吸光点的吸收光谱的生物组织的第 一生物物质与第二生物物质之间的摩尔浓度比的 分布图像的方法包括 ： 通过使用配置成共同选择 性提取由第一等吸光点和第二等吸光点划分的第 一波长范围的光、 由第二等吸光点和第三等吸光 点划分的第二波长范围的光以及由第三等吸光点 和第四等吸光点划分的第三波长范围的光的第一 滤光器从白光提取光得到生物组织的图像获取第 一成像数据 G1的步骤 ； 通过使用配置成选择性地 提取第二波长范围内的光的第二滤光器从白光提 取光得到生物组织的图像获取第二成像数据G

3、2的 步骤 ； 基于第一成像数据 G1和第二成像数据 G2生 成分布图像的步骤。 (30)优先权数据 (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2015.11.30 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/JP2014/064055 2014.05.28 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2014/192781 JA 2014.12.04 (51)Int.Cl. (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书3页 说明书14页 附图6页 CN 105324064 A 2016.02.10 CN 105324064 A 1/3 页 2 1.一种用于生成分布图像的方法，

4、所述分布图像表示在生物组织中包含的第一生物物 质与第二生物物质之间的摩尔浓度比， 所述生物组织的吸收光谱在预定波长范围内以波长 递升的次序具有第一等吸光点、 第二等吸光点、 第三等吸光点以及第四等吸光点， 所述方法 包括 ： 通过使用第一滤光器从白光中提取的光来获取生物组织的图像而获取第一成像数据 G1的步骤， 所述第一滤光器被配置成共同选择性地提取由所述第一等吸光点和所述第二等 吸光点划分的第一波长范围内的光、 由所述第二等吸光点和所述第三等吸光点划分的第二 波长范围内的光， 以及由所述第三等吸光点和所述第四等吸光点划分的第三波长范围内的 光 ； 通过使用第二滤光器从白光中提取的光来获取所述

5、生物组织的图像而获取第二成像 数据 G2的步骤， 所述第二滤光器被配置成选择性地提取所述第二波长范围内的光 ； 以及 基于所述第一成像数据 G1和所述第二成像数据 G 2来生成分布图像的步骤。 2.根据权利要求 1 所述的方法， 其中基于第一成像数据 G 1和第二成像数据 G2来生成 分布图像的步骤进一步包括 ： 基于第一成像数据 G1获取所述第一滤光器的透射波长范围内的生物组织的吸收率 A 1 的步骤 ； 基于第二成像数据 G2获取所述第二滤光器的透射波长范围内的生物组织的吸收率 A 2 的步骤 ； 以及 基于所述吸收率 A1和所述吸收率 A 2来生成分布图像的步骤。 3.根据权利要求 2

6、所述的方法， 其中 ： 获取吸收率 A1的步骤包括使用表达式 1 或表达式 2 来计算吸收率 A 1的步骤 ； 以及 ( 表达式 1) A1 -log G 1 ( 表达式 2) A1 -G 1 获取吸收率 A2的步骤包括使用表达式 3 或表达式 4 来计算吸收率 A 2的步骤 ( 表达式 3) A2 -log G 2 ( 表达式 4) A2 -G 2。 4.根据权利要求 2 或 3 所述的方法， 其中基于吸收率 A 1和吸收率 A2来生成分布图像 的步骤进一步包括 ： 使用表达式 5 来计算指数 X 的步骤 ； 以及 ( 表达式 5) X A1-2kA2 ( 其中 k 为常数 ) 基于指数 X

7、 来生成分布图像的步骤。 5.根据权利要求 4 所述的方法， 其中常数 k 是 1。 6.根据权利要求 3 到 5 中任一项所述的方法， 其进一步包括通过使用第三滤光器从白 权 利 要 求 书 CN 105324064 A 2 2/3 页 3 光中提取光来获取生物组织的图像而获取第三成像数据 R3的步骤， 所述第三滤光器被配置 成选择性地提取第四波长范围内的光， 其中与所述预定波长范围内的吸收率相比， 所述第 四波长范围内生物组织的吸收率足够低， 其中获取吸收率 A1的步骤包括 ： 通过将第一成像数据 G1除以第三成像数据 R3来计算第一标准化反射率 SR1的步骤 ； 以 及 使用表达式 6

8、或表达式 7 来计算吸收率 A1的步骤， 并且 ( 表达式 6) A1 -log SR 1 ( 表达式 7) A1 -SR 1 其中获取吸收率 A2的步骤包括 ： 通过将第二成像数据 G2除以第三成像数据 R3来计算第二标准化反射率 SR2的步骤 ； 以 及 使用表达式 8 或表达式 9 来计算吸收率 A2的步骤 ( 表达式 8) A2 -log SR 2 ( 表达式 9) A2 -SR 2。 7.根据权利要求 6 所述的方法， 进一步包括 ： 通过使用所述第一滤光器从白光中提取的光来获取无色基准板的图像而获取第一基 线图像数据 BL1的步骤 ； 以及 通过使用所述第二滤光器从白光中提取的光来

9、获取所述基准板的图像而获取第二基 线图像数据 BL2的步骤， 其中计算第一标准化反射率SR1的步骤包括将第一成像数据G1除以第一基线图像数据 BL1的步骤， 以及 其中计算第二标准化反射率SR2的步骤包括将第二成像数据G2除以第二基线图像数据 BL2的步骤。 8.根据权利要求 6 所述的方法， 其中第四波长范围是 650nm 带， 并且 其中第三成像数据 R3是通过包括在设置有 RGB 滤色器的摄像装置中的设置有 R 过滤 器的光接收元件获取的成像数据。 9.根据权利要求 4 所述的方法， 其中常数 k 被确定为使得基于通过获取已知摩尔浓度 比的生物组织的图像而获取的第一成像数据 G1和第二成

10、像数据 G 2获取的指数 X 最接近理 论指数 X。 10.根据权利要求 9 所述的方法， 其中获取针对多个生物组织中的每一个的测量指数 X， 所述生物组织的每一个具有彼此不同的已知摩尔浓度比， 并且常数 k 被确定为使得示出 已知摩尔浓度比与测量指数 X 之间的关系的校准曲线最接近示出已知摩尔浓度比与理论 指数 X 之间的关系的参考线。 权 利 要 求 书 CN 105324064 A 3 3/3 页 4 11.根据权利要求 9 或 10 所述的方法， 其中在获取第一成像数据 G1的步骤中使用第一 滤光器从白光中提取的光变暗， 从而使得获取第一成像数据 G1时的曝光量和获取第二成像 数据 G

11、2时的曝光量变得相等。 12.根据权利要求 1 至 11 中任一项所述的方法， 其中两种类型的生物物质是氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白， 并且 其中生物组织中包含的第一生物物质和第二生物物质的摩尔浓度比是氧饱和度。 13.根据权利要求 1 至 12 中任一项所述的方法， 其中预定波长范围是血红蛋白的 Q 带， 并且 其中第一成像数据 G1和第二成像数据 G 2是通过包括在设置有 RGB 滤色器的摄像装置 中的设置有 G 过滤器的光接收元件获取的成像数据。 14.一种用于生成分布图像的装置， 所述分布图像示出生物组织中包含的第一生物物 质与第二生物物质之间的摩尔浓度比， 生物组织的吸收光谱在预定波长

12、范围内以波长递升 的次序具有第一等吸光点、 第二等吸光点、 第三等吸光点以及第四等吸光点， 所述装置包 括 ： 光源， 其发射出白光 ； 第一滤光器， 其被配置成从白光共同选择性地提取由所述第一等吸光点和所述第二等 吸光点划分的第一波长范围内的光、 由所述第二等吸光点和所述第三等吸光点划分的第二 波长范围内的光， 以及由所述第三等吸光点和所述第四等吸光点划分的第三波长范围内的 光 ； 第二滤光器， 其被配置成从白光选择性地提取第二波长范围内的光 ； 切换构件， 其被配置成在所述第一滤光器与所述第二滤光器之间切换 ； 摄像装置， 其被配置成使用所述光源发射出的光来得到生物组织的图像 ； 以及 图

13、像处理器单元， 其被配置成基于摄像装置生成的成像数据来生成分布图像。 15.根据权利要求 14 所述的装置， 其中所述摄像装置是包括设置在尖端部分的内窥镜 的内窥镜装置。 权 利 要 求 书 CN 105324064 A 4 1/14 页 5 生成示出生物组织中生物物质浓度分布图像的方法和装置 技术领域 0001 本发明涉及一种用于生成示出生物组织中的生物物质浓度分布的图像的方法和 装置。 背景技术 0002 近来， 已经提出了具有拍摄光谱图像的功能的内窥镜装置(光谱内窥镜装置)。 通 过使用这样的光谱内窥镜装置， 可以获得关于生物组织 ( 如消化器官的黏膜 ) 的光谱特性 ( 例如， 反射光

14、谱 ) 的信息。已知的是， 生物组织的反射光谱反映这样的信息 ： 所述信息关 于作为测量目标的生物组织的表层附近包含的组分的类型或密度。具体而言， 已知根据生 物组织的反射光谱计算得到的吸收率等于通过将构成生物组织的多种物质的吸收率线性 叠加而得到的吸收率。 0003 已知的是， 病变生物组织中的物质的组成和量不同于健康生物组织中的物质的组 成和量。在许多早期研究中表明， 病变 ( 如由癌症表示 ) 的异常与血液状况 ( 特别是与血 液或氧饱和总量)极为密切相关。 在光谱分析领域中， 经常使用这样的方法 ： 通过使用两个 被聚焦的生物组织所具有的可见范围内的光谱特征值来对所述两个被聚焦的生物组

15、织进 行定性和定量。因此， 通过将包括病变的生物组织中的血液的光谱特性与并未包括病变的 生物组织中的血液的光谱特性进行比较， 可以估计生物组织中的某些种类的病变的存在。 0004 光谱图像是使用不同波长的光来获取的一系列的图像信息组成， 且生物组织的更 详细的光谱信息可以从具有更高的波长分辨率 ( 即， 用于获取图像信息的更大量的波长 ) 的光谱图像获得。专利文件 1 公开了在 400nm 至 800nm 的波长范围内以 5nm 的间隔来获取 光谱图像的光谱内窥镜装置的示例性的配置。 0005 现有技术文献 0006 专利文件 0007 ( 专利文件 1) 第 2012-245223A 号日本

16、专利临时公开 发明内容 0008 待解决的问题 0009 然而， 为了获取具有高波长分辨率的光谱图像(例如， 公开于专利文件1中的光谱 图像 ) 需要许多在改变图像获取波长的情况下获取的图像。此外， 需要进行大量计算以分 析大量图像， 因此分析这些图像要耗费时间。 也就是说， 需要重复进行相对复杂的拍摄操作 和计算， 以获得有效的诊断支持信息。因此， 存在获得有效诊断支持信息要耗费时间的问 题。 0010 鉴于上述情况而提出本发明， 本发明的目的是提供能够在短时间内获取示出生物 物质的分布 ( 例如， 氧饱和度分布 ) 的图像信息的方法和装置。 0011 解决问题的方法 0012 根据本发明的

17、一个实施方案， 提供了用于示出生物组织中包含的第一生物物质与 说 明 书 CN 105324064 A 5 2/14 页 6 第二生物物质之间的摩尔浓度比的生成分布图像的方法， 所述生物组织的吸收光谱在预定 波长范围内以波长递升的次序具有第一等吸光点、 第二等吸光点、 第三等吸光点以及第四 等吸光点， 所述方法包括 ： 通过使用由第一滤光器从白光中提取的光来获取生物组织的图 像而获取第一成像数据 G1的步骤， 所述第一滤光器配置成共同选择性地提取由第一等吸光 点和第二等吸光点划分的第一波长范围内的光、 由第二等吸光点和第三等吸光点划分的第 二波长范围内的光以及由第三等吸光点和第四等吸光点划分的

18、第三波长范围内的光 ； 通过 使用由第二滤光器从白光中提取的光来获取生物组织的图像而获取第二成像数据 G2的步 骤， 所述第二滤光器配置成选择性地提取第二波长范围内的光 ； 以及基于所述第一成像数 据 G1和所述第二成像数据 G 2来生成分布图像的步骤。 0013 此外， 在上述方法中， 基于第一成像数据 G1和第二成像数据 G 2来生成分布图像的 步骤可以进一步包括 ： 基于第一成像数据G1来获取第一滤光器的透射波长范围中的生物组 织的吸收率A1的步骤 ； 基于第二成像数据G2来获取第二滤光器的透射波长范围中的生物组 织的吸收率 A2的步骤 ； 以及基于所述吸收率 A 1和吸收率 A2来生成

19、分布图像的步骤。 0014 此外， 在上述方法中， 获取吸收率 A1的步骤可以包括使用表达式 1 或表达式 2 来 计算吸收率 A1的步骤 ； 以及 0015 ( 表达式 1) 0016 A1 -logG 1 0017 ( 表达式 2) 0018 A1 -G 1 0019 获取吸收率 A2的步骤可以包括使用表达式 3 或表达式 4 来计算吸收率 A 2的步骤。 0020 ( 表达式 3) 0021 A2 -logG 2 0022 ( 表达式 4) 0023 A2 -G 2 0024 此外， 在上述方法中， 基于吸收率A1和吸收率A2来生成分布图像的步骤可以包括 ： 使用表达式 5 来计算指数

20、X 的步骤 ； 以及 0025 ( 表达式 5) 0026 X A1-2kA2 0027 ( 其中 k 为常数 ) 0028 基于指数 X 来生成分布图像的步骤。 0029 此外， 在上述方法中， 常数 k 可以是 1。 0030 此外， 上述方法可以进一步包括 ： 通过使用由第三滤光器从白光中提取的光来获 得生物组织的图像而获取第三成像数据 R3的步骤， 所述第三滤光器配置成选择性地提取第 四波长范围中的光， 相比于预定波长范围内的吸收率， 生物组织在所述第四波长范围中的 吸收率足够低， 并且获取吸收率 A1的步骤可以包括 ： 通过将第一成像数据 G 1除以第三成像 数据 R3来计算第一标准

21、化反射率 SR 1的步骤 ； 以及使用表达式 6 或表达式 7 来计算吸收率 A1的步骤 ； 而且 0031 ( 表达式 6) 0032 A1 -logSR 1 说 明 书 CN 105324064 A 6 3/14 页 7 0033 ( 表达式 7) 0034 A1 -SR 1 0035 获取吸收率 A2的步骤可以包括 ： 通过将第二成像数据 G 2除以第三成像数据 R3来 计算第二标准化反射率SR2的步骤 ； 以及使用表达式8或表达式9来计算吸收率A2的步骤。 0036 ( 表达式 8) 0037 A2 -logSR 2 0038 ( 表达式 9) 0039 A2 -SR 2 0040 此

22、外， 上述方法可进一步包括 ： 通过使用由第一滤光器从白光中提取的光来得到 无色基准板的图像而获取第一基线图像数据 BL1的步骤 ； 以及通过使用由第二滤光器从白 光中提取的光来得到基准板的图像而获取第二基线图像数据 BL2的步骤， 并且计算第一标 准化反射率SR1的步骤可以包括将第一成像数据G1除以第一基线图像数据BL1的步骤， 而且 计算第二标准化反射率 SR2的步骤可以包括将第二成像数据 G 2除以第二基线图像数据 BL2 的步骤。 0041 此外， 在上述方法中， 第四波长范围可以是 650nm 的带， 第三成像数据 R3可以是通 过包含在设置有 RGB 滤色器的摄像装置中的设置有 R

23、 过滤器的光接收元件得到的成像数 据。 0042 此外， 在上述方法中， 常数 k 可以确定为使得指数 X( 基于通过得到已知摩尔浓度 比的生物组织的图像而获取的第一成像数据G1和第二成像数据G2来获取所述指数X)变为 最接近理论指数 X。 0043 此外， 在上述方法中， 可以获取多个生物组织 ( 每个生物组织具有彼此不同的已 知摩尔浓度比)中的每一个的测量指数X， 并且可以将常数k确定为使得示出已知摩尔浓度 比与测量指数X之间的关系的校准曲线最接近示出已知摩尔浓度比与理论指数X之间的关 系的参考线。 0044 此外， 在上述方法中， 在获取第一成像数据 G1的步骤中， 使用第一滤光器从白光

24、中 提取的光可以变暗， 从而使得获取第一成像数据G1时的曝光和获取第二成像数据G2时的曝 光变得相等。 0045 此外， 在上述方法中， 两种类型的生物物质可以是氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白， 并且生物组织中包含的第一生物物质和第二生物物质的摩尔浓度比可以是氧饱和度。 0046 此外， 在上述方法中， 预定波长范围可以是血红蛋白的 Q 带， 并且第一成像数据 G1 和第二成像数据 G2可以是通过包括在设置有 RGB 滤色器的摄像装置中的设置有 G 过滤器 的光接收元件得到的成像数据。 0047 此外， 根据本发明的一个实施方案， 提供了用于生成分布图像的装置， 所述分布图 像示出包括在生物组织中

25、的第一生物物质与第二生物物质之间的摩尔浓度比， 所述生物组 织的吸收光谱在预定波长范围内以波长递升的次序具有第一等吸光点、 第二等吸光点、 第 三等吸光点和第四等吸光点， 所述装置包括 ： 发射白光的光源 ； 第一滤光器， 其配置成共同 选择性地从白光中提取由第一等吸光点和第二等吸光点划分的第一波长范围中的光、 由第 二等吸光点和第三等吸光点划分的第二波长范围中的光， 以及由第三等吸光点和第四等吸 光点划分的第三波长范围中的光 ； 第二滤光器， 其配置成选择性地从白光中提取第二波长 说 明 书 CN 105324064 A 7 4/14 页 8 范围中的光 ； 切换构件， 其配置成在第一滤光器

26、与第二滤光器之间切换 ； 摄像装置， 其配置 成使用光源发射出的光来得到生物组织的图像 ； 以及图像处理器单元， 其配置成基于摄像 装置生成的成像数据来生成分布图像。 0048 此外， 上述装置可以是包括设置在尖端部分的内窥镜的内窥镜装置。 0049 发明效果 0050 根据本发明， 可以在短时间内获取示出生物物质的分布(例如， 氧饱和度分布)的 图像信息。 附图说明 0051 图 1 图 1 示出血红蛋白在 Q 带处的吸收光谱。 0052 图 2 图 2 是显示根据本发明的实施方案的内窥镜装置的方框图。 0053 图 3 图 3 示出安置在摄像装置中的滤色器的透射光谱。 0054 图 4 图

27、 4 是旋转过滤器的外部示意图。 0055 图 5 图 5 是说明根据本发明的实施方案的图像生成过程的流程图。 0056 图 6 图 6 示出用于确定校正系数 k 的示例性校准曲线。 0057 图7图7示出使用根据本发明的实施方案的内窥镜装置生成的示例性内窥镜图 像。(a) 是常规观测图像， (b) 是氧饱和度分布图像。 0058 符号说明 0059 1 光谱内窥镜装置 0060 100 电子内窥镜 0061 110 插入管 0062 111 插入管尖端部分 0063 121 物镜光学系统 0064 131 导光管 0065 131a 尖端部分 0066 131b 端部部分 0067 132

28、透镜 0068 141 摄像装置 0069 141a 滤色器 0070 142 电缆 0071 200 电子内窥镜的处理器 0072 300 监视器 0073 400 光源单元 0074 410 旋转过滤器 0075 420 过滤器控制单元 0076 430 光源 0077 440 准直透镜 0078 450 聚光透镜 0079 500 图像处理器单元 说 明 书 CN 105324064 A 8 5/14 页 9 0080 510 A/D 转换电路 0081 520 暂存器 0082 530 控制器 0083 540 视频存储器 0084 550 信号处理电路。 具体实施方式 0085 下文

29、将参考所附附图来描述根据本发明的实施方案。 0086 下文描述的根据本发明的实施方案的内窥镜装置是这样的装置 ： 基于使用不同波 长的光得到的多个图像， 定量分析目标的生物信息 ( 例如， 氧饱和度 )， 并且将分析结果显 示为图像。在下述氧饱和度的定量分析中， 使用以下特性 ： 血液光谱特性 ( 即， 血红蛋白光 谱特性 ) 根据氧饱和度而持续改变。 0087 ( 计算血红蛋白和氧饱和度的光谱特性的原理 ) 0088 在说明根据本发明的实施方案的内窥镜装置的详细配置前， 将会描述实施方案中 使用的计算血红蛋白和氧饱和度的光谱特性的原理。 0089 图 1 示出在 550nm 附近的波长下的血

30、红蛋白的吸收光谱。血红蛋白具有强吸收带 ( 这是由于卟啉 )， 称为在 550nm 附近的波长下的 Q 带。血红蛋白吸收光谱根据氧饱和度 ( 氧合血红蛋白与总体血红蛋白的比率 ) 而改变。图 1 中的实线所示的波形是在氧饱和度 为 100时的血红蛋白吸收光谱 ( 即， 氧合血红蛋白 HbO 的吸收光谱 )， 并且长虚线所示的 波形是在氧饱和度为 0时的血红蛋白吸收光谱 ( 即， 脱氧血红蛋白 Hb 的吸收光谱 )。短 虚线显示的波形是氧饱和度在 0到 100之间 (10、 20、 3090 ) 的血红蛋白 ( 氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的混合物 ) 吸收光谱。 0090 如图 1 所示， 在

31、Q 带处， 氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白显示出彼此不同的峰值波 长。具体来说， 氧合血红蛋白在 542nm 附近的波长下具有吸收峰值 P1， 并且在 576nm 附近 的波长下具有吸收峰值 P3。另一方面， 脱氧血红蛋白在 556nm 附近的波长下具有吸收峰值 P2。由于图 1 示出了两个组分的吸收光谱， 其中， 每个组分 ( 氧合血红蛋白和脱氧血红蛋 白 ) 的浓度总和是恒定的， 出现了等吸光点 E1、 E2、 E3 和 E4， 吸收率在这些等吸光点处恒定 而与每个组分的浓度 ( 即氧饱和度 ) 无关。在以下描述中， 等吸光点 E1 与 E2 之间的波长 范围称为波长范围 R1， 等吸光点 E

32、2 与 E3 之间的波长范围称为波长范围 R2， 等吸光点 E3 与 E4 之间的波长范围称为波长范围 R3。另外， 等吸光点 E1 与 E4 之间的波长范围称为波长范 围 R0( 即， 波长范围 R1、 R2 和 R3 的结合 )。 0091 如图 1 所示， 相邻等吸光点之间， 血红蛋白的吸收率随氧饱和度而单调递增或递 减。另外， 相邻等吸光点之间， 血红蛋白的吸收率随氧饱和度近似线性改变。 0092 具体来说， 波长范围 R1 和 R3 下的血红蛋白的吸收率 AR1和 A R3随着氧合血红蛋白 浓度 ( 氧饱和度 ) 而线性增加， 在波长范围 R2 下的血红蛋白的吸收率 AR2随着脱氧血

33、红蛋 白浓度 (1-“氧饱和度” ) 而线性增加。因此， 由以下表达式 10 限定的指数 X 随着氧合血红 蛋白浓度 ( 氧饱和度 ) 而线性增加。 0093 ( 表达式 10) 0094 X (AR1+AR3)-AR2 说 明 书 CN 105324064 A 9 6/14 页 10 0095 因此， 通过以实验的方式获取氧饱和度与指数 X 之间的定量关系， 就可根据指数 X 计算出氧饱和度。 0096 ( 内窥镜装置的配置 ) 0097 图 2 是示出根据本发明的实施方案的内窥镜装置 1 的方框图。本实施方案的内窥 镜装置 1 包括电子内窥镜 100、 处理器 200、 以及监视器 300

34、。电子内窥镜 100 和监视器 300 可拆卸地连接至处理器 200 上。另外， 处理器 200 中包括有光源单元 400 和图像处理器单 元 500。 0098 电子内窥镜 100 具有将插入到体腔中的插入管 110。电子内窥镜 100 设置有导光 管 131， 导光管 131 在电子内窥镜 100 的整个长度上延伸。导光管 131 的一个端部部分 ( 尖 端部分131a)被布置成靠近插入管110的尖端部分(插入管尖端部分111)， 并且导光管131 的另一端部部分 ( 近端部分 131b) 连接至处理器 200。处理器 200 中包括光源单元 400， 光 源单元 400 包括光源灯 43

35、0， 例如， 产生大量白光 WL 的氙灯。光源单元 400 所产生的照射光 IL 入射在导光管 131 的端部部分 131b 上。入射在导光管 131 的近端部分 131b 上的光通过 导光管 131 而被引导至尖端部分 131a， 并从尖端部分 131a 射出。在电子内窥镜 100 的插 入管尖端部分 111 处， 配光透镜 132 被布置成面对导光管 131 的尖端部分 131a。从导光管 131 的尖端部分 131a 发射出的照射光 IL 穿过配光透镜 132， 并且照射靠近插入管尖端部分 111 处的生物组织 T。 0099 物镜光学系统 121 和摄像装置 141 设置在插入管尖端部

36、分 111。由生物组织 T 的 表面反射或散射的光 ( 返回光 ) 的一部分入射在物镜光学系统 121 上并且聚集， 并且在摄 像装置141的光接收表面上形成图像。 本实施方案的摄像装置141是彩色图像拍摄CCD(电 荷耦合装置 ) 图像传感器， 其包括位于其光接收表面上的滤色器 141a， 但是也可使用其他 类型摄像装置， 诸如 CMOS( 互补金属氧化物半导体 ) 图像传感器。滤色器 141a 是所谓的集 成过滤器， 其中布置有透射红光的 R 过滤器、 透射绿光的 G 过滤器、 以及透射蓝光的 B 过滤 器， 滤色器 141a 直接形成在摄像装置 141 的每个光接收元件上。R 过滤器、

37、G 过滤器、 以及 B 过滤器的每一个具有图3所示光谱特性。 即， 本实施方案的R过滤器是透射具有长于570nm 附近的波长的光的过滤器， G 过滤器是透射具有在 470nm 至 620nm 附近之间的波长的光的 过滤器， 并且 B 过滤器是透射具有短于 530nm 附近的波长的光的过滤器。 0100 摄像装置 141 控制成与信号处理电路 550( 稍后将对其进行描述 ) 同步驱动， 并且 周期性地 ( 例如， 1/30 秒间隔 ) 输出对应于形成在光接收表面上的图像的成像信号。从摄 像装置 141 输出的成像信号经由电缆 142 发送至处理器 200 的图像处理器单元 500。 0101

38、图像处理器单元 500 包括 A/D 转换电路 510、 暂存器 520、 控制器 530、 视频存储器 540、 以及信号处理电路550。 A/D转换电路510执行对从电子内窥镜100的摄像装置141经 由电缆 142 传输的图像信号的 A/D 转换， 以便输出数字图像数据。从 A/D 转换电路 510 输 出的数字图像数据被传输至并存储于暂存器 520。数字图像数据 ( 成像信号 ) 包括由设置 有 R 过滤器的光接收元件成像的 R 数字图像数据 (R 成像信号 )、 由设置有 G 过滤器的光接 收元件获取的 G 数字图像数据 (G 成像信号 )、 以及由设置有 B 过滤器的光接收元件获取

39、的 B 数字图像数据 (B 成像信号 )。 0102 控制器 530 处理暂存器 520 中存储的一段或多段图像数据， 以生成一段显示图像 数据， 并且将显示图像数据传输至视频存储器540。 例如， 控制器530生成显示图像数据(例 说 明 书 CN 105324064 A 10 7/14 页 11 如， 从一段数字图像数据生成的显示图像数据、 其中排布有多段图像数据的显示图像数据、 或标识出健康区域和病变区域显示图像数据 ) 或者示意图 ( 该示意图基于多段数字图像 数据而通过针对每个像素 (x,y) 生成生物组织 T 的反射光谱来显示对应于特定像素 (x,y) 的生物组织 T 的反射光谱

40、)， 并将其存储在视频存储器 540 中。信号处理电路 550 基于视 频存储器 540 中存储的显示图像数据生成具有预定格式 ( 例如， 符合 NTSC 或 DVI 标准的格 式 ) 的视频信号， 并且输出视频信号。从信号处理电路 550 输出的视频信号被输入至监视 器 300。因此， 电子内窥镜 100 拍摄到的内窥镜图像等显示在监视器 300 上。 0103 如上所述， 处理器 200 既起用于处理从电子内窥镜 100 的摄像装置 141 输出的图 像信号的视频处理器功能， 又起用于将照射光 IL 供应至电子内窥镜 100 的导光管 131 以照 射作为对象的生物组织 T 的光源装置功能

41、。 0104 除了上述光源 430 之外， 光源单元 400 包括准直透镜 440、 旋转过滤器 410、 过滤器 控制单元 420、 以及聚光透镜 450。从光源 430 发射的白光 WL 通过准直透镜 440 转换成准 直射束、 透射穿过旋转过滤器 410， 并且随后通过聚光透镜 450 入射在导光管 131 的端部部 分 131b 上。 0105 旋转过滤器 410 是包括多个滤光器的圆板型光学单元， 并且配置成使其透射波长 范围根据其旋转角度改变。旋转过滤器 410 的旋转角度由连接至控制器 530 的过滤器控制 单元 420 控制。通过凭借过滤器控制单元 420 控制旋转过滤器 41

42、0 的旋转角度的控制器 530 可以切换穿过旋转过滤器 410 供应至导光管 131 的照射光的光谱。 0106 图 4 是旋转过滤器 410 的外部示意图 ( 前视图 )。旋转过滤器 410 包括基本圆盘 形的框架 411、 以及四个扇形滤光器 415、 416、 417 和 418。四个扇形窗口 414a、 414b、 414c 和 414d 围绕框架 411 的中心轴线以规则间隔来形成， 并且滤光器 415、 416、 417 和 418 分别 装配到每个窗口 414a、 414b、 414c 和 414d 中。应当注意， 虽然本实施方案的滤光器是多层 电介质膜过滤器， 但是也可使用其他

43、类型的滤光器 ( 例如， 其中多层电介质被用作反射层 的吸收型滤光器或标准过滤器 )。 0107 另外， 轴套孔 412 形成在框架 411 的中心轴线上。过滤器控制单元 420 中包括的 伺服电机(未示出)的输出轴插入且固定至轴套孔412， 并且旋转过滤器410会随伺服电机 的输出轴一起旋转。 0108 图 4 示出白光 WL 入射在滤光器 415 上的状态。然而， 当旋转过滤器 410 在由箭头 指示的方向上旋转时， 入射有白光WL的滤光器依次变为415、 416、 417和418， 因此可以切换 透射穿过旋转过滤器 410 的照射光 IL 的光谱。 0109 滤光器415和416是选择性

44、地透射550nm带的光的光学带通过滤器。 如图1所示， 滤光器 415 配置成在等吸光点 E1 与 E4 之间的波长范围 ( 即， 波长范围 R0) 内以低损失透 射光， 并且隔断在该波长范围外的光。同样， 滤光器 416 配置成在等吸光点 E2 与 E3 之间的 波长范围 ( 即， 波长范围 R2) 内以低损失透射光， 并且隔断在该波长范围外的光。 0110 滤光器 415 和 416 的透射波长范围 ( 图 1) 包括在滤色器 141a 的 G 过滤器的透射 波长范围中 ( 图 3)。因此， 由透射穿过滤光器 415 或 416 的光形成的图像由设置有 G 过滤 器的光接收元件获取， 并获

45、取作为 G 数字图像数据 (G 成像信号 )。 0111 滤光器 417 被设计成选择性地仅透射的 650nm 带 (630nm 至 650nm) 的光 ( 其为生 物组织 T 中的血红蛋白的吸收率低的波长范围 )。滤光器 417 的透射波长范围包括在滤色 说 明 书 CN 105324064 A 11 8/14 页 12 器 141a 的 R 过滤器的透射波长范围中 ( 图 3)。因此， 透射穿过滤光器 417 的光形成的图像 由设置有 R 过滤器的光接收元件获取， 并获取作为 R 数字图像数据 (R 成像数据 )。通过使 用 650nm 带的照射光来获取的图像数据用于标准化过程中， 将在下

46、文对该标准化过程进行 说明。 0112 另外， 滤光器 418 是紫外线截止过滤器， 并且透射穿过滤光器 418 的照射光 IL( 即， 白光 ) 用于获取常规观测图像。应当注意， 旋转过滤器 410 可配置成不含滤光器 418， 使得框架 411 的窗口 414d 空置。 0113 对于窗口 414a， 调光器过滤器 419 设置在滤光器 415 上。调光器过滤器 419 就整 个可见光范围而言不具有波长依赖性， 并因此仅减少照射光 IL 的光量而不改变其光谱。透 射穿过滤光器 415 和调光器过滤器 419 的照射光 IL 的光量通过使用调光器过滤器 419 来 调节为与透射穿过滤光器 4

47、16 的照射光 IL 的光量基本相等的光量。因此， 在使用透射穿过 滤光器 415 的照射光 IL 和使用透射穿过滤光器 416 的照射光 IL 的这两种情况下， 可以利 用相同曝光时间进行适当曝光来获取图像。 0114 在本实施方案中， 具有精细网孔大小的金属网用作调光器过滤器 419。除了该金 属网之外， 也可使用其他类型的调光器过滤器 ( 例如半镜面镜型 )。另外， 可以调节滤光器 415 和 416 自身的透射率而不使用调光器过滤器。另外， 还可将调光器过滤器设置于窗口 414c 和 414d。另外， 可以改变窗口 414a、 414b、 414c 和 414d 的中心角度 ( 即，

48、孔隙区域 ) 以调节透射光量。另外， 可以针对每个滤光器改变曝光时间而不使用调光器过滤器， 。 0115 在框架 411 周边处形成有通孔 413。通孔 413 形成在框架 411 的旋转方向上与窗 口 414a 与 414d 之间的边界位置相同的位置处。围绕框架 411 来布置用于检测通孔 413 的 光电遮断器 422， 使得光电遮断器 422 环绕框架 411 周边的一部分。光电遮断器 422 被连接 至过滤器控制器单元 420。 0116 本实施方案的内窥镜装置1具有四种操作模式 ： 常规观测模式、 光谱分析(氧饱和 度分布图像显示 ) 模式、 基线测量模式、 以及校准模式。常规观测模

49、式是使用透射穿过滤光 器 418 的白光来获取彩色图像的操作模式。光谱分析模式是这样的模式 ： 基于使用透射穿 过滤光器415、 416和417的照射光来获取的数字图像数据进行光谱分析并显示生物组织中 的生物分子的分布图像 ( 例如， 氧饱和度分布图像 )。基线测量模式是这样的模式 ： 在执行 实际内窥镜观测前 ( 或后 ) 使用穿过滤光器 415、 416 和 417 的照射光来将色彩基准板 ( 诸 如无色扩散板， 例如， 磨砂玻璃 ) 或基准反射板的图像获取为对象， 以获取将用于标准化过 程 ( 稍后将描述 ) 的数据。校准模式是这样的过程 ： 针对已知特性 ( 诸如氧饱和度 ) 的样 本进行光谱分析并调