技术领域
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
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。
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。
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。
现有技术文献
专利文件
(专利文件1)第2012-245223A号日本专利临时公开
发明内容
待解决的问题
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。
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。
解决问题的方法
根据本发明的一个实施方案，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 G2来生成分布图像的步骤。
此外，在上述方法中，基于第一成像数据G1和第二成像数据G2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A1和吸收率A2来生成分布图像的 步骤。
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
(表达式1)
A1＝-logG1
(表达式2)
A1＝-G1
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A2的步骤。
(表达式3)
A2＝-logG2
(表达式4)
A2＝-G2
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X的步骤；以及
(表达式5)
X＝A1-2kA2
(其中k为常数)
基于指数X来生成分布图像的步骤。
此外，在上述方法中，常数k可以是1。
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或表达式7来计算吸收率A1的步骤；而且
(表达式6)
A1＝-logSR1
(表达式7)
A1＝-SR1
获取吸收率A2的步骤可以包括：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＝-logSR2
(表达式9)
A2＝-SR2
此外，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G2除以第二基线图像数据BL2的步骤。
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过滤器的光接收元件得到的成像数据。
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。
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。
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。
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。
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。
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 二波长范围中的光；切换构件，其配置成在第一滤光器与第二滤光器 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。
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。
发明效果
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
[图1]图1示出血红蛋白在Q带处的吸收光谱。
[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。
[图3]图3示出安置在摄像装置中的滤色器的透射光谱。
[图4]图4是旋转过滤器的外部示意图。
[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。
[图6]图6示出用于确定校正系数k的示例性校准曲线。
[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。
符号说明
1光谱内窥镜装置
100电子内窥镜
110插入管
111插入管尖端部分
121物镜光学系统
131导光管
131a尖端部分
131b端部部分
132透镜
141摄像装置
141a滤色器
142电缆
200电子内窥镜的处理器
300监视器
400光源单元
410旋转过滤器
420过滤器控制单元
430光源
440准直透镜
450聚光透镜
500图像处理器单元
510A/D转换电路
520暂存器
530控制器
540视频存储器
550信号处理电路。
具体实施方式
下文将参考所附附图来描述根据本发明的实施方案。
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。
(计算血红蛋白和氧饱和度的光谱特性的原理)
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。
图1示出在550nm附近的波长下的血红蛋白的吸收光谱。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％、30％……90％)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。
如图1所示，在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E2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)。
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。
具体来说，波长范围R1和R3下的血红蛋白的吸收率AR1和AR3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。
(表达式10)
X＝(AR1+AR3)-AR2
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。
(内窥镜装置的配置)
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。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。
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430，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。
物镜光学系统121和摄像装置141设置在插入管尖端部分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、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。
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。
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的B数字图像数 据(B成像信号)。
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)，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。
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。
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。
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410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。
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)。
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。
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。
滤光器415和416是选择性地透射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。
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，并获取作 为G数字图像数据(G成像信号)。
滤光器417被设计成选择性地仅透射的650nm带(630nm至650 nm)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，将在下文对该标准化过程进行说明。
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。
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416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。
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，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，。
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。
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节参数(稍后将描述 的校正系数k)以使得分析结果与理论值之间没有偏差。
在常规观测模式中，控制器530控制过滤器控制单元420以将旋 转过滤器410稳固于白光WL入射在滤光器418上的位置。随后，在 执行必要图像处理过程后，摄像装置141获取到的数字图像数据被转 换成视频信号，并且显示于监视器300上。
在光谱分析模式中，控制器530控制过滤器控制单元420来驱动 旋转过滤器410以恒定旋转速度旋转，同时使用透射穿过滤光器415、 416、417和418的照射光顺序获取生物组织T的图像。接着，基于使 用滤光器415、416和417中的每个获取到的数字图像数据而生成指示 生物组织中的生物分子的分布的图像。然后，其中布置有通过使用滤 光器418获取的常规观测图像和分布图像的显示图像生成并转换成视 频信号，并且显示在监视器300上。
在光谱分析模式中，过滤器控制单元420基于光电遮断器422检 测通孔413的时间来检测旋转过滤器410的旋转相位，将旋转相位与 控制器530供应的定时信号的相位进行比较，并且调节旋转过滤器410 的旋转相位。来自控制器530的时间信号与用于摄像装置141的驱动 信号同步。因此，旋转过滤器410被驱动成以与摄像装置141的驱动 同步的方式来以基本恒定旋转速度旋转。具体来说，旋转过滤器410 的旋转被控制为使得滤光器415、416、417或418(窗口414a、414b、 414c或414d)(白光WL将入射于其上)在每次摄像装置141获取一 个图像(三个帧：R、G和B)时进行切换。
在基线测量模式中，控制器530控制过滤器控制单元420使旋转 过滤器410旋转，同时使用透射穿过滤光器415、416和417的照射光 IL顺序获取色彩基准板的图像。使用透射穿过滤光器415和416的照 射光IL获取到的每段G数字图像数据分别作为基线图像数据BL415(x, y)和BL416(x,y)存储在控制器530的内部存储器531中。另外，使用透 射穿过滤光器417的照射光IL获取到的R数字图像数据作为基线图像 数据BL417(x,y)存储在控制器530的内部存储器531中。
接着，将会描述在光谱分析模式下通过图像处理器单元500来执 行的图像生成过程。图5是说明图像生成过程的流程图。
当通过用户操作选择光谱分析模式时，如上所述，过滤器控制单 元420驱动旋转过滤器410以恒定旋转速度来旋转。随后，从光源单 元400处，顺序供应透射穿过滤光器415、416、417和418的照射光 IL，并且使用照射光IL的每一个顺序获取图像(S1)。具体来说，使 用透射穿过滤光器415的照射光IL获取到的G数字图像数据G415(x, y)、使用透射穿过滤光器416的照射光IL获取到的G数字图像数据 G416(x,y)、使用透射穿过滤光器417的照射光IL获取到的R数字图像 数据R417(x,y)、以及使用透射穿过滤光器(紫外线截止过滤器)418 的照射光IL获取到的R数字图像数据R418(x,y)、G数字图像数据G418(x,y)和B数字图像数据B418(x,y)存储在控制器530的内部存储器532 中。
随后，图像处理器单元500执行像素选择过程S2，像素选择过程 S2通过使用过程S1中获取的R数字图像数据R418(x,y)、G数字图像 数据G418(x,y)和B数字图像数据B418(x,y)来选择作为以下分析过程 (过程S3至S7)的目标的像素。根据对应于不包含血液的部分或组织 颜色主要受到除血红蛋白外的物质影响的部分的像素的色彩信息来计 算氧饱和度或血液流速无法获得有意义的值，并且因此值仅变为噪声。 这种噪声的计算和提供不仅干扰医生诊断，而且还通过向图像处理器 单元500施加无用负载来降低处理速度而造成不利影响。因此，本实 施方案的图像生成过程被配置成选择适合于分析过程的像素(即，记 录有血红蛋白光谱特性的像素)并对所选像素执行分析过程。
在像素选择过程S2中，仅将满足表达式11、表达式12和表达式 13中表达的所有条件的像素选择为该分析过程的目标。
(表达式11)
B418(x,y)/G418(x,y)>a1
(表达式12)
R418(x,y)/G418(x,y)>a2
(表达式13)
R418(x,y)/B418(x,y)>a3
其中a1、a2和a3是正的常数。
以上三个表达式是基于血液透射光谱中的这样的值大小关系设 定：G组分<B组分<R组分。应当注意，像素选择过程S2可以使用以 上三个条件表达式中的一个或两个执行(例如，通过针对特定于血液 的红色来使用表达式12和表达式13执行)。
随后，图像处理器单元500执行标准化过程。本实施方案的标准 化过程包括用于校正内窥镜装置1本身的特性的第一标准化过程S3 (例如，滤光器的透射率和摄像装置的光接收敏感性)以及用于校正因 作为对象的生物组织T的表面状态的差异和照射光IL至生物组织T的 入射角度造成的反射率变化的第二标准化过程S4.
在该标准化过程中，图像处理器单元500通过利用使用透射穿过 滤光器415的照射光IL而得到的G数字图像数据G415(x,y)、使用透 射穿过滤光器417的照射光IL而得到的R数字图像数据R417(x,y)、 以及基线图像数据BL415(x,y)和BL417(x,y)来使用以下表达式14计算 标准化反射率SR415(x,y)。应当注意，取决于内窥镜装置1的特性(器 械功能)的组分通过将数字图像数据G415(x,y)和R417(x,y)各自除以相 应基线图像数据BL415(x,y)和BL417来移除(第一标准化过程S3)。另 外，因生物组织T的表面状态的差异和照射光至生物组织T的入射角 度造成的反射率变化通过将G数字图像数据G415(x,y)除以R数字图像 数据R417(x,y)进行校正(第二标准化过程S4)。
(表达式14)
SR 415 ( x , y ) = G 415 ( x , y ) / BL 415 ( x , y ) R 417 ( x , y ) / BL 417 ( x , y ) ]]>
类似地，使用以下表达式15计算标准化反射率SR416(x,y)。
(表达式15)
SR 416 ( x , y ) = G 416 ( x , y ) / BL 416 ( x , y ) R 417 ( x , y ) / BL 417 ( x , y ) ]]>
生物组织T相对于透射穿过滤光器415和416的照射光IL的吸收 率A415(x,y)和A416(x,y)使用以下表达式16和17计算(S5)。
(表达式16)
A415(x,y)＝-log[SR415(x,y)]
(表达式17)
A416(x,y)＝-log[SR416(x,y)]
应当注意，可以使用以下表达式18和(19)近似计算吸收率A415(x,y)和A416(x,y)。
(表达式18)
A415(x,y)＝-SR415(x,y)
(表达式19)
A416(x,y)＝-SR416(x,y)
此外，可以仅通过消除以上所提及的标准化过程(S3、S4)执行 光谱分析。在这种情况下，使用以下表达式20和21计算吸收率A415(x, y)和A416(x,y)。
(表达式20)
A415(x,y)＝-logG415(x,y)
(表达式21)
A416(x,y)＝-logG416(x,y)
另外，在这种情况下，吸收率A415(x,y)和A416(x,y)可以分别使用 以下表达式22和23近似计算。
(表达式22)
A415(x,y)＝-G415(x,y)
(表达式23)
A416(x,y)＝-G416(x,y)
此外，很显然，根据图1示出的血红蛋白的吸收波长范围R1、R2 和R3与滤光器415和416的透射波长范围之间的关系，生物组织T相 对于波长范围R1、R2和R3的吸收率AR1(x,y)、AR2(x,y)和AR3(x,y) 以及生物组织T相对于透射穿过滤光器415和416的照射光IL的吸收 率A415(x,y)和A416(x,y)具有由以下表达式24和25来表达的关系。
(表达式24)
AR1(x,y)+AR3(x,y)＝A415(x,y)-kA416(x,y)
(表达式25)
AR2(x,y)＝kA416(x,y)
因此，指数X(表达式10)由以下表达式26表达。
(表达式26)
X(x,y)＝[AR1(x,y)+AR3(x,y)]-AR2(x,y)
＝[A415(x,y)-kA416(x,y)]-kA416(x,y)
＝A415(x,y)-2kA416(x,y)
在此，k是常数(校正系数)。由于滤光器415和416的透射波长 范围的宽度显著不同，因此透射穿过两个过滤器的光量同样显著不同。 因此，如上所述，调光器过滤器419设置在具有较大透射光量的滤光 器415上方，用以控制光量，使得可以采用相同曝光时间来获得适当 曝光(即使该滤光器发生切换)。因此，在使用滤光器415获取的吸收 率A415(x,y)与使用滤光器416获取的吸收率A416(x,y)之间的定量关系 被打破。另外，在透射波长范围内滤光器415和416的透射率并非 100％，并且滤光器415和416具有在此基础上变化的透射损失。此外， 滤光器415和416的透射波长范围存在误差。因此，即使未使用调光 器过滤器419，吸收率A415(x,y)与吸收率A416(x,y)之间的定量关系也 会包括恒定误差。校正系数k是用于校正吸收率A415(x,y)与吸收率A416(x,y)之间的定量关系的误差的常数。稍后将会描述用于获取校正系数 k的方法。应当注意，如果未执行该校正，那么校正系数k设置为1。
另外，可以通过使用表达式16和17来整理表达式26获得以下表 达式27。
(表达式27)
X = - log [ SR 415 ( x , y ) ] + 2 k log [ SR 416 ( x , y ) ] = - log [ G 415 ( x , y ) / BL 415 ( x , y ) R 417 ( x , y ) / BL 417 ( x , y ) ] + 2 k log [ G 416 ( x , y ) / BL 416 ( x , y ) R 417 ( x , y ) / BL 417 ( x , y ) ] = - { [ logG 415 ( x , y ) - logBL 415 ( x , y ) ] - [ logR 417 ( x , y ) - logBL 417 ( x , y ) ] } + 2 k { [ logG 416 ( x , y ) - logBL 416 ( x , y ) ] - [ logR 417 ( x , y ) - logBL 417 ( x , y ) ] } = - [ logG 415 ( x , y ) - logBL 415 ( x , y ) ] + 2 k [ logG 416 ( x , y ) - logBL 416 ( x , y ) ] + ( 1 - 2 k ) [ logR 417 ( x , y ) - logBL 417 ( x , y ) ] ]]>
因此，根据G数字图像数据G415(x,y)和G416(x,y)、R数字图像 数据R417(x,y)、以及基线图像数据BL415(x,y)、BL416(x,y)和BL417(x, y)，可以通过使用表达式27计算指数X的值(S6)。
另外，还可使用以下表达式28近似计算指数X。
(表达式28)
X = - l o g [ SR 415 ( x , y ) ] + 2 k l o g [ SR 416 ( x , y ) ] ≅ - SR 415 ( x , y ) + 2 kSR 416 ( x , y ) ]]>
预先以实验方式获取的表示氧饱和度与指数X之间的定量关系的 数值列表存储在设置给控制器530的非易失性存储器532中。控制器 530参考该数值列表获取对应于使用表达式27或28计算的指数X的 值的氧饱和度SatO2(x,y)。随后，控制器530生成图像数据(氧饱和 度分布图像数据)，该图像数据的每个像素(x,y)的像素值是通过将所获 取的氧饱和度SatO2(x,y)乘以预定值而获得的值(S7)。
另外，控制器530从使用透射穿过滤光器(紫外线截止过滤器) 418的照射光IL(白光)获取的R数字图像数据R418(x,y)、G数字图 像数据G418(x,y)和B数字图像数据B418(x,y)生成常规观测图像数据。 图7示出了控制器530生成的图像数据的显示示例。图7(a)是常规 观测图像数据的示例性显示图像，图7(b)是氧饱和度分布图像数据 的示例性显示图像。
另外，控制器530生成屏幕图像数据，该屏幕图像数据用于根据 产生的氧饱和度分布图像数据和常规观测图像数据来布置常规观测图 像和氧饱和度分布图像并将常规观测图像和氧饱和度分布图像显示于 单个屏幕上，并且将屏幕数据存储在视频存储器540中。应当注意， 控制器530可以生成各种屏幕图像，诸如仅显示出氧饱和度分布图像 的屏幕图像、仅显示出常规观测图像的屏幕图像、或根据用户操作来 在氧饱和度分布图像和/或常规观测图像上附加相关信息(诸如患者ID 信息或观测条件)的屏幕图像。
接着，将会描述用于在校准模式下确定校准系数k的方法。在本 实施方案中，将理论计算的指数X和测量指数X进行比较，并且确定 校正系数k，使得测量指数X变得最接近于理论地计算的指数X。
图6示出在本发明的实施方案中用于确定校正系数k的示例性的 校准曲线。图6(a)是公共校准曲线的示例，其中水平轴线为理论指 数X，竖直轴线为通过上述分析过程获取的测量指数X。实心圆是测 量值的绘制图，并且折线Ma是以最小平方方法拟合测量值的直线。另 外，实线显示了表示在获得与理论值相等的测量值的情况下的绘制图 的基准线Ref。
通过使用氧饱和度已知的生物组织样本(例如，血液)来进行分 析过程以获取测量指数X。另外，利用实际使用的滤光器415和416 的透射光谱以及血液的反射光谱(或吸收光谱)来计算由表达式26限 定的理论指数X。具体来说，通过使用将滤光器415(滤光器416)的 透射光谱乘以血液的反射光谱并将乘积积分为吸收率A415(吸收率 A416)获得的值来利用表达式26计算理论指数X。
基准线Ref与测量值Ma之间的差异被表达为校准曲线梯度。使用 调光器过滤器419会导致无法获得足够敏感性的现象(即，梯度小 的现象是由于表达式26中的吸收率A415(x,y)与吸收率A416(x,y) 之间的不适当的定量关系)。通过将适当值选择作为校正系数k，可以 校正调光器过滤器419所造成的误差，并因此可实现测量指数X与理 论指数X之间的误差最小化且测量指数X与理论指数X具有最高相关 关系的状态。
图6(b)是校准曲线的变化。在图6(b)所示的校准曲线中，水 平轴线是样本的氧饱和度，竖直轴线是指数X。实心圆是测量值的绘 制图，并且折线Ma是以最小平方方法拟合测量值的直线。另外，实线 Mb显示理论上计算值。应当注意，样本的氧饱和度是从理想光谱获取 的正确测量值。作为通过改变图6(a)所示校准曲线的水平标尺获得 的曲线，这条校准曲线基本上等同于图6(a)的曲线，但是有利的是， 可以容易地读取与氧饱和度的正确关系。
应当注意，虽然上述用于使用校准曲线确定校准系数k的方法是 使用具有不同的氧饱和度的多个样本的分析结果的方法，但是校正系 数k也可以使用来自仅一个样本的分析结果确定。
另外，针对血红蛋白的吸收波长范围R1、R2和R3(即，滤光器 415的透射波长)，吸收率AR1(x,y)、AR2(x,y)和AR3(x,y)根据氧饱和 度变化而改变，但是这些吸收率的总和Y(表达式29所示)是基本恒 定的。此外，由于吸收率的总和Y与生物组织中的血红蛋白总量(氧 合血红蛋白HbO2和脱氧血红蛋白Hb的总和)成比例，因此将总和Y 用作针对血红蛋白总量的指数是合理的。
(表达式29)
Y(x,y)＝AR1(x,y)+AR2(x,y)+AR3(x,y)＝A415
已知的是，在恶性肿瘤组织中，血红蛋白总量大于健康组织中的 血红蛋白总量，这是因为血管再生和氧饱和度因显著的氧代谢而低于 健康组织中的血管再生和氧饱和度。因此，控制器530可以：提取指 数Y(其使用表达式29计算并表示血红蛋白总量)大于预定的基准值 (第一基准值)并且指数X(其使用表达式25计算并表示氧饱和度) 小于预定的基准值(第二基准值)的像素；生成例如病变区域高亮图 像数据，其中高亮过程是针对对应于常规观测图像数据中的提取像素 的像素来执行；以及在监视器300上连同常规观测图像和/或氧饱和度 分布图像一起(或单独地)显示病变区域高亮图像。
示例性的高亮过程包括用于增加对应像素的像素值的过程、用于 改变色彩相位的过程(例如，用于增加R组分以改变微红色彩的过程 或用于将色彩相位旋转预定角度的过程)、以及用于使对应像素闪烁 (或周期性地改变色彩相位)的过程。
另外，例如，控制器530可配置成基于与指数X(x,y)的平均值的 偏差以及与指数Y(x，y)的平均值的偏差计算指示恶性肿瘤的概率的指 数Z(x,y)，并且生成指数Z(x,y)来作为像素值的图像数据(恶性概率 图像数据)来代替病变区域高亮图像数据。
上文是说明本发明的实施方案以及该实施方案的具体示例。然而， 本发明并不限于上述配置，并且可以在本发明的技术理念内具有各种 变型。
在上述实施方案中，从根据指数X的值的数值列表中获取氧饱和 度值并且将氧饱和度乘以预定的常数来计算氧饱和度分布图像的像素 值，但本发明并不限于此配置。由于指数X是随氧饱和度单调递增的 值，因此指数X本身(或乘以预定常数的指数X)可以用作氧饱和度 分布图像的像素值。
此外，将本实施方案的摄像装置141说明为用于获取彩色图像的 摄像装置，所述摄像装置在其前表面上包括原色过滤器R、G和B，但 摄像装置并不限于此配置。例如，可以使用用于获取彩色图像的、包 括互补滤色器Y、Cy、Mg、G的摄像装置。
此外，本实施方案的摄像装置141被说明为包括集成滤色器141a 的、用于获取彩色图像的摄像装置，但摄像装置并不限于此配置。例 如，可以使用用于拍摄黑白图像的摄像装置，以配置为包括所谓的帧 连续型滤色器的摄像装置。此外，滤色器141a并不限于集成配置，而 是可以设置在光源430与摄像装置141之间的光路上。
此外，在上述实施方案中，使用旋转过滤器410；但本发明不限于 此配置。也可以使用可切换透射波长的其他类型的波长可变过滤器。
此外，在上述实施方案中，在配置中旋转过滤器410设置在光源 侧并且将照明光IL过滤，但本发明并不限于此配置。旋转过滤器410 可以设置在摄像装置侧(例如，在物镜光学系统121与摄像装置141 之间)并且配置成过滤来自物体的返回光。
此外，在上述实施方案中，采用旋转过滤器410以恒定旋转速度 旋转同时在光谱分析模式中以预定时间间隔获取图像的配置，但本发 明并不限于此配置。例如，装置可配置成使得旋转过滤器410的旋转 位置以预定时间间隔逐步改变，并且在旋转过滤器的旋转停止时拍摄 图像。
此外，上述实施方案是本发明应用于采用数字摄像机形式的电子 内窥镜装置的示例，但本发明也可以应用于使用其他类型的数字摄像 机(例如，单反数字摄像机或数字视频摄像机)的系统。例如，如果 本发明应用于静态式数字摄像机，那么可以在开颅手术期间执行对体 表组织的观测或对脑组织的观测(例如，快速检测脑血流动)。