CN102727221A

CN102727221A - 血液信息测量方法和设备

Info

Publication number: CN102727221A
Application number: CN2012100933508A
Authority: CN
Inventors: 山口博司; 斋藤孝明
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2011-04-01
Filing date: 2012-03-31
Publication date: 2012-10-17
Anticipated expiration: 2032-03-31
Also published as: EP2505140B1; EP2505140A1; US9014772B2; US20120253157A1; CN102727221B; JP5351924B2; JP2012213550A; ES2642770T3

Abstract

在特殊模式中，选择在400至500nm的蓝色波长带中的具有多种类型的窄带光的表层波长组。多种类型的窄带光被相继施加到体内部分。CCD在窄带光下捕获体内部分的图像。血液信息计算部基于图像信号计算血管中的血红蛋白的氧饱和度水平。比较部将计算的氧饱和度水平与预定的阈值进行比较。当氧饱和度水平低于阈值时，低氧区域检测信号被输出到波长组切换部。波长组切换部从表层波长组切换到中层波长组并且切换到深层波长组，这样中层深度和深层深度的氧饱和度水平得到测量。

Description

血液信息测量方法和设备

技术领域

本发明涉及用于从血管的图像信号测量血液信息的血液信息测量方法和设备。

背景技术

内窥镜被广泛地用于观察位于人体内的病变。内窥镜设置有将被引入到人体内的插入部，以及用于操纵插入部的操作部。插入部在其远端具有照明窗和成像窗。在用通过照明窗的光照明同时，通过成像窗使体内部分成像，并且将获得的内窥镜图像显示在监视器上。

作为内窥镜的光源，白色光源如疝气灯或金属卤化物灯是常规可用的。另外，目前引入注目的有这样的方法，其中窄的波长带的光(窄带光)被用作照明光以促进发现病变(参见对应于日本专利号3583731的美国专利申请公开号2008/0281154)。

同样，研究了用于测量流经血管的血液的信息的方法，所述信息例如血红蛋白的氧饱和度水平、血流等(参见未经审查的日本专利公开号06-315477)。在此方法中，从在窄带光下捕获的内窥镜图像中抽取血管，并且从图像信号中获得血液信息。此方法使用300至400nm，400nm附近、400至500nm、500至600nm、450至850nm等的各个波长带的照明光。以测量血红蛋白的氧饱和度水平的情况为例，根据待检查的体内部分，最佳波长带选自五个波长带。在此被选择的波长带中，两个波长用作一个波长组，所述波长组包括吸光度随血红蛋白的氧饱和度水平变化很大的测量波长，以及吸光度几乎不随血红蛋白的氧饱和度水平变化的参比波长。将具有不同波长的两种类型的光相继施加到体内部分。然后，使用在参比波长的光下获得的图像信号校正在测量波长的光下获得的图像信号，从而计算经过血管的血液的氧饱和度水平。

顺便提及，光穿透到人组织中的深度取决于光的波长带。利用此性质，可以检查病变如癌症的深度。更具体地，在波长组中的切换使得测量流经从黏膜表面到黏膜下层的不同的黏膜层中的血管的血液的氧饱和度水平成为可能。这允许检查癌症的深度或扩散。

未经审查的日本专利公开号06-315477没有具体地公开波长组的切换时间。如果手动进行切换，需要复杂的操作。此外，因为手动切换倾向于消耗长的时间，所以被观察的部分会发生移动。另一方面，在自动切换的情况中，甚至在不需要切换的正常部分的观察期间也进行切换。由此，氧饱和度水平被无效地计算。

发明内容

本发明的目的是提供血液信息测量方法和设备，所述血液信息测量方法和设备可以容易并且适当地在波长组中进行切换。

根据本发明的血液信息测量设备包括照明部、成像部、波长可调元件、血液信息计算部、比较部、波长组切换部和监视器。照明部将照明光施加到具有血管的体内部分。成像部对来自被所述照明光照射的所述体内部分的反射光进行光电变换并且输出图像信号。波长可调元件根据多个波长组中的一个波长组使将被施加到体内部分的照明光或将入射到成像部的反射光的波长带变窄。血液信息计算部基于图像信号计算流经血管的血液的血液信息。比较部将计算的血液信息与阈值进行比较。波长组切换部根据比较部的比较结果控制波长可调元件从而在波长组中进行切换。每个波长组包括穿透到体内部分中的相似深度的多种类型的窄带光。监视器显示用各个波长组测量到的血液信息。

血液信息优选地是基于吸光度计算的血红蛋白的氧饱和度水平。

波长组优选地包括至少一种类型的具有这样波长的窄带光，在所述波长处在氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白之间存在吸收系数的差异；并且包括至少一种类型的具有这样波长的窄带光，在所述波长处在氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白之间不存在吸收系数的差异。

波长组切换部优选地选择多个波长组中的一个波长组作为用于检测异常区域的异常检测波长组。当以异常检测波长组测量到的氧饱和度水平低于阈值时，比较部优选地输出异常区域检测信号。波长组切换部优选地响应于异常区域检测信号而从异常检测波长组切换到其他波长组中的一个波长组，从而测量在不同深度流经血管的血液的氧饱和度水平。

波长组切换部可以在波长组中相继切换从而以每个波长组测量氧饱和度水平，并且之后再次选择异常检测波长组。

多个波长组中的一个波长组可以是在400至500nm的蓝色波长带中的具有多种类型的窄带光的表层波长组。该表层波长组可以用作异常检测波长组。

血液信息测量设备还可以包括用于在身体内检测体内部分的位置的位置检测部。可以根据此位置从多个波长组中选择异常检测波长组。位置检测部可以通过对体内部分的图像施加图像识别处理来检测体内部分的位置。

多个波长组还可以包括在500至600nm的绿色波长带中的具有多种类型的窄带光的中层波长组。当位置检测部检测到体内部分位于食道或大肠中时，可以选择表层波长组作为异常检测波长组。当位置检测部检测到体内部分位于胃部时，可以选择中层波长组作为异常检测波长组。

照明部可以发射在宽波长带中的白光作为照明光。波长可调元件可以被布置在照明部中以使照明光的波长带变窄，或者可以被布置在成像部中以使反射光的波长带变窄。

监视器可以在波长组的基础上将随着在多个波长组中进行切换而获得的氧饱和度水平的计算结果以平铺的方式同时显示或分别显示在不同屏幕上。

波长组还可以包括在600至1000nm的红色波长带中的具有多种类型的窄带光的深层波长组。

血液信息测量设备还可以包括用于在正常模式和特殊模式之间进行切换的模式开关。在正常模式中，可以将在宽波长带中的白光施加到体内部分，并且可以从在白光下获得的图像信号产生图像并将该图像显示在监视器上。在特殊模式中，可以计算氧饱和度水平，并且可以将计算结果显示在监视器上。

根据本发明的血液信息测量方法包括以下步骤：将照明光施加到体内部分；对来自用照明光照射的体内部分的反射光进行光电变换，并且输出图像信号；根据多个波长组中的一个波长组使将被施加到体内部分的照明光或反射光的波长带变窄；基于图像信号计算流经血管的血液的血液信息；将计算的血液信息与阈值进行比较；并且根据比较结果在多个波长组中进行切换。各个波长组包括穿透到体内部分中的相似深度的多种类型的窄带光。

根据本发明，可以根据测量到的血液信息容易并且适当地在多个波长组中切换。因此，能够容易地测量关于组织深度方向的血液信息。

附图说明

为了更完整地了解本发明以及本发明的优势，现在结合附图对下面的描述进行参照，其中：

图1是血液信息测量设备的外视图；

图2是血液信息测量设备的框图；

图3是Bayer排列的滤色片的示意性视图；

图4是显示CCD的R、G和B像素中的每种像素的灵敏度谱的图；

图5是图像处理器的框图；

图6是显示氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的吸收谱的图；

图7是显示参比数据的实例的图；

图8是显示处理器装置的CPU的结构的框图；

图9是波长组表的实例；

图10是显示各个波长组的光透入的深度的示意性视图；

图11是在波长组中切换的时间图；

图12A是显示使用各个波长组的光捕获的早期癌症的氧饱和度图像的实例的示意性视图；

图12B是显示使用各个波长组的光捕获的晚期癌症的氧饱和度图像的实例的示意性视图；

图13是在特殊模式下操作过程的流程图；和

图14是根据第二实施方案的图像处理器的框图。

具体实施方式

如在图1中所示，血液信息测量设备2由电子内窥镜10、处理器装置11和光源装置12构成。如众所周知的，电子内窥镜10包括待被引入到患者体内的柔性插入部13、与插入部13的基端部相连的操作部14、连接到处理器装置11和光源装置12的连接器15，以及用于操作部14和连接器15之间的连接的通用缆线16。需注意，除了处理器装置11的图像处理器和CPU具有测量血液信息的额外功能以外，血液信息测量设备2与已知的电子内窥镜设备相同。

操作部14设置有不同的操作构件，包括用于向上和向下以及从一侧到另一侧柔性地弯曲插入部13的远端部分17的弯角钮(angle knob)、用于从空气/水供应喷嘴喷射空气和水的空气/水供应按钮、用于捕获静止观察图像(内窥镜图像)的释放按钮，等。

操作部14在其前端侧具有医疗器械入口。医疗器械如手术钳或电灼器被插入到医疗器械入口中。医疗器械入口经由设置在插入部13中的通道与设置在远端部分17处的医疗器械出口相连。

处理器装置11以电缆与光源装置12电连接，并且对血液信息测量设备2进行集中控制。处理器装置11通过途经通用塞绳(universal cord)16和插入部13的传输电缆向电子内窥镜10供电，并且控制设置在远端部分17处的CCD 33(见图2)的操作。处理器装置11经由传输电缆接收从CCD 33输出的图像信号，并且将不同处理施加于接收到的图像信号从而产生图像数据。在处理器装置11中产生的图像数据被发送到通过电缆与处理器装置11相连的监视器18，这样观察图像显示在监视器18的屏幕上。

血液信息测量设备2具有在白光的照射下观察体内部分的正常模式，和将窄带光施加到体内部分以计算血液信息的特殊模式。通过操作模式开关19进行模式切换。在由来自处理器装置11的指令接通电源后的即刻，血液信息测量设备2自动进入正常模式。

在图2中，远端部分17具有成像窗30、照明窗31等。用于对身体内部成像的CCD 33通过物镜光学系统32的介质(包括镜片组和棱镜)布置在成像窗30的凹部。从光源装置12发射照明光并且通过途经通用塞绳16和插入部13的光导34引导照明光，并且经由照明透镜35和照明窗31将照明光施加到体内部分。

照明光从体内部分反射，并且经由成像窗30和物镜光学系统32入射到CCD 33上。CCD 33进行对反射光的光电变换，并且输出图像信号。在CCD 33的镜像平面中，形成具有多个色段(color segment)的滤色片，例如，如在图3中所示的Bayer排列的RGB(红、绿和蓝)原色滤光片36。图4显示可归属于原色滤光片36的光谱透射率和像素自身的光谱灵敏度的CCD 33的R、G和B像素中的每种像素的灵敏度谱。R像素在600nm附近具有灵敏度峰。G像素在530nm附近具有灵敏度峰。B像素在460nm附近具有灵敏度峰。R像素具有宽的光谱灵敏度，并且对具有甚至在红外范围内在约1000nm附近的波长的光敏感。

模拟前端处理器(AFE)37包括相关双采样电路(CDS)、自动增益控制器(AGC)和模拟数字转换器(A/D)。CDS将相关双采样电路处理施用于从CCD 33输出的图像信号，从而除去CCD 33中出现的复位噪声和放大噪声。在CDS除去噪声后，AGC以由处理器装置11指定的增益(放大系数)放大图像信号。A/D转换器将由AGC放大的图像信号转换成预定位数的数字信号。经由传输电缆将由A/D数字化的图像信号输入到处理器装置11的图像处理器49。

CCD驱动器38产生CCD 33的驱动脉冲(垂直/水平扫描脉冲、电子快门脉冲、读出脉冲(readout pulse)、复位脉冲等)以及AFE 37的同步脉冲。CCD 33响应于来自CCD驱动器38的驱动脉冲执行图像捕获操作，并且输出图像信号。AFE 37的各个部件基于来自CCD驱动器38的同步脉冲运行。

在电子内窥镜10与处理器装置11连接后，CPU 39响应于来自处理器装置11的CPU 45的操作开始指令驱动CCD驱动器38，并且通过CCD驱动器38调节AFE 37的AGC的增益。

CPU 45对整个处理器装置11进行集中控制。CPU 45经由数据总线、地址总线和控制线(都未显示)与每个部件相连。ROM 46存储用于控制处理器装置11的运行的多种程序(OS、应用程序等)和数据(图形数据等)。CPU45从ROM46读取必要的程序和数据，并且将程序加载到作为工作存储器的RAM 47，并且依次运行程序。CPU 45还从处理器装置11的操作面板或经由网络，例如LAN(局域网)获得因检查而不同的信息如包含检查日期、患者姓名和医生姓名的文本数据，并且将所述信息写入RAM 47。

操作单元48是已知的输入设备，其包括设置在处理器装置11的机壳上的操作面板、鼠标和键盘。CPU 45响应于来自操作单元48和来自设置在电子内窥镜10的操作部14上的释放按钮以及模式开关19的操作信号来操纵各个部件。

如之后详细描述的那样，图像处理器49除了对从电子内窥镜10输入的图像信号进行多种图像处理如色彩插值、白平衡调节、γ校正、图像增强、图像降噪和颜色转换以外，还计算血液信息。

显示控制器50通过CPU 45从ROM 46和RAM 47接收图形数据。图形数据包括用于覆盖观察图像的无效像素区从而只暴露有效像素区的显示掩码(display mask)；文本数据如检查日期、患者姓名、医生姓名和目前选择的检查模式名称；图形用户界面(GUI)等。显示控制器50执行多种显示控制处理。更具体地，显示控制器50在来自图像处理器49的图像上叠加显示掩码、文本数据和GUI，并且将叠加处理后的图像绘制在监视器18的屏幕上。

显示控制器50具有用于临时存储来自图像处理器49的图像的帧存储器。显示控制器50从帧存储器读取图像，并且将读取的图像转换为与监视器18的显示格式兼容的视频信号(分量信号、复合信号等)。因此，观察图像显示在监视器18上。

除了上述组件，处理器装置11设置有用于将图像压缩为预定压缩格式(例如，JPEG格式)的压缩电路；用于将压缩的图像写入可移动介质如CF卡、磁光盘(MO)或CD-R的介质界面；用于控制多种类型的数据通过网络如LAN传输的网络界面；等。压缩电路、介质界面和网络界面经由数据总线连接到CPU 45。

光源装置12具有第一光源55和第二光源56。第一和第二光源55和56具有相同的结构，并且具有发射从蓝色延伸到红色(例如，从400nm到1000nm)的宽波长带的白光的疝气灯、卤素灯、白色LED(发光二极管)等。备选地，作为第一和第二光源55和56，可以使用另一种光源，该光源通过将半导体激光(其为蓝色或紫外激发光)与通过激发磷发出的绿色到黄色到红色的荧光混合而发出白光。

第一和第二光源55和56分别由光源驱动57和58驱动。聚光透镜59使从第一光源55发出的光汇聚，并将所述光引导到布置在第一光源55的光出射口侧上的光导34a中。聚光透镜60使从第二光源56发出的光汇聚，并将光引导到布置在第二光源56的光出射口侧上的光导34b中。光导34a和34b经由耦合器61与单个光导34相连。可变孔径光阑62被布置在聚光透镜59和光导34a之间用于调节将要入射到光导34a的光入口的光量，而可变孔径光阑63被布置在聚光透镜60和光导34b之间用于调节将要入射到光导34b的光入口的光量。可以给两个光源55和56中的每一个设置一个光导而不提供耦合器61，从而将光分开地传输到照明窗31。

波长可调元件64被布置在第二光源56和聚光透镜60之间。波长可调元件64由元件驱动器65驱动从而改变将经由其传输的光的波长带。作为波长可调元件64，标准具是可用的，其中对激励器(アクチユエ一タを)例如压电元件的操作改变由高反射滤光片制成的两块板材之间的表面距离，从而控制将被传输的光的波长带。在另一个情况中，液晶可调滤光器是可用的，其中双折射滤光片和向列相液晶单元(nematic liquid crystal cell)被夹在偏振滤光片之间，并且改变对液晶单元的外加电压而控制将被传输的光的波长带。在此外的另一个情况下，其中组合有多个干涉滤光器(带通滤光器)的旋转式滤光器可以用作波长可调元件64。

光源装置12的CPU 66与处理器装置11的CPU 45通信。CPU 66对来自各个光源55、56的激光进行点亮和关闭控制，并且通过各个可变孔径光阑62、63通过光源驱动器57和58进行光量控制。同样，CPU 66通过元件驱动器65控制对波长可调元件64的操作。

当选择正常模式时，CPU 45通过CPU 66控制对光源驱动器57的操作从而仅点亮第一光源55。因此，只有白光被施加到体内部分。当选择特殊模式时，第二光源56被点亮，同时第一光源55被关闭。因此，只有经由波长可调元件64滤光的窄带光被施加到体内部分。

如在图5中所示，图像处理器49具有血管区确定部71、血液信息计算部(氧饱和度水平计算部)70以及血液信息图像生成部(氧饱和度图像生成部)73。血管区确定部71分析从AFE37输入的图像，并且例如通过参考血管区和其他区域之间的亮度值差异在图像中确定(抽取)血管区域。血液信息计算部70从经确定的血管区的图像信号计算血液信息。血液信息包括血红蛋白的氧饱和度水平、血流、血管深度等。在此实施方案中，测量的是血红蛋白的氧饱和度水平。

如在图6中所示，血红蛋白的吸收系数μa随照明光的波长而变。吸收系数μa表示由血红蛋白吸收的光的大小(吸光度)，并且是表达式I₀exp(-μa×x)的系数，该表达式表示施加到血红蛋白的光的衰减。需注意，I₀指照明光的强度，而x(cm)指血管距体内部分的表面的深度。

不结合氧的脱氧血红蛋白Hb的吸收光谱与结合氧的氧合血红蛋白HbO的吸收光谱不同。除了在脱氧血红蛋白Hb和氧合血红蛋白HbO具有相同吸收系数μa的等吸光点(Hb和HbO的吸收光谱的交点)以外，脱氧血红蛋白Hb和氧合血红蛋白HbO具有不同的吸收系数μa。

吸收系数μa的不同导致反射光强度的变化，即使将具有相同强度和相同波长的光施加到同一血管。如果施加具有相同强度和不同波长的光，则变化的是反射光的强度，因为吸收系数μa取决于波长。因此，对在用不同波长带的多种类型的窄带光的照射下捕获的多个图像的分析使得获得血管中氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白之间的比率(即，氧饱和度水平的信息)成为可能。

血液信息计算部70具有帧存储器(未显示)，所述帧存储器临时存储在不同波长带的多种类型窄带光下捕获的多个图像。血液信息计算部70从帧存储器读取每个图像，并且通过多种算法运算使用在每个图像中由血管区确定部71确定的血管区的图像信号，例如从帧之间相同色素的图像信号(像素值)的比率或差值，来计算图像参数例如吸光度。作为实例，当第一至第三窄带光被相继施加到体内部分，并且从在第一至第三窄带光下捕获的第一至第三帧(G1至G3)计算出氧饱和度水平时，血液信息计算部70将G1/G3和G2/G3作为图像参数进行计算。

如在图7中所示，参比数据72包括表示在波长组的基础上图像参数和氧饱和度水平之间关系的函数或数据表。图像参数和氧饱和度水平之间关系预先通过实验等获得。血液信息计算部70通过将经计算的图像参数代入函数或在数据表上查找来从参比数据72获得对应于图像参数的氧饱和度水平。然后，氧饱和度水平的计算结果被输出到血液信息图像生成部73和CPU 45。

基于用人工色彩显示血液信息计算部70的计算结果的色图，血液信息图像生成部73产生其中反映计算结果的氧饱和度图像。氧饱和度图像具有血液信息计算部70从参比数据72计算的氧饱和度水平值的文本数据。根据色图，例如，青色被分配给具有相对低的氧饱和度水平的低氧区域。品红(magenta)被分配给具有中等氧饱和度水平的中等区域，而黄色被分配给具有相对高的氧饱和度水平的高氧区域。

如在图8中所示，运行存储在ROM 46中的程序使得CPU 45起比较部80和波长组切换部81的作用。比较部80将来自血液信息计算部70的氧饱和度水平的计算结果与预先存储在ROM 46上的阈值TH进行比较。阈值TH被设定为典型癌组织所指示的值，并且其由以往积累的检查数据确定。当氧饱和度水平的计算结果为阈值TH以上时，比较部80判断为无癌组织存在，并且不进行追加检查(测量)。另一方面，当氧饱和度水平的计算结果低于阈值TH时，比较部80判断为存在癌组织。在此情况中，比较部80向波长组切换部81输出低氧区域检测信号(其表明癌组织的存在)，并且继续对癌组织的附加检查。

波长组切换部81从存储在ROM 46上的图9的波长组表82中选择多个波长组中的一个波长组，所述多个波长组中的每一个波长组都包括用于计算氧饱和度水平的多种类型窄带光。在波长组表82中，预先存储适于计算位于表层、中层和深层中的每一层处的血管的氧饱和度水平的波长组。每个波长组包括足以穿透到目标深度的多种类型窄带光。此外，多种类型窄带光中的至少一种具有选自这样波长的波长带：在所述波长处氧合血红蛋白的吸收系数μa与脱氧血红蛋白的吸收系数μa差异很大。多种类型的窄带光中的至少另一种具有选自等吸光点的波长的波长带，在等吸光点处吸收系数μa没有差异。作为实例，表层波长组包括选自400至500nm的相对短的波长带的405nm(等吸光点)、445nm和473nm的窄带光。深层波长组包括选自600至1000nm的波长带的680nm、805nm(等吸光点)和接近红外光的950nm的窄带光。中层波长组包括选自500至600nm的波长带的540nm、550nm和580nm的窄带光。如在图10中所示，表层波长组的窄带光到达距粘膜表面数十微米数量级的深度。中层波长组的窄带光到达数十到数百微米的深度，该深度比表层波长组到达的深度深。深层波长组的窄带光到达粘膜肌层到粘膜下层的深度。需注意，在此实施方案中各个波长组包括三种类型窄带光，但是代替地可以包括两种或四种以上类型的窄带光。

如在图11中所示，当通过操作模式开关19使血液信息测量设备2进入特殊模式时，波长组切换部81选择表层波长组作为用于检测低氧区域(异常区域)的异常检测波长组。光源装置12的CPU 66控制对波长可调元件64的操作以使表层波长组的三种类型窄带光在CCD 33的单位电荷积聚期中相继发射。一旦输入来自比较部80的低氧区域检测信号，波长组切换部81向CPU 66输出信号，该信号指示从表层波长组到中层波长组的切换和从中层波长组到深层波长组的切换。因此，CPU 66控制对波长可调元件64的操作以使中层波长组的窄带光以及其后的深层波长组的窄带光在CCD 33的单位电荷积聚期中相继发射。在发射深层波长组的窄带光后，作为异常检测波长组的表层波长组的窄带光被再次施加。中层波长组和深层波长组的切换次序可以是相反的。

氧饱和度图像Gb在表层波长组的窄带光下获得，并且引发低氧区域检测信号的输出。氧饱和度图像Gg在中层波长组的窄带光下获得。氧饱和度图像Gr在深层波长组的窄带光下获得。这些氧饱和度图像Gb、Gg和Gr关于深度方向显示被比较部80判断为低氧区域的体内部分的氧饱和度水平的信息。显示控制器50将氧饱和度图像Gb、Gg和Gr以平铺的方式同时显示在监视器18上或者分开地显示在不同的屏幕上。每隔预定的时间，可以将同时显示和分开显示手动或自动地切换一次。这有助于图像间的比较和流畅的诊断。

CPU 45将处于彼此相关联状态的氧饱和度图像Gb、Gg和Gr写入到ROM 46或可移动介质中。

如已广为人知的，癌组织通过分泌多种生长因子诱导血管生长(血管发生)，所述生长因子如作为血管发生的主要促成因素的血管内皮生长因子(VEGF)。VEGF可以诱导毛细血管生长(新血管形成)并且增加到癌组织的血流，以补偿癌组织的扩散或转移所需的氧和其他必须营养素的缺乏。包括新形成的毛细血管的新血管网络从癌组织向内生长并且与厚血管相连。因此，癌组织自身具有相对低的氧饱和度水平(低氧区域)，而包围癌组织的新形成的毛细血管的区域具有相对高的氧饱和度水平(高氧区域)。

如在图12A中所示，在早期癌症(其组织存在于粘膜表面内而不侵入粘膜肌层)的情况中，在表层和中层中新形成的毛细血管包绕癌组织。癌组织及其周围组织的氧饱和度图像Gb通常显示对应于癌组织的低氧中部区域和对应于新形成的毛细血管的高氧环形区域。在中层波长组的窄带光下的氧饱和度图像Gg不显示对应于癌组织的区域，而只显示对应于新形成的毛细血管的高氧环形区域。在深层波长组的窄带光下的氧饱和度图像Gr不显示氧饱和度水平的变化。

另一方面，如在图12B中所示，在晚期癌症(其组织从粘膜表面扩散到粘膜下层)的情况中，氧饱和度图像Gb几乎被对应于癌组织的的低氧区域占据。与图12A的氧饱和度图像Gb一样，氧饱和度图像Gg显示对应于癌组织的低氧中部区域和对应于新形成的毛细血管的高氧环形区域。氧饱和度图像Gr只显示对应于新形成的毛细血管的高氧环形区域。

如上所述，显示在氧饱和度图像Gb、Gg和Gr中的低氧和高氧区域根据癌症的分期变化。因此，对氧饱和度图像Gb、Gg和Gr的观察以及对低氧和高氧区域图形的分析允许掌握癌症的分期(深度)。

接下来，将参照图13描述对血液信息测量设备2的操作。在用电子内窥镜10观察患者身体内部的过程中，与患者等相关的信息被输入并且从操作单元48发出检查开始的命令。在检查开始后，电子内窥镜10的插入部13被引入到患者的身体中。当用来自光源装置12的照明光照射患者身体的内部时，CCD 33捕获身体内部的观察图像。观察图像显示在监视器18上。

更具体地，在AFE 37的每个组件中对从CCD 33输出的图像信号进行多种处理，并将其输入到图像处理器49中。图像处理器49向输入的图像信号施加多种图像处理，并且产生身体内部的图像。将被图像处理器49处理过的图像输入到显示控制器50。显示控制器50根据图形数据执行多种显示控制处理。由此，观察图像显示在监视器18上。

在对身体内部的观察期间，当需要时，切换观察模式。当电子内窥镜10的插入部13被引入到患者身体内时，选择正常模式从而以宽的视野进行插入操作，换言之，同时观察在白光下捕获的身体内部的图像。当发现了需要详细检查的病变并且获得了病变的氧饱和度水平时，选择特殊模式从而获得用合适波长带的窄带光捕获的氧饱和度图像。当需要时，通过操作被设置在电子内窥镜10上的释放按钮来捕获静止图像。当需要某些治疗时，将必要的医疗器械插入到电子内窥镜10的通道中以进行病变的去除、药物的给药等。

在正常模式中，CPU 45命令CPU 66点亮第一光源55，这样白光就被从照明窗31施加到体内部分。

另一方面，如在图13的S10中所示，当通过操作模式开关19选择特殊模式时，波长组切换部81选择表层波长组作为异常检测波长组。CPU 66关闭第一光源55，并且点亮第二光源56。CPU 66控制对波长可调元件64的操作，以使表层波长组的三种类型窄带光在CCD 33的单位电荷积聚期中相继发射。CCD 33捕获异常检测波长组的窄带光的反射光(S11)。

在图像处理器49中，在血管区确定部71确定血管区后，血液信息计算部70基于参比数据72计算血管中的血红蛋白的氧饱和度水平(S12)。血液信息图像生成部73基于氧饱和度水平的计算结果产生氧饱和度图像。氧饱和度图像显示在监视器18上(S13)。

氧饱和度水平的计算结果被输出到处理器装置11的CPU 45。在CPU45中，比较部80将氧饱和度水平的计算结果与阈值TH进行比较(S14)。

当氧饱和度水平的计算结果等于或大于阈值TH时(S14中的否)，不改变波长组。重复在表层波长组的窄带光下的图像捕获(S11)，对氧饱和度水平的计算(S12)，和产生并显示氧饱和度图像(S13)。另一方面，当氧饱和度水平的计算结果小于阈值TH时(S14中的是)，比较部80向波长组切换部81输出低氧区域检测信号。

响应于来自比较部80的低氧区域检测信号的输入，波长组切换部81向CPU 66输出用于相继切换到中层波长组和深层波长组的信号。因此，CPU 66控制对波长可调元件64的操作，以使中层波长组的三种类型窄带光和深层波长组的三种类型窄带光在CCD 33的单位电荷积聚期中相继发射。CCD 33相继地捕获中层波长组的窄带光的反射光和深层波长组的窄带光的反射光(S15)。

与S12一样，血液信息计算部70基于通过CCD 33对中层波长组和深层波长组的窄带光进行捕获获得的图像数据来计算氧饱和度水平(S16)。血液信息图像生成部73分别用表层波长组、中层波长组和深层波长组的窄带光产生氧饱和度图像Gb、Gg和Gr。氧饱和度图像Gb、Gg和Gr以平铺的方式同时显示在监视器18上或者分开地显示在不同的屏幕上(S17)。氧饱和度图像Gb、Gg和Gr彼此相关联，并且被写入到ROM 46和可移动介质中。在S11中，在发射深层波长组的窄带光后，作为异常检测波长组的表层波长组的窄带光被再次发射。继续以上过程直到通过操作模式开关19选择正常模式来结束特殊模式(S18中的是)。

如上所述，根据本发明，从在用异常检测波长组的窄带光照射下获得的图像数据计算出血管中的血红蛋白的氧饱和度水平，并且通过计算结果和阈值TH之间的比较来检测低氧区域。当检测到低氧区域时，通过在波长组间切换使用各个波长组的窄带光来计算氧饱和度水平。因此，能够获得在从粘膜表面到粘膜下层的深度方向上的氧饱和度水平信息，其有助于容易并且自动地掌握癌症的分期，而不给操作者增加任何负担。

通过追踪单个患者多次检查的氧饱和度图像Gb、Gg和Gr的历史，可以获得癌的生长速度。这在区分转移后快速增生的未分化肿瘤中是有用的。

目前，在用窄带光观察癌组织的领域，使用表层表面中的毛细血管的图像的诊断方法已经得到建立，并且对表层表面中的毛细血管的氧饱和度水平有所关注。为此，在本实施方案中，表层波长组被选作用于检测低氧区域的异常检测波长组。当将要被观察的体内部分位于食道或大肠中时，表层波长组被优选地选作异常检测波长组。

异常检测波长组不限于表层波长组，而可以选择中层波长组代替。表层波长组可以检测存在于粘膜表面的低氧区域(癌组织)，但是不适于发现胃硬癌，在胃硬癌中病变表面有时被正常组织覆盖，或者正常组织有时以散在的方式留在病变中。为发现这种胃硬癌(其低氧区域自身不表现在粘膜表面中)，优选地选择中层波长组作为异常检测波长组，因为中层波长组适于计算在粘膜的中部中相对厚的血管中的血红蛋白的氧饱和度水平。

可以根据将要检查的体内部分的位置选择异常检测波长组，而不是固定在特定的波长组。例如，在电子内窥镜10是食道胃十二指肠镜(esophagogastroduodenoscope)的情况中，当观察食道时表层波长组被选作异常检测波长组，而当观察胃部以发现胃硬癌时中层波长组被选作异常检测波长组。可以通过操作设置在电子内窥镜10的操作部14等上的特定操作部件来手动切换异常检测波长组。在另一种情况中，如在图14中所示，图像处理器49可以包括位置检测部90。位置检测部90通过已知图像识别技术等来辨别将要检查的体内部分是在食道中还是在胃中，并且可以根据辨别结果自动切换异常检测波长组。

图像识别技术包括这样的方法，其中位置检测部90可以识别位于食道和胃之间交界处的具有独特形状的贲门的图形。还有这样的方法，其中可以将暗部的尺寸与阈值进行比较，原因是在从食道到贲门的路线上在图像中所见的暗部的尺寸小，而在胃部中暗部的尺寸大。除图像识别技术以外的另一种方法也可以是有用的。例如，可以通过CT检测电子内窥镜10的远端部分17的位置，或者远端部分17可以设置有pH传感器以利用食道和胃部之间的pH差异。

当中层波长组被选作异常检测波长组时，用于比较部80的阈值TH改变为对中层波长组特异的值。此外，如果氧饱和度水平的计算结果低于比较部80中的阈值TH，则波长组切换部81在波长组中从中层波长组切换为表层波长组然后切换为深层波长组。在用深层波长组计算氧饱和度水平后，再次选择中层波长组。可以进行只到深层波长组的切换，而省略到表层波长组的切换。

图9的波长组表82正好显示了每个波长组的实例。除了在表82中显示的波长组外，可以使用为其他波长组合的另一个波长组，或者可以使用为其他波长组合的另一个波长组代替在表82中显示的波长组。例如，粘膜表面可以再细分为表层、中层和深层，并且可以为被细分的表层、中层和深层准备波长组。

可以使用异常检测波长组检测高氧区域而不是低氧区域，并且可以响应于对高氧区域的检测切换波长组。

特殊模式可以包括以下模式：在用中心波长为450nm、550nm、780nm等的一种类型窄带光的照射下获得表层、中层或深层血管图像(血管路径的可视图像)的模式；通过在向活体组织施用荧光物质后施加激发光来观察从体内部分发出的荧光的模式；观察活体组织的自身荧光的模式；等。

波长可调元件可以被布置在光导34的出口端，而不是在第二光源56和光导34b之间。在另一种情况中，波长可调元件可以不被布置在照明光学系统中而是被布置在用于获取体内部分的图像的物镜光学系统中，例如，在成像窗30后或在CCD 33的镜像平面上。此外，可以提供各自用于发射具有特定波长带的窄带光的多个光源来代替提供波长可调元件。

在以上实施方案中，从吸光度或作为吸光度对数的浓度计算出血红蛋白的氧饱和度水平，而血流可以从吸光度等计算出。可以在微小样点处计算氧饱和度水平，而不是在与如上所述的CCD的成像区对应的区域处计算氧饱和度水平。

在以上实施方案中使用的是电子内窥镜，但是其他类型的内窥镜是可用的，所述其他类型的内窥镜包括带有映像导体的纤维内窥镜，在其远端具有成像装置和超声换能器的超声内窥镜，等。本发明可以适用于通过将窄带光施加到患者身体的表面而不是患者身体的内部来获得氧饱和度水平等的信息的系统。在这种情况中，将被引入到患者身体内部的插入部是不必要的。

尽管已经根据附图通过本发明的优选实施方案对本发明进行了全面的描述，但是对于本领域技术人员多种改变和改型将是显而易见的。因此，除非这些改变和改型背离了本发明的范围，否则它们应当被看作是包括在本发明的范围内。

Claims

1.一种血液信息测量设备，所述设备包括：

照明部，所述照明部将照明光施加到具有血管的体内部分；

成像部，所述成像部对来自被所述照明光照射的所述体内部分的反射光进行光电变换并且输出图像信号；

波长可调元件，所述波长可调元件根据多个波长组中的一个波长组使将被施加到所述体内部分的所述照明光或将入射到所述成像部的所述反射光的波长带变窄；

血液信息计算部，所述血液信息计算部基于所述图像信号计算流经所述血管的血液的血液信息；

比较部，所述比较部将所述计算的血液信息与阈值进行比较；

波长组切换部，所述波长组切换部根据所述比较部的比较结果控制所述波长可调元件从而在所述多个波长组中进行切换，每个所述波长组包括穿透到所述体内部分中的相似深度的多种类型的窄带光；以及

监视器，所述监视器显示用所述波长组中的每个波长组测量到的所述血液信息。

2.根据权利要求1所述的血液信息测量设备，其中所述血液信息是基于吸光度计算的血红蛋白的氧饱和度水平。

3.根据权利要求2所述的血液信息测量设备，其中所述波长组包括至少一种类型的具有这样波长的窄带光：在所述波长处在氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白之间存在吸收系数的差异；并包括至少一种类型的具有这样波长的窄带光：在所述波长处在所述氧合血红蛋白和所述脱氧血红蛋白之间不存在吸收系数的差异。

4.根据权利要求2所述的血液信息测量设备，其中

所述波长组切换部选择所述多个波长组中的一个波长组作为用于检测异常区域的异常检测波长组；

当用所述异常检测波长组测量到的所述氧饱和度水平低于所述阈值时，所述比较部输出异常区域检测信号；并且

响应于所述异常区域检测信号，所述波长组切换部从所述异常检测波长组切换到其他波长组中的一个波长组，从而测量在不同深度流经所述血管的所述血液的所述氧饱和度水平。

5.根据权利要求4所述的血液信息测量设备，其中所述波长组切换部在所述波长组中相继切换以用每个所述波长组测量所述氧饱和度水平，并且之后再次选择所述异常检测波长组。

6.根据权利要求4所述的血液信息测量设备，其中所述多个波长组中的一个波长组是在400至500nm的蓝色波长带中的具有所述多种类型的窄带光的表层波长组，并且所述表层波长组被用作所述异常检测波长组。

7.根据权利要求2所述的血液信息测量设备，所述设备进一步包括位置检测部，所述位置检测部用于检测身体内的所述体内部分的位置，根据所述位置从所述多个波长组中选择异常检测波长组。

8.根据权利要求7所述的血液信息测量设备，其中所述位置检测部通过对所述体内部分的图像施加图像识别处理来检测所述身体内的所述体内部分的所述位置。

9.根据权利要求7所述的血液信息测量设备，其中

所述多个波长组包括在400至500nm的蓝色波长带中的具有所述多种类型的窄带光的表层波长组，以及在500至600nm的绿色波长带中的具有所述多种类型的窄带光的中层波长组；

当所述位置检测部检测到所述体内部分位于食道或大肠中时，所述表层波长组被选作所述异常检测波长组；而

当所述位置检测部检测到所述体内部分位于胃部中时，所述中层波长组被选作所述异常检测波长组。

10.根据权利要求2所述的血液信息测量设备，其中

所述照明部发射在宽波长带中的白光作为所述照明光；并且

所述波长可调元件被布置在所述照明部中以使所述照明光的所述波长带变窄，或者被布置在所述成像部中以使所述反射光的所述波长带变窄。

11.根据权利要求2所述的血液信息测量设备，其中所述监视器在波长组的基础上将随着在所述多个波长组中进行切换而获得的所述氧饱和度水平的计算结果以平铺的方式同时显示或分别显示在不同屏幕上。

12.根据权利要求9所述的血液信息测量设备，其中所述波长组包括在600至1000nm的红色波长带中的具有所述多种类型的窄带光的深层波长组。

13.根据权利要求2所述的血液信息测量设备，所述设备进一步包括用于在正常模式和特殊模式之间进行切换的模式开关，其中

在所述正常模式中，宽波长带中的白光被施加到所述体内部分，并且从在所述白光下获得的所述图像信号产生图像并且将所述图像显示在所述监视器上；而

在所述特殊模式中，计算所述氧饱和度水平，并且计算结果被显示在所述监视器上。

14.一种血液信息测量方法，所述方法包括以下步骤：

将照明光施加到体内部分；

对来自被所述照明光照射的所述体内部分的反射光进行光电变换并且输出图像信号；

根据多个波长组中的一个波长组使将被施加到所述体内部分的所述照明光或所述反射光的波长带变窄；

基于所述图像信号计算流经血管的血液的血液信息；

将所述计算的血液信息与阈值进行比较；以及

根据比较结果在所述多个波长组中进行切换，每个所述波长组包括穿透到所述体内部分中的相似深度的多种类型的窄带光。

15.根据权利要求14所述的血液信息测量方法，其中所述血液信息是基于吸光度计算的血红蛋白的氧饱和度水平。