CN102871669A - 血液信息测量设备及方法 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了血液信息测量设备及方法。在血液信息测量设备中，依次将浅层波长组、中层波长组和深层波长组的多种类型的光施加至检测到的缺氧区域。CCD在每种波长组的光照下捕获图像，并且从一个波长组到另一个波长组彼此独立地产生氧饱和度图像。波长组确定部分创建每个氧饱和度图像的柱状图。波长组确定部分选择与具有最大方差的柱状图相对应的波长组来作为实际成像波长组。使用该实际成像波长组来执行实际成像操作，并计算每个像素的氧饱和度。在图像中反映氧饱和度，并在监视器上显示图像。

Description

血液信息测量设备及方法
技术领域
本发明涉及用于根据血管的图像信号来测量血液信息的血液信息测量设备和方法。
背景技术
内窥镜广泛用于观察人体内的病变。内窥镜具有介入人体的插入部分以及用于操纵插入部分的操作部分。插入部分在其远端具有发光窗口和成像窗口。在通过发光窗口用光照明的同时，通过成像窗口对体内部位成像。在监视器上显示所得到的内窥镜图像。
通常可以获得诸如氙灯或金属卤化物灯的白光源来作为内窥镜的光源。另外，近来出现了一种引人注目的方法，其中将窄波段的光（窄带光）用作照明光来帮助找出病变（参考对应于日本专利第3583731号的美国专利申请公开第2008/0281154号）。
此外，正在研究对流过血管的血液的信息进行测量的方法，所述信息例如是血红蛋白的氧饱和度、血液流量等（参考日本专利特许公开第06-315477号）。在这种方法中，从窄带光照下捕获的内窥镜图像中提取血管，并根据图像信号获得血液信息。这种方法使用300至400nm、400nm左右、400至500nm、500至600nm、450至850nm等波段的照明光。以测量血红蛋白的氧饱和度的情况为例，根据身体的部位从5个波段中选择最佳的波段。每个波段具有作为波长组的一对波长。该对波长包括吸收度随氧饱和度剧烈变化的测量波长以及吸收度基本不随氧饱和度变化的参考波长。将具有测量波长和参考波长的两种光依次应用于身体部位，以获得在测量光下取得的测量图像信号和在参考光下取得的参考图像信号。测量图像信号基于吸收度的差别而改变，因此利用参考图像信号校正测量图像信号，以获得流过血管的血液的氧饱和度。
另外，光穿透人体组织的深度取决于光的波段。利用这一点，可以检查诸如肿瘤的病变的深度。具体来说，在波长组之间进行切换使得能够测量流过血管的血液的氧饱和度，这些血管具有从粘膜层到粘膜下层的不同深度。这允许对肿瘤的阶段进行检查。
日本专利特许公开第06-315477号并未具体公开波长组的切换时刻。此外，某些类型的肿瘤（如硬癌（硬变性胃炎））不会在粘膜层表层表现出来，而是出现在粘膜层中部（见图15）。因此，适用于诊断的波长组根据要检查的身体部位的不同而不同。如果在全部波长组之间自动进行切换，则不可避免地会使用该诊断不必需的波长组，导致时间和精力的浪费。如果医生手动进行切换，则需要复杂的操作。
发明内容
本发明的目的之一是提供能够自动选择适于诊断的波长组的血液信息测量设备和方法。
为了实现本发明的上述及其它目的，根据本发明的血液信息测量设备包括发光装置、成像装置、波长可调装置、血液信息计算装置、显示装置、波长组切换装置、波长组确定装置和控制装置。发光装置将照明光施加到具有血管的身体部位。成像装置对从受到照明光照射的身体部位反射的光执行光电转换并输出图像信号。波长可调装置缩窄要施加到身体部位的照明光或者要入射到成像装置上的反射光的波段。血液信息计算装置基于图像信号计算血液信息。显示装置显示血液信息。波长组切换装置驱动波长可调装置以在多个波长组之间进行切换。每个波长组包括在身体部位中穿透相近深度的多种类型的光。波长组确定装置基于在初步成像操作中获得的图像信号来选择一个波长组，作为要用在实际成像操作中的实际成像波长组。控制装置执行初步成像操作和实际成像操作。在初步成像操作中，在波长组切换装置切换波长组的同时捕获初步图像。在实际成像操作中，使用实际成像波长组来捕获实际图像。
血液信息优选是血红蛋白的氧饱和度。波长组确定装置优选从一个波长组到另一个波长组彼此独立地创建每个初步图像的氧饱和度的柱状图，并基于这些柱状图确定实际成像波长组。优选在这些波长组中选择与具有最大方差或者最大标准差的柱状图相对应的一个波长组来作为实际成像波长组。
血液信息测量设备还可以包括用于根据图像信号确定血管区域的血管区域确定装置。波长组确定装置从一个波长组到另一个波长组彼此独立地计算血管区域的氧饱和度的均值和另一区域的氧饱和度的均值之差，并选择具有最大差值的一个波长组来作为实际成像波长组。在另一情况下，波长组确定装置从一个波长组到另一个波长组彼此独立地计算血管区域中血管的密度，并选择具有最大密度值的一个波长组来作为实际成像波长组。在另一情况下，波长组确定装置可以从一个波长组到另一个波长组彼此独立地计算氧饱和度的均值，并选择具有最大均值的一个波长组来作为实际成像波长组。
血液信息测量设备还可以包括重新分级（binning）处理装置，用于对在初步成像操作中获得的图像信号进行重新分级处理。
波长组切换装置可以选择一个波长组来作为异常检测波长组。如果利用异常检测波长组获得的氧饱和度的均值小于阈值，则控制装置开始初步成像操作。
波长组之一可以是具有蓝色波段中的多种窄带光的浅层波长组。该浅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位置检测装置，用于检测身体部位在体腔内的位置。异常检测波长组可以根据该位置来选择。位置检测装置可以通过图像识别技术来检测身体部位在体腔内的位置。
所述多个波长组可以包括具有蓝色波段中的多种窄带光的浅层波长组以及具有绿色波段中的多种窄带光的中层波长组。如果位置检测装置检测到身体部位处在食道或大肠内，则选择浅层波长组作为异常检测波长组。如果位置检测装置检测到身体部位处在胃中，则选择中层波长组作为异常检测波长组。
发光装置可以发射具有宽波段的白光作为照明光。波长可调装置可以设置在发光装置中，以缩窄照明光的波段。在另一种情况下，波长可调装置可以设置在成像装置中，以缩窄在照明光的照射下从身体部位反射的光的波段。
所述多个波长组可以包括具有蓝色波段中的多种窄带光的浅层波长组、具有绿色波段中的多种窄带光的中层波长组以及具有红色波段中的多种窄带光的深层波长组。
血液信息测量设备还可以包括模式切换部分，用于在正常模式和特殊模式之间切换。在正常模式中，将具有宽波段的白光施加至身体部位，并将根据在白光下获得的图像信号产生的图像显示在显示装置上。在特殊模式中，执行初步成像操作和实际成像操作。基于在实际成像操作中获得的每个像素的氧饱和度来对身体部位的图像着色，并在显示装置上显示着色图像。
一种血液信息测量方法包括如下步骤：
将照明光施加到具有血管的身体部位；对从受到照明光照射的身体部位反射的光执行光电转换并输出图像信号；根据多个波长组中的一个来缩窄要施加到身体部位的照明光或者要入射到成像装置上的反射光的波段；基于图像信号计算血液信息；通过在多个波长组之间进行切换来执行初步成像操作，每个波长组包括在身体部位中穿透相近深度的多种类型的窄带光；基于在初步成像操作中获得的图像信号来选择一个波长组，作为要用在实际成像操作中的实际成像波长组；使用该实际成像波长组来进行实际成像操作；以及在显示装置上显示在实际成像操作中测量到的血液信息。
根据本发明，通过在多个波长组之间连续切换来进行成像操作，并且基于在初步成像操作中获得的图像信号来确定要在实际成像操作中使用的波长组。因此能够自动选择适于诊断的波长组并有效地测量血液信息。
附图说明
为了透彻地理解本发明及其优点，现结合附图对后续说明书进行参考，附图中：
图1是血液信息测量设备的外部示图；
图2是血液信息测量设备的框图；
图3是Bayer构造的彩色滤光片的示意图；
图4是示出了CCD的R、G、B像素中每一个的敏感光谱的曲线图；
图5是图像处理器的框图；
图6是示出了含氧血红蛋白和脱氧血红蛋白的吸收光谱的曲线图；
图7是示出了参考数据示例的曲线图；
图8是示出了处理器装置的CPU的结构的框图；
图9是波长组列表的示例；
图10是示出了每个波长组的穿透深度的示意图；
图11是在波长组之间切换的时序图；
图12A是示出了在每个波长组的光照下捕获的早期肿瘤的氧饱和度图像示例的示意图；
图12B是示出了在每个波长组的光照下捕获的晚期肿瘤的氧饱和度图像示例的示意图；
图13A至13D是示出了典型氧饱和度图像的柱状图的示意图；
图14是特殊模式下的操作处理的流程图；
图15是示出了在每个波长组的光照下捕获的覆盖着外观正常的粘膜的肿瘤的氧饱和度图像示例的示意图；和
图16是根据第二实施例的图像处理器的框图。
具体实施方式
如图1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。血液信息测量设备2测量作为生物学信息的血液信息。众所周知，电子内窥镜10包括要介入病人体腔的柔性插入部分13、耦接至插入部分13的远端的操纵部分14、连接至处理器装置11和光源装置12的连接器15、以及连接在操纵部分14和连接器15之间的通用线缆16。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附加功能之外，血液信息测量设备2与公知的电子内窥镜设备相同。
操纵部分14具有各种操作部件，包括用于灵活地将插入部分13的远端部分17向上或向下、以及从一端向另一端弯曲的角度旋钮，用于从供气/供水喷嘴喷射空气和水的供气/供水按钮，用于捕获静止观察图像（内窥镜图像）的释放按钮，等等。
操纵部分14在其前端侧具有医疗器械入口。诸如镊子或电烙器的医疗器械可以插入医疗器械入口中。医疗器械入口通过提供在插入部分13中的通道耦接至提供在远端部分17处的医疗器械出口。
处理器装置11通过电缆电连接至光源装置12，并执行血液信息测量设备2的中央控制。处理器装置11通过经过通用线缆16和插入部分13的传输电缆对电子内窥镜10供电，并控制提供在远端部分17处的CCD 33（见图2）的操作。处理器装置11通过传输电缆接收从CCD 33输出的图像信号，并对接收的图像信号施加各种处理以产生图片信号。在处理器装置11中产生的图片信号发送至利用电缆连接至处理器装置11的监视器18，从而在监视器18的屏幕上显示观察图像。
血液信息测量设备2具有用于在白光照明下观察体内部位的正常模式，以及用于将窄带光施加至身体部位以计算血液信息的特殊模式。通过操作模式开关19来执行模式切换。血液信息测量设备2在电源打开后通过来自处理器11的指令立即自动进入正常模式。
在图2中，远端部分17具有成像窗口30、发光窗口31等。用于对体内成像的CCD 33以包含透镜组和棱镜的物镜（objective）光学系统32为媒介设置在成像窗口30的凹部中。照明光从光源装置12发出并通过光导34引导而路由通过通用线缆16和插入部分13，并且通过发光透镜35和发光窗口31施加至身体部位，其中光导34的路径经过通用线缆16和插入部分13。
照明光从身体部位反射并通过成像窗口30和物镜光学系统32入射在CCD 33上。CCD 33执行反射光的光电转换并输出图像信号。在CCD 33的成像平面中，形成具有多个颜色段的彩色滤光片，例如图3所示的Bayer构造的RGB（红、绿、蓝）原色滤光片36。图4示出了由于原色滤光片36的光谱透射而产生的CCD 33的RGB像素中每一个的敏感光谱以及像素自身的光谱敏感度。R像素在600nm附近具有敏感度峰值。G像素在530nm附近具有敏感度峰值。B像素在460nm附近具有敏感度峰值。R像素具有较宽的光谱敏感度，并且对于波长甚至在约1000nm附近的红外范围内的光敏感。
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）和模数转换器（A/D）。CDS对从CCD 33输出的图像信号施加相关双采样处理，以去除CCD 33中出现的复位噪声和放大噪声。AGC以处理器装置11指定的增益（放大系数）来放大经过CDS去除噪声后的图像信号。A/D将通过AGC放大后的图像信号转换成预定位数的数字信号。通过A/D数字化的图像信号经过传输电缆输入至处理器装置11的图像处理器49。
CCD驱动器38生成CCD 33的驱动脉冲（垂直/水平扫描脉冲、电子快门脉冲、读取脉冲、复位脉冲等）和AFE 37的同步脉冲。CCD33响应于来自CCD驱动器38的驱动脉冲执行图像捕获操作，并输出图像信号。AFE 37基于来自CCD驱动器38的同步脉冲操作。
在电子内窥镜10连接至处理器装置11之后，CPU 39响应于来自处理器装置11的CPU 45的操作开始指令起动CCD驱动器38，并通过CCD驱动器38调节AFE 37的AGC的增益。
CPU 45执行整个处理器装置11的中央控制。CPU 45通过数据总线、地址总线和控制线（均未示出）连接至每个部件。ROM 46存储各种程序（操作系统、应用程序等）和数据（图形数据等）以控制处理器装置11的操作。CPU 45从ROM 46读取必需的程序和数据，将程序加载到用作工作存储器的RAM 47，并顺序运行这些程序。CPU45还从处理器装置11的操作单元48或者通过网络（如LAN，局域网）获取在各次检查中改变的信息，如包括检查日期、患者姓名、医生姓名的文本数据，并将这些信息写入RAM 47。
操作单元48是公知的输入装置，包括提供在处理器装置11壳体上的操作面板、鼠标和键盘。响应于来自提供在电子内窥镜10的操纵部分14上的操作单元48、释放按钮和模式开关19的操作信号，CPU 45执行初步成像操作以选择要用于实际成像操作的波长组以及执行血液信息的测量等。
图像处理器49除了对从电子内窥镜10输入的图形信号进行各种图像处理之外还如后文所详述的计算血液信息，所述图像处理例如是颜色插值、白平衡调节、伽马校正、图像增强、图像噪声消除以及颜色转换。
显示控制器50通过CPU 45从ROM 46和RAM 47接收图形数据。该图形数据包括用于覆盖观察图像的无效像素区域以仅暴露有效像素区域的显示遮掩，诸如检查日期、患者姓名、医生姓名的文本数据，当前时刻选择的检查模式名称和图形用户界面（GUI）等。显示控制器50执行各种显示控制处理。具体来说，显示控制器50在来自图像处理器49的图像上覆盖显示遮掩、文本数据和GUI，并在监视器18的屏幕上绘制覆盖处理后的图像。
显示控制器50具有用于暂时存储来自图像处理器49的图像的帧存储器（未示出）。显示控制器50从帧存储器读取图像，并将读取的图像转换成与监视器18的显示格式兼容的视频信号（分量信号、复合信号等）。从而在监视器18上显示观察图像。
除了上述组件，处理器装置11还具有用于以预定压缩格式（如JPEG格式）来压缩图像的压缩电路，用于将压缩图像写入诸如CF卡、磁光盘（MO）或CD-R的可移动介质的介质I/F，用于控制各种类型的数据通过诸如LAN等的网络进行传输的网络I/F。压缩电路、介质I/F和网络I/F通过数据总线连接至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，并具有发射例如从蓝色光到红色光（从400nm到800nm）的宽波段的白光的氙气灯、卤素灯、白光LED（发光二极管）等。可替换地，可以使用其它光源作为第一和第二光源55和56，这些光源通过将从半导体激光器发射的蓝色或紫外激发光与通过激励从荧光体发射的绿色至黄色至红色荧光混合来发射白光。
第一和第二光源55和56分别由光源驱动器57和58驱动。聚光透镜59会聚从第一光源55发射的光，并将光引导至设置在第一光源55的光出射侧的光导34a中。聚光透镜60会聚从第二光源56发射的光，并将光引导至设置在第二光源56的光出射侧的光导34b中。光导34a和34b通过耦接器61耦接至单个光导34。可变孔径光阑62设置在聚光透镜59和光导34a之间以调节入射在光导34a的光入口上的光量，可变孔径光阑63设置在聚光透镜60和光导34b之间以调节入射在光导34b的光入口上的光量。在不使用耦接器61的情况下，每个光源55、56均具有光导以单独地将光发射至发光窗口31。
波长可调元件64设置在第二光源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，用于将光的波段变为可以穿透波长可调元件64。可以将标准具用作波长可调元件64，其中致动器（如压电元件）的操作使得由高反射滤光片制成的两个板之间的表面距离改变，从而控制要发射的光的波段。在另一种情况下可以使用液晶可调滤光片，其中在一对偏振滤光片之间设置双折射滤光片和向列相液晶元件（cell），并且改变施加至液晶元件的电压来控制要发射的光的波段。在另一情况下，可以使用作为多个干涉滤光片（带通滤光片）的组合的旋转滤光片来作为波长可调元件64。
光源装置12的CPU 66与处理器装置11的CPU45通信。CPU66通过光源驱动器57、58执行各个光源55、56的打开和关闭控制以及各个可变孔径光阑62、63的光量控制。此外，CPU 66还通过元件驱动器65控制波长可调元件64的操作。
在正常模式下，CPU 45通过CPU 66控制光源驱动器57的操作，以仅打开第一光源55。由此，仅将白光施加至身体部位。在特殊模式下，CPU 45在关闭第一光源55的同时打开第二光源56。由此，仅将通过波长可调元件64过滤的窄带光施加至身体部位。注意，在后文将要描述的中层波长组的情况下，使用第一光源55和第二光源56二者来依次施加白光和窄带光。
如图5所示，图像处理器49具有血管区域确定部分71、血液信息计算部分（氧饱和度计算部分）70、和血液信息图像产生部分（氧饱和度图像产生部分）73。血管区域确定部分71对从AFE 37输入的图像进行分析，并且参考例如血管区域和其它区域之间的亮度值之差来确定（提取）图像中的血管区域。血液信息计算部分70根据所确定的血管区域的图像信号来计算血液信息。血液信息包括血红蛋白的氧饱和度、血液流量、血管深度、血管密度等。在此实施例中对氧饱和度的测量进行描述。注意，可以对整个图像计算血液信息而无需确定血管区域。
如图6所示，血红蛋白的吸收系数μa随着照明光的波长而变化。吸收系数μa表示被血红蛋白吸收的光的幅值（吸收度），是表达式为I0exp(-μa×X)的系数，表示施加至血红蛋白的光的衰减。注意，I0表示照明光的强度，x(cm)表示从身体部位的表面到血管的深度。
未结合氧的脱氧血红蛋白Hb的吸收光谱与结合氧的含氧血红蛋白HbO的吸收光谱不同。脱氧血红蛋白Hb和含氧血红蛋白HbO具有不同的吸收系数μa，但在等吸收点（Hb和HbO的吸收光谱的交点）处脱氧血红蛋白Hb和含氧血红蛋白HbO具有相同的吸收系数μa。
吸收系数μa的差别会导致反射光强度上的变化，即使对同一血管施加相同强度和相同波长的光。如果施加了相同强度和不同波长的光，则反射光的强度发生变化，因为吸收系数μa取决于波长。因此，由于拾取信号基于吸收系数μa的差别而变化，因此对在多种不同波段的窄带光下捕获的多幅图像进行分析能够获得血管中的含氧血红蛋白和脱氧血红蛋白之间的比例，也即氧饱和度的信息。
血液信息计算部分70具有暂时存储在多种不同波段的窄带光照射下捕获的多幅图像的帧存储器（未示出）。血液信息计算部分70从帧存储器中读取每幅图像，并使用通过血管区域确定部分71在每幅图像中确定的血管区域的图像信号通过各种运算操作来计算图像参数，例如根据帧之间的同一颜色的图像信号（像素值）的比例或差值进行计算。对于浅层的血管，例如将波长为445nm的蓝色窄带光作为第一窄带光（氧饱和度的测量光）施加至身体部位，其后施加波长为405nm的蓝色窄带光作为第二窄带光（参考光），以分别获得第一图像G1和第二图像G2。血液信息计算部分70计算G1/G2来作为氧饱和度计算中使用的图像参数。
参考数据72包括表示每个波长组的图像参数和氧饱和度之间关系的函数或数据列表，如图7所示。图像参数和氧饱和度之间的关系通过实验等预先得到。通过将计算得到的图像参数代入所述函数或者在数据列表中进行查找，血液信息计算部分70得到与图像参数对应的氧饱和度。然后将氧饱和度的计算结果输出至血液信息图像产生部分73和CPU 45。注意，根据图像信号计算的吸收度可以用作图像参数。
血液信息图像产生部分73生成氧饱和度图像，其中基于颜色映射来反映计算结果以利用人工颜色来显示血液信息计算部分70的计算结果。根据该颜色映射，例如将青色分配给氧饱和度较低的缺氧区域，将洋红色分配给具有中度氧饱和度的区域，并将黄色分配给具有较高氧饱和度的高含氧区域。另外，氧饱和度图像可以具有表示氧饱和度值的文本数据，该文本数据是由血液信息计算部分70根据参考数据72计算得到的。
如图8所示，运行存储在ROM 46中的程序将CPU 45用作波长组确定部分80和波长组切换部分81。在后文将会详细说明的初步成像操作中，波长组确定部分80将来自血液信息计算部分70的氧饱和度的计算结果与预先存储在ROM 46中的阈值TH进行比较。阈值TH设置在通常肿瘤组织所指示的氧饱和度值，并且是根据过去累积的检查数据确定的。当氧饱和度的计算结果大于等于阈值TH时，波长组确定部分80判断不存在肿瘤组织，因此不执行进一步的检查（测量）。另一方面，当氧饱和度的计算结果小于阈值TH时，波长组确定部分80判断存在肿瘤组织。在这种情况下，波长组确定部分80将指示肿瘤组织存在的高含氧区域检测信号输出至波长组切换部分81，并继续进行进一步的肿瘤组织检查。在监视器18上显示不必进行或继续进行进一步检查。
波长组切换部分81从存储在ROM 46中的图9所示波长组列表82中选择一个波长组。每个波长组都包括用在氧饱和度计算中的光的波长。在波长组列表82中，预先存储适用于计算浅层、中层和深层每一种血管的氧饱和度的波长组。每个波长组都是从足够穿透目标深度的波长中选择的。每个波长组都包括处在使含氧血红蛋白与脱氧血红蛋白的吸收系数μa显著不同的波段中的光（测量光），以及使等吸收点处的吸收系数μa不具有差别的波段中的光（参考光）。作为示例，浅层波长组包括从短波波段中选择的405nm的窄带光（参考光）和445nm的窄带光（测量光）。深层波长组包括从包括近红外光的长波波段中选择的630nm的窄带光（测量光）和780nm的窄带光（参考光）。中层波长组包括从介于短波和长波波段之间的绿色波段中选择的白光（参考光）和473nm的窄带光（测量光）。
如图10所示，浅层波长组从粘膜层表面到达数十微米的数量级的深度。中层波长组到达数十到数百微米的深度，比浅层波长组所到达的深度深。深层波长组到达从粘膜肌层到粘膜下层的深度。注意，在此实施例中每个波长组都具有两个波长，但可以具有三个或更多波长。例如，如美国专利申请公开第2011/0077462中所述，如果每个波长组具有三个波长，则可以消除深度对氧饱和度的影响，并更精确地计算氧饱和度。
如图11所示，当通过操作模式开关19将血液信息测量设备2置于特殊模式时，波长组切换部分81选择浅层波长组作为异常检测波长组，用于检测缺氧区域（异常区域）。光源装置12的CPU 66控制波长可调元件64的操作，以使得浅层波长组的两种窄带光与CCD33的电荷累积周期同步地依次发射。当从波长组确定部分80输入缺氧区域检测信号时，波长组切换部分81将指示从浅层波长组切换成中层波长组以及从中层波长组切换到深层波长组的信号输出至CPU66。由此，CPU 66控制波长可调元件64的操作以与CCD 33的电荷累积周期同步地依次发射中层波长组的窄带光和白光、然后是深层波长组的窄带光。中层波长组和深层波长组的切换次序可以互换。下文中，初步成像操作是指在输出缺氧区域检测信号时，在浅层波长组、中层波长组和深层波长组之间切换波长组的同时捕获图像的上述操作序列。实际成像操作是指在初步成像操作之后确定的波长组的光照下捕获图像的操作。
在浅层波长组的光照下获得氧饱和度图像Gb，并触发缺氧区域检测信号的输出。氧饱和度图像Gg是在中层波长组的光照下得到的。氧饱和度图像Gr是在深层波长组的光照下得到的。这些氧饱和度图像Gb、Gg和Gr表示被波长组确定部分80针对深度方向确定为缺氧区域的身体部位的氧饱和度信息。
众所周知，通过分泌作为血管生成的主要因素的诸如脉管内皮增长因子（VEGF）的各种增长因子，肿瘤组织导致血管增长（血管生成）。VEGF会导致毛细血管增长（新血管化）并增加流入肿瘤组织的血液，以补偿氧和其它肿瘤组织的扩散或转移所需基本养分的缺乏。包括新形成的毛细血管的新血管网络从肿瘤组织向内生长，并连接至粘膜下层中的厚血管。于是，肿瘤组织自身具有较低的氧饱和度（缺氧区域），而肿瘤组织周围的新形成的毛细血管区域具有较高的氧饱和度（高含氧区域）。
如图12A所示，在肿瘤组织出现在粘膜层而不侵入粘膜肌层的早期肿瘤情况下，新形成的毛细血管从表面到粘膜层中部包围该肿瘤组织。一般来说，肿瘤组织及其周围的氧饱和度图像Gb代表与肿瘤组织对应的缺氧中心区域以及与新形成的毛细血管对应的高含氧环形区域。中层波长组光照下的氧饱和度图像Gg不代表与肿瘤组织对应的区域，而仅代表与新形成的毛细血管对应的高含氧环形区域。深层波长组光照下的氧饱和度图像Gr不代表氧饱和度的变化。
另一方面，如图12B所示，在肿瘤组织从粘膜层扩散至粘膜下层的晚期肿瘤情况下，氧饱和度图像Gb几乎被对应于肿瘤组织的缺氧区域占据。与图12A的氧饱和度图像Gb相同，氧饱和度图像Gg代表与肿瘤组织对应的缺氧中心区域以及与新形成的毛细血管对应的高含氧环形区域。氧饱和度图像Gr仅代表与新形成的毛细血管对应的高含氧环形区域。
如上文所述，在氧饱和度图像Gb、Gg和Gr中看到的缺氧区域和高含氧区域的分布取决于肿瘤的阶段。另外，如图15所示，一些类型的肿瘤自身不在粘膜层表面上呈现，而是出现在粘膜层中间深度。因此，适用于诊断各病变的波长组依据肿瘤的阶段和类型而不同。因此，通过分析在初步成像操作中得到的氧饱和度图像Gb、Gg和Gr中缺氧区域和高含氧区域的图案，以如下方式确定适用于实际成像操作的波长组。
首先，血液信息计算部分70将在初步成像操作中得到的氧饱和度图像Gb、Gg和Gr的氧饱和度计算结果输出至波长组确定部分80。波长组确定部分80对每个像素的氧饱和度值分级（从0到10％，从11％到20％等），以使用每个级别的出现频率分别创建三个氧饱和度图像Gb、Gg和Gr的柱状图。
图13A至13D代表在图12A和12B中看到的典型氧饱和度图像的柱状图。如图13A所示，在早期肿瘤的氧饱和度图像Gb或晚期肿瘤的氧饱和度图像Gg中，缺氧区域和高含氧区域被混合。于是其柱状图代表两个频率峰值，一个位于高氧饱和度处，另一个位于低氧饱和度处。如图13B所示，在早期肿瘤的氧饱和度图像Gg或晚期肿瘤的氧饱和度图像Gr的情况下，柱状图代表高氧饱和度处的频率峰值。类似地，如图13C所示，在早期肿瘤的氧饱和度图像Gr的情况下，柱状图代表高氧饱和度处的频率峰值。如图13D所示，在晚期肿瘤的氧饱和度图像Gb的情况下，柱状图代表两个频率峰值，较高的处在低氧饱和度处，较低的处在高氧饱和度处。
波长组确定部分80计算分别与氧饱和度图像Gb、Gg和Gr对应的三个柱状图中每一个的方差σ2。众所周知，通过σ2=∑(X-X’)2/n来计算方差σ2，其中每个级别的频率X与频率均值X’之差的平方和除以级别数量n，方差σ2是柱状图的频率偏移（离开均值）的指标。在频率峰值仅出现在高氧饱和度处的图13B和图13C的情况下，方差σ2变小。另一方面，在图13A和图13D所示的缺氧区域和高含氧区域混合的情况下，方差σ2变大。注意，可以使用作为方差σ2平方根的标准差σ来代替方差σ2。
波长组确定部分80基于氧饱和度图像Gb、Gg和Gr的方差σ2来通知波长组切换部分81氧饱和度图像Gb、Gg和Gr中的哪一个具有方差σ2最大的柱状图。基于从波长组确定部分80输入的信息，波长组切换部分81选择要用在实际成像操作中的波长组（实际成像波长组）。具体来说，方差σ2越大，则缺氧区域和高含氧区域越可能混合，并且缺氧区域和高含氧区域之间的差别越清楚。因此，选择与具有最大方差σ2的柱状图对应的波长组来作为实际成像波长组。例如在图12A的早期肿瘤的情况下，选择浅层波长组作为实际成像波长组。在图12B的晚期肿瘤的情况下，选择浅层或中层波长组作为实际成像波长组。
在确定实际成像波长组之后，波长组切换部分81向CPU 66发出切换信号。CPU 66控制波长可调元件64的操作，使得实际成像波长组的两种光与CCD 33的电荷累积周期同步地依次发射。持续进行这种实际成像操作，直到医生从操作单元48等指示完成。
接下来参照图14对上述实施例的操作进行说明。在使用电子内窥镜10观察患者身体内部时，医生输入患者信息等，并通过操作单元48指示开始检查。在检查开始之后，电子内窥镜10的插入部分13被介入患者体腔。在利用来自光源装置12的照明光照射患者身体内部时，CCD 33捕获身体内部的图像。所得的图像显示在监视器18上。
更具体来说，从CCD 33输出的图像信号在AFE 37的每个组件中进行各种处理，并输入图像处理器49。图像处理器49对输入的图像信号施加各种图像处理，并产生身体内部的图像。经过图像处理器49处理的图像输入至显示控制器50。显示控制器50根据图形数据执行各种显示控制处理。由此在监视器18上显示观察图像。
在观察身体内部期间，按需切换观察模式。当电子内窥镜10的插入部分13被介入患者体腔内时，选择正常模式，于是医生在查看白光下捕获的体内图像的同时以宽视角执行插入操作。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时，选择特殊模式来获得在适当波长组的光照下捕获的氧饱和度图像。必要时，通过操作电子内窥镜10上提供的释放按钮来捕获静止图像。如果需要某些治疗，则将必需的医疗器械插入电子内窥镜10的通道中，以去除病变、送药等。
在正常模式下，CPU 45指示CPU 66打开第一光源55，于是从发光窗口31向身体部位施加白光。
另一方面，如S10所示，当通过模式开关19的操作选择了特殊模式时，波长组切换部分81选择浅层波长组作为异常检测波长组。CPU 66关闭第一光源55并打开第二光源56。通过波长可调元件64的控制，在与CCD 33的电荷累积周期同步地依次发射异常检测波长组的波长为405nm和445nm的两种窄带光的同时，CCD 33捕获观察图像（S11）。
在图像处理器49中，血管区域确定部分71确定血管区域，然后血液信息计算部分70基于参考数据72来计算血管中血红蛋白的氧饱和度（S12）。血液信息图像产生部分73基于氧饱和度的计算结果产生氧饱和度图像Gb。氧饱和度图像Gb显示在监视器18上（S13）。
氧饱和度的计算结果输出至处理器装置11的CPU 45。在CPU 45中，波长组确定部分80将氧饱和度的计算结果与阈值TH进行比较（S14）。
如果氧饱和度的计算结果大于等于阈值TH（S14中的否），则不改变波长组。重复执行在浅层波长组的窄带光照下捕获图像（S11）、计算氧饱和度（S12）、以及产生和显示氧饱和度图像Gb（S13）。另一方面，如果氧饱和度的计算结果小于阈值TH（S14中的是），则波长组确定部分80将缺氧区域检测信号发送至波长组切换部分81。
响应于从波长组确定部分80输入的缺氧检测信号，波长组切换部分81将指示顺序切换至中层波长组和深层波长组的信号输出至CPU 66。通过CPU 66的控制，波长可调元件64从第二光源56的白光中提取期望波段的光，于是与CCD 33的电荷累积周期同步地依次发射中层波长组的窄带光（473nm）和白光（打开第一光源55）以及深层波长组的窄带光（630nm和780nm）。CCD 33在中层波长组和深层波长组的条件下捕获身体部位的图像（S15）。
血液信息计算部分70基于在中层波长组和深层波长组的条件下捕获的图像数据来计算氧饱和度（S16）。波长组确定部分80基于氧饱和度的计算结果分别创建在浅层、中层及深层波长组条件下得到的氧饱和度图像Gb、Gg和Gr的三个柱状图。随后，波长组确定部分80计算每个柱状图的方差σ2（S17）。
基于计算得到的三个方差σ2，波长组确定部分80选择与具有最大方差σ2的柱状图对应的波长组来作为实际成像波长组（S18）。此后，波长组切换部分81将指示发射实际成像波长组的光的信号输出至CPU 66。CPU 66控制波长可调元件64的操作，以与CCD 33的电荷累积周期同步地依次发射实际成像波长组的光（S19）。
与S12相同，CCD 33在实际成像波长组的光照下捕获身体部位的图像。血液信息计算部分70基于获得的图像数据计算氧饱和度（S20）。然后，通过血液信息图像产生部分73产生氧饱和度图像并显示在监视器18上（S21）。当医生通过操作单元48等指示实际成像操作完成时（S22中的是），处理返回至S11，于是再次发射作为异常检测波长组的浅层波长组的光。上述处理连续执行，直到特殊模式终止（S23中的是）。
如上文所述，在切换波长组的同时捕获图像的初步成像操作中，计算每个波长组的氧饱和度。基于初步成像操作，确定要用在实际成像操作中的波长组。这能够有效地以适用于诊断的波长组来获得病变的氧饱和度，同时为医生节省时间和减少麻烦。
注意，为了确定实际成像波长组，可以采用除使用柱状图方差σ2以外的方法。例如，可以使用值(S1-S2)/S’来作为选择实际成像波长组的指标，在该值中，以血管区域确定部分71提取的血管区域的平均氧饱和度S1与其它区域（粘膜层）的平均氧饱和度S2的差除以整个图像的氧饱和度的均值S’。在这种情况下，与使用方差σ2的情况相同，选择与(S1-S2)/S’的最大值对应的波长组来作为实际成像波长组。
在另一情况下，可以从氧饱和度的三个均值S’中选择对应于最小均值S’的波长组来作为实际成像波长组。在另一情况下，代替使用氧饱和度，可以根据通过血管区域确定部分71提取的血管区域的密度来确定实际成像波长组。通过图像分析，例如通过分析单个血管被分成多少分支，来得到血管的密度。由于与肿瘤组织相关的新形成的毛细血管具有较高的血管密度，因此可以选择与密度高于阈值的图像对应的波长组来作为实际成像波长组。
在初步成像操作中产生氧饱和度图像Gb、Gg和Gr时，图像处理器49可以执行重新分级处理。在重新分级处理中，对多个相邻像素（例如2×2的四个像素）的像素值相加求和来作为一个像素的信号。重新分级处理能够显著降低要在后期处理中处理的图片信号的大小，并提高处理速度。此外，由于将多个像素视为单个像素，CCD 33的视敏感度（信噪比）得到提高。另一方面，CCD 33的分辨率下降。不过，分辨率的降低几乎不会影响诊断，因为在初步成像操作中获得的氧饱和度图像Gb、Gg和Gr不显示在监视器18上，而是仅用于确定实际成像波长组。为了进一步提高处理速度，可以跳过像素地读取氧饱和度图像Gb、Gg和Gr。
显然，通过波长组确定部分80创建的柱状图可以与在初步成像操作中获得的氧饱和度图像Gb、Gg和Gr一起显示在监视器18上。氧饱和度图像Gb、Gg和Gr及其柱状图和方差σ2可以彼此相关地存储到诸如可移除介质的外部存储器中。
当前，在利用窄带光观察肿瘤组织的领域，已经建立了使用浅层的毛细血管图像的诊断方法，并且关注浅层毛细血管的氧饱和度。为此，在本实施例中，选择浅层波长组来作为用于检测缺氧区域的异常检测波长组。在要观察的身体部位位于食道或大肠中的情况下，优选选择浅层波长组作为异常检测波长组。
异常检测波长组不限于浅层波长组，还可以选择中层波长组来代替。浅层波长组可以检测存在于粘膜层表面的缺氧区域（肿瘤组织），但不适于发现病变的表面被正常组织覆盖或者病变中以分离方式存在正常组织的硬癌。另外已知的是硬癌会增厚胃壁的粘膜层。为了发现在粘膜层表面不具有缺氧区域的硬癌，优选选择中层波长组作为异常检测波长组，这是因为中层波长组适用于计算粘膜层中部的较厚血管中的血红蛋白的氧饱和度。
可以根据要检查的身体部位来切换异常检测波长组，而不是固定在特定的波长组。例如，在电子内窥镜10为食管胃-十二指肠窥镜的情况下，当观察食道时选择浅层波长组作为异常检测波长组，当观察胃部时选择中层波长组作为异常检测波长组，以便于发现硬癌。可以通过操作提供在电子内窥镜10的操纵部分14等上的特定按钮或旋钮来手动切换异常检测波长组。在另一情况下，图像处理器49可以包括位置检测部分90，如图16所示。位置检测部分90通过公知的图像识别技术等来区分要检查的身体部位是食道还是胃部。可以根据区分结果来自动切换异常检测波长组。
所述图像识别技术包括如下方法，其中位置检测部分90对位于食道和胃之间的接合点处的贲门（其具有唯一形状）进行识别。还存在将暗部分的尺寸与阈值进行比较的方法，因为在图像中看到的暗部分的尺寸随着从食道到贲门而变小，并在胃中变大。除了图像识别技术以外的其它方法也可以采用。例如，可以通过CT来检测电子内窥镜10的远端部分17的位置，或者远端部分17可以具有pH传感器来利用食道和胃在pH上的差别。
当选择了中层波长组作为异常检测波长组时，在波长组确定部分80中使用的阈值TH变成针对中层波长组的另一值。此外，如果波长组确定部分80判定氧饱和度的计算结果低于阈值TH，则波长组切换部分81从中层波长组切换至浅层波长组，然后切换至深层波长组。在利用深层波长组计算氧饱和度之后，再次选择中层波长组。省略了切换至浅层波长组，可以仅切换至深层波长组。
图9的波长组列表82仅表示波长组的示例。除了或代替列表82的波长组，可以使用作为其它波长的组合的其它波长组。例如，粘膜层可以细分为表面层、中部层和深层，可以准备针对细分的表面层、中部层和深层的波长组。
代替缺氧区域，可以使用异常检测波长组来检测高含氧区域，并且可以响应于高含氧区域的检测来切换波长组。代替在特殊模式下在窄带光照下获得的图像中检测异常区域，医生可以在正常模式下通过图像可视检测异常区域。在手术操作后的跟踪观察的情况下，可以根据诸如CT或MRI的其它形式获得的图像来定位异常区域。
特殊模式可以包括通过施加每层的一种窄带光来获得浅层、中层和深层中每一个的血管图像（血管路径的可视图像）的模式，在将荧光物质送至活体组织之后通过施加激励光来观察从身体部位发射的荧光的模式，观察活体组织的自发荧光的模式，等等。
波长可调元件64可以设置在光导34b的出口端，而不是设置在第二光源56和光导34b之间。在另一情况下，波长可调元件可以不设置在发光光学系统中，而是设置在用于获取身体部位图像的物镜光学系统中，例如设置在成像窗口30后面或者设置在CCD 33的成像平面上。此外，代替提高波长可调元件，可以提供各自发射特定波段的窄带光的多个光源（半导体激光器等）。
所获得的血液信息不限于血红蛋白的氧饱和度。血液信息包括血液流量（含氧血红蛋白和脱氧血红蛋白的总和），通过“血液流量×氧饱和度（%）”计算得到的含氧血红蛋白指标，通过“血液流量×（100-氧饱和度）（%）”计算得到的脱氧血红蛋白指标，等等。血液信息可以在微小点（minute spot）处计算得到，而不是如上所述在CCD的成像区域处得到。
在上述实施例中使用了电子内窥镜，但也可以使用其它类型的内窥镜，包括具有图像引导的纤维内窥镜、在远端具有成像终止和超声换能器的超声内窥镜等。本发明适用于通过将窄带光施加至患者身体而不是患者身体内部来获得氧饱和度及其它信息的系统。在这种情况下，介入患者身体的插入部分是不必要的。
已经参照附图通过优选实施例的方式对本发明进行了完整描述，本领域技术人员显然可以实现各种修改和变型。因此，只要这些修改和变型不偏离本发明的范围，则均应认为被包含在本发明中。

Claims (19)

1.一种血液信息测量设备，包括：
发光装置，用于将照明光施加到具有血管的身体部位；
成像装置，用于对从受到所述照明光照射的所述身体部位反射的光执行光电转换，并输出图像信号；
波长可调装置，用于缩窄要施加到所述身体部位的所述照明光或者要入射到所述成像装置上的所述反射光的波段；
血液信息计算装置，用于基于所述图像信号计算血液信息；
显示装置，用于显示所述血液信息；
波长组切换装置，用于驱动所述波长可调装置以在多个波长组之间进行切换，所述多个波长组中的每一个均包括在所述身体部位中穿透相近深度的多种类型的光；
波长组确定装置，用于基于在初步成像操作中获得的所述图像信号来选择所述多个波长组中的一个波长组，作为要用在实际成像操作中的实际成像波长组；
控制装置，用于执行所述初步成像操作和所述实际成像操作，其中
在所述初步成像操作中，在所述波长组切换装置切换所述多个波长组的同时捕获多个初步图像；以及
在所述实际成像操作中，使用所述实际成像波长组来捕获实际图像。
2.根据权利要求1的血液信息测量设备，其中所述血液信息是血红蛋白的氧饱和度。
3.根据权利要求2的血液信息测量设备，其中所述波长组确定装置从一个波长组到另一个波长组彼此独立地创建所述多个初步图像中的每一个初步图像的所述氧饱和度的柱状图，并基于所述柱状图确定所述实际成像波长组。
4.根据权利要求3的血液信息测量设备，其中选择所述多个波长组中与具有最大方差或者最大标准差的所述柱状图相对应的一个波长组来作为所述实际成像波长组。
5.根据权利要求2的血液信息测量设备，还包括：
血管区域确定装置，用于根据所述图像信号确定血管区域，其中
所述波长组确定装置在所述多个波长组中从一个波长组到另一个波长组彼此独立地计算所述血管区域的所述氧饱和度的均值和另一区域的所述氧饱和度的均值之差，并选择所述多个波长组中具有最大差值的一个波长组来作为所述实际成像波长组。
6.根据权利要求2的血液信息测量设备，还包括：
血管区域确定装置，用于根据所述图像信号确定血管区域，其中
所述波长组确定装置在所述多个波长组中从一个波长组到另一个波长组彼此独立地计算所述血管区域中所述血管的密度，并选择所述多个波长组中具有最大密度值的一个波长组来作为所述实际成像波长组。
7.根据权利要求2的血液信息测量设备，其中所述波长组确定装置在所述多个波长组中从一个波长组到另一个波长组彼此独立地计算所述氧饱和度的均值，并选择所述多个波长组中具有最大所述均值的一个波长组来作为所述实际成像波长组。
8.根据权利要求2的血液信息测量设备，还包括重新分级处理装置，用于对在所述初步成像操作中获得的所述图像信号进行重新分级处理。
9.根据权利要求2的血液信息测量设备，其中
所述波长组切换装置选择所述多个波长组中的一个波长组来作为异常检测波长组；并且
如果利用所述异常检测波长组获得的所述氧饱和度的均值小于阈值，则所述控制装置开始所述初步成像操作。
10.根据权利要求9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具有蓝色波段中的多种窄带光的浅层波长组；并且
将所述浅层波长组用作异常检测波长组。
11.根据权利要求9的血液信息测量设备，还包括位置检测装置，用于检测所述身体部位在体腔内的位置，所述异常检测波长组根据所述位置来选择。
12.根据权利要求11的血液信息测量设备，其中所述位置检测装置利用图像识别技术来检测所述身体部位在所述体腔内的所述位置。
13.根据权利要求11的血液信息测量设备，其中
所述多个波长组包括具有蓝色波段中的多种窄带光的浅层波长组，以及具有绿色波段中的多种窄带光的中层波长组；
如果所述位置检测装置检测到所述身体部位处在食道或大肠内，则选择所述浅层波长组作为所述异常检测波长组；并且
如果所述位置检测装置检测到所述身体部位处在胃中，则选择所述中层波长组作为所述异常检测波长组。
14.根据权利要求2的血液信息测量设备，其中
所述发光装置发射具有宽波段的白光作为照明光；并且
所述波长可调装置设置在所述发光装置中，以缩窄所述照明光的波段。
15.根据权利要求2的血液信息测量设备，其中
所述发光装置发射具有宽波段的白光作为照明光；并且
所述波长可调装置设置在所述成像装置中，以缩窄在所述照明光的照射下从所述身体部位反射的光的波段。
16.根据权利要求2的血液信息测量设备，其中所述多个波长组包括：
具有蓝色波段中的多种窄带光的浅层波长组；
具有绿色波段中的多种窄带光的中层波长组；和
具有红色波段中的多种窄带光的深层波长组。
17.根据权利要求16的血液信息测量设备，还包括：
模式切换部分，用于在正常模式和特殊模式之间进行切换，其中
在所述正常模式中，将具有宽波段的白光施加至所述身体部位，并将根据在所述白光下获得的所述图像信号产生的图像显示在所述显示装置上；以及
在特殊模式中，执行所述初步成像操作和所述实际成像操作，基于在所述实际成像操作中获得的每个像素的氧饱和度来对所述身体部位的所述图像着色，并在所述显示装置上显示着色图像。
18.一种血液信息测量方法，包括如下步骤：
将照明光施加到具有血管的身体部位；
对从受到所述照明光照射的所述身体部位反射的光执行光电转换并输出图像信号；
根据多个波长组中的一个缩窄要施加到所述身体部位的所述照明光或者要入射到成像装置上的所述反射光的波段；
基于所述图像信号计算血液信息；
通过在所述多个波长组之间进行切换来执行初步成像操作，所述多个波长组中的每一个均包括在所述身体部位中穿透相近深度的多种类型的窄带光；
基于在所述初步成像操作中获得的所述图像信号来选择所述多个波长组中的一个波长组，作为要用在实际成像操作中的实际成像波长组；
使用所述实际成像波长组来进行所述实际成像操作；以及
在显示装置上显示在所述实际成像操作中测量到的所述血液信息。
19.根据权利要求18所述的血液测量方法，其中所述血液信息是血红蛋白的氧饱和度。
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