專利名稱：血液信息測量方法和設備的制作方法
技術領域：
本發明涉及用于基于血管的圖像信號測量血液信息的方法和設備。
背景技術：
內窺鏡被廣泛地用于觀察受試者中的病變。內窺鏡設置有將被插入到受試者中的插入部，以及用于操縱插入部的操作部。插入部的遠端構造有照明窗和成像窗。體內部分在照射下成像。將獲得的觀察圖像顯示在監視器上。通常，白色光源如如疝氣燈或金屬鹵化物燈被用作內窺鏡的光源。目前，使用有利于發現病變的窄帶照明光已經變得流行(參見對應于日本專利號3583731的美國專利申請公布號 2008/0281154)。
用于測量血液信息例如血管中血液的氧飽和度水平或血液流速的方法已經得到研究(參見未審查的日本專利公布號06-315477)。在此方法中，從在窄帶光的照射下捕獲的內窺鏡圖像中抽取血管。基于血管的圖像信號測量血液信息。該方法使用300至400nm，400nm附近、400至500nm、500至600nm和450至850nm的波長帶中的照明光。例如，根據體內部分選擇最適于測量血紅蛋白氧飽和度水平的以上五個波長帶中的ー個。在被選擇的波長帶中，兩種不同類型的窄帶光被用作ー個波長組。兩種類型中的一種是測量窄帶光，所述測量窄帶光具有吸光度隨氧飽和度水平變化很大的波長。另ー種是參比窄帶光，所述參比窄帶光具有吸光度不受影響的波長。將兩種類型的窄帶光相繼施加到體內部分。使用從參比窄帶光獲得的圖像信號校正從測量窄帶光獲得的圖像信號。由此，獲得血管中的血液的氧飽和度水平。光穿透到人組織中的深度取決于光的波長帶而不同。切換照明光的波長組從而測量在從黏膜層到深層的各個層中的血管中血液的氧飽和度水平。由此，癌癥病變的侵襲深度得到檢測。未審查的日本專利公開公布號06-315477沒有具體地公開波長組的切換時間。當手動切換波長組時，需要復雜的操作，這是耗時的。在切換操作期間體內部分可能發生移動。另ー方面，當自動切換波長組時，可能在對正常組織的觀察期間發生切換。這導致對氧飽和度不必要的計算。

發明內容
本發明的目的是提供用于容易地并且適當地測量血液信息的方法和設備。為實現本發明的以上和其他目的，血液信息測量設備包括照明部、成像部、波長帶切換部、波長帶切換控制器以及血液信息計算部。照明部將照明光施加到包括血管的體內部分。成像部接收來自用所述照明光照射的體內部分的反射光，并且輸出圖像信號。波長帶切換部在將被施加到所述體內部分的照明光的波長帶或將在所述成像部上入射的反射光的波長帶中進行切換以使構成指定的波長組的兩種或更多種類型的窄帶光相繼地被施加或接收。所述兩種或更多種類型的窄帶光穿透到所述體內部分中的相似深度。波長帶切換控制器控制控制所述波長帶切換部從而自動和相繼地在所述波長組中切換被指定的波長組，以使各個所述波長組的所述照明光的施加或所述反射光的接收以給定的重復次數進行。血液信息計算部基于圖像信號計算血管中血液的血液信息。優選的是血液信息測量設備還包括用于顯示使用各個所述波長組測量到的所述血液信息的監視器。優選的是照明部包括照明窗，并且照明窗和成像部被設置在電子內窺鏡上。優選的是血液信息是基于吸光度計算 的血紅蛋白的氧飽和度水平。優選的是所述波長組的至少ー種類型的窄帶光導致氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白之間吸收系數的差異。優選的是所述波長組的ー種類型的窄帶光不導致氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白之間吸收系數的差異。優選的是所述波長組中的ー個是表層波長組，所述表層波長組具有選自400nm至500nm的藍色波長帶內的多種類型的窄帶光。在此情況下，優選的是對所述表層波長組進行兩次或更多次的重復施加。優選的是血液信息測量設備還包括用于檢測體內部分的位置的位置檢測部。優選的是基于檢測到的位置確定波長組的重復施加次數。優選的是所述位置檢測部對所述體內部分的圖像進行圖像處理從而檢測所述體內部分的位置。優選的是所述波長組包括表層波長組，所述表層波長組具有選自400nm至500nm的藍色波長帶內的多種類型的窄帶光；以及中層波長組，所述中層波長組具有選自500nm至600nm的緑色波長帶內的多種類型的窄帶光。優選的是當所述位置檢測部檢測到所述體內部分是食道或大腸時，所述表層波長組的重復次數被設定為兩次或更多次。優選的是當所述位置檢測部檢測到所述體內部分是胃時，所述中層波長組的重復次數被設定為兩次或更多次。優選的是血液信息測量設備還包括用于改變所述施加的重復次數的設定的操作輸入部。優選的是所述照明部將寬波長帶的白光作為所述照明光施加到所述體內部分。優選的是所述波長帶切換部被布置在所述照明部中以使所述窄帶光與所述白光分離或者被布置在所述成像部中以使所述窄帶光與所述反射光分離。優選的是所述監視器顯示使用各個波長組獲得的氧飽和度水平的計算結果中的ー個，或者并排地顯示所述計算結果中的兩個或更多個優選的是所述波長組包括深層波長組,所述深層波長組具有選自600nm至IOOOnm的紅色波長帶內的多種類型的窄帶光。優選的是血液信息測量設備還包括用于在正常模式和特殊模式之間切換的模式選擇器。在正常模式中，觀察圖像由在寬波長帶的白光照射下獲得的所述圖像信號生成并且顯示在所述監視器上。在特殊模式中，施加波長組以計算氧飽和度水平并且將所述氧飽和度水平顯示在監視器上。血液信息測量方法包括照明步驟、輸出步驟、波長帶切換步驟、波長組切換步驟和計算步驟。在照明步驟中，照明光被施加到包括血管的體內部分。在輸出步驟中，接收來自用照明光照射的體內部分的反射光，并且輸出圖像信號。在波長帶切換步驟中，在將被施加到體內部分的照明光或反射光的波長帶中進行切換以使構成指定的波長組的兩種或更多種類型的窄帶光被相繼地施加或接收。所述兩種或更多種類型的窄帶光穿透到體內部分中的相似深度。在波長組切換步驟中，在波長組中自動和相繼地切換指定的波長組以使各個波長組的照明光的施加或反射光的接收以給定的重復次數進行。在計算步驟中，基于圖像信號計算血管中血液的血液信息。優選的是所述血液信息測量方法還包括顯示使用各個波長組測量到的血液信息的步驟。優選的是血液信息是基于吸光度計算的血紅蛋白的氧飽和度水平。根據本發明，在各個波長組以根據將被觀察的體內部分而指定的重復次數被施加后，相繼地切換所述波長組。由此，容易地和適當地進行波長組間的切換。這有助于測量組 織的深度方向上的血液信息。


當結合附圖閱讀時，從以下對優選實施方案的詳細描述，本發明的以上和其他目標和優勢將更加明顯，在附圖中，在若干視圖之間，同樣的參考數字指定同樣或對應的部分，并且其中圖I是血液信息測量設備的外視圖；圖2是血液信息測量設備的框圖；圖3是具有Bayer排列的濾色片的示意性視圖；圖4是顯示CXD的R、G和B像素中的每種像素的光譜靈敏度特征的圖；圖5是圖像處理器的框圖；圖6是顯示氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的吸收特征的圖；圖7是參比數據的實例圖；圖8是處理器裝置的CPU的框圖；圖9是波長組表的實例；圖10是各個波長組的照明光的穿透深度的示意圖；圖11是顯示在波長組間切換的時間圖；圖12A是顯示使用各個波長組捕獲的早期癌癥的氧飽和度圖像的實例的示意性視圖；圖12B是顯示使用波長組捕獲的晚期癌癥的氧飽和度圖像的實例的示意性視圖；圖13是顯示特殊模式中的程序的流程圖；圖14是第二實施方案的圖像處理器的框圖；并且圖15是顯示在監視器屏幕上的設定窗的實例。
具體實施例方式在圖I中，血液信息測量設備2由電子內窺鏡10、處理器裝置11、光源裝置12等組成。如已知的那樣，電子內窺鏡10具有將被插入到受試者(患者)中的柔性插入部13、與插入部13的基部連接的操作部14、連接到處理器裝置11和光源裝置12中的每個的連接器15、以及將操作部14連接到連接器15的通用塞繩16。需注意，除了處理器裝置11的圖像處理器和CPU具有測量血液信息的額外功能以外，血液信息測量設備2與已知的電子內窺鏡系統相似。操作部14設置有操作構件，例如，用于在水平和垂直方向上彎曲插入部13的遠側部分17的彎角鈕(angle knob)，用于從空氣/水噴嘴噴射空氣和/或水的空氣/水按鈕，以及用于捕獲靜止觀察圖像(內窺鏡圖像)的釋放按鈕。手術鉗入口設置在操作部14的遠側上。醫療器械如電動手木刀被插入到手術鉗入口中。手術鉗入口經由插入部13中的手術鉗通道與設置在遠側部分17上的手術鉗出口相連。處理器裝置11經由線纜與光源裝置12電連接，并且控制整個血液信息測量設備2的操作。處理器裝置11通過途經通用塞繩(universal cord) 16和插入部13的傳輸電纜向電子內窺鏡10供電。處理器裝置11控制在遠側部分17中的CXD(見圖2)的操作。處理器裝置11經由傳輸電纜接收從(XD33輸出的圖像信號。處理器裝置11對圖像信號進行多種圖像處理步驟從而產生圖像數據。圖像數據被發送到監視器18，并且作為觀察圖像顯示在與處理器裝置11電纜相連的監視器18上。血液信息測量設備2設置有正常模式和特殊模式。在正常模式中，在白光的照射下觀察受試者的體內部分。在特殊模式中，將窄帶光施加到體內部分從而計算血液信息。操作部14上的模式開關19被用于在模式間切換。當開啟時，通過來自處理器裝置11的指令，血液信息測量設備2被自動設置為正常模式。在圖2中，成像窗30、照明窗31等設置在遠側部分17的遠端表面上。由透鏡組和棱鏡組成的物鏡光學系統32被布置在成像窗30的后面。(XD33被布置在物鏡光系統32的后面。將來自光源裝置12的照明光從照明窗31經由光導34和照明透鏡35施加到體內部分。來自體內部分的反射光經由成像窗30和物鏡光學系統32入射到(XD33上。(XD33將反射光光電變換為圖像信號，并且輸出該圖像信號。濾色片例如由多個色段(colorsegment)組成的原色濾光片36被構造在(XD33的成像表面上。原色濾光片36具有例如，如在圖3中所不的Bayer排列(R :紅，G :綠，以及B :監)。圖4顯不由原色濾光片36的光譜透射率和像素自身的光譜靈敏度確定的CCD33的R、G和B像素中的每種像素的光譜靈敏度特征。R像素在600nm附近具有靈敏度峰。G像素在530nm附近具有靈敏度峰。B像素在460nm附近具有靈敏度峰。R像素具有寬的光譜靈敏度范圍，并且檢測甚至包括在IOOOnm附近的紅外區的光。如已知的那樣，模擬前端(AFE) 37由相關雙采樣電路(⑶S)、自動增益控制器(AGC)和模擬數字轉換器(A/D)組成。CDS對從CCD33輸出的圖像信號進行相關雙采樣，從而除去(XD33中出現的復位噪聲和放大噪聲。然后AGC以由處理器裝置11指定的增益放大圖像信號。之后，A/D將圖像信號轉換成預定位數的數字圖像信號。數字圖像信號經由傳輸電纜輸入到處理器裝置11的圖像處理器49。CXD驅動器38產生(XD33的驅動脈沖(垂直/水平掃描脈沖、電子快門脈沖、讀出脈沖(readout pulse)、復位脈沖等)以及AFE 37的同步脈沖。響應于來自(XD驅動器38的驅動脈沖，(XD33執行成像操作從而輸出圖像信號。AFE 37的各個部件響應于來自CXD驅動器38的同步脈沖運行。、
在電子內窺鏡10與處理器裝置11連接后，CPU39響應于來自處理器裝置11的CPU45的操作開始指令驅動CXD驅動器38。CPU39通過CXD驅動器38調節AFE 37中的AGC的増益。CPU45控制整個處理器裝置11的操作。CPU45經由數據總線、地址總線和控制線(都未顯示)與每個部件相連。R0M46存儲用于控制處理器裝置11的運行的多種程序(OS、應用程序等)和數據(圖形數據等)。CPU45從R0M46讀出必要的程序和數據并且將它們加載到作為工作存儲器的RAM47，并且依次運行程序。CPU45從處理器裝置11的操作面板或經由網絡，例如LAN(局域網)獲得因檢查而不同的信息，如包含檢查日期和時間、患者姓名和醫生姓名的文本數據，并且將所述信息寫入RAM47。操作単元48是已知的輸入裝置設備，其如設置在處理器裝置11的機売上的操作面板、鼠標或鍵盤。CPU45響應于來自操作單元48或來自設置在電子內窺鏡10的操作部、14上的釋放按鈕或模式開關19的操作信號來操縱各個部件。圖像處理器49對從電子內窺鏡10輸入的圖像信號進行多種圖像處理步驟如色彩插值、白平衡調節、Y校正、圖像增強、圖像降噪和顏色轉換。圖像處理器49計算血液信息，這將在之后描述。顯示控制器50通過CPU45從R0M46和RAM47接收圖形數據。圖形數據包括顯示掩碼(display mask)、文本數據和圖形用戶界面(⑶I)。顯示掩碼覆蓋觀察圖像的無效像素區從而只顯示有效像素區。文本數據包括檢查日期和時間、患者姓名、醫生姓名以及當前選擇的模式。顯示控制器50對從圖像處理器49發送來的圖像執行多種顯示控制處理步驟。顯示控制處理步驟包括在圖像上疊加顯示掩碼、文本數據和⑶I，并且將圖像顯示在監視器18的屏幕上的繪制過程。顯示控制器50具有用于臨時存儲來自圖像處理器49的圖像的幀存儲器(未顯示)。顯示控制器50從幀存儲器讀取圖像，并且然后將圖像轉換為與監視器18的顯示格式兼容的視頻信號(分量信號、復合信號等)。由此，觀察圖像顯示在監視器18上。此外，處理器裝置11設置有壓縮電路、介質I/F、網絡I/F等(都未顯示)。壓縮電路以預定的壓縮格式(例如，JPEG格式)壓縮圖像。介質I/F將壓縮的圖像寫入可移動介質如CF卡、磁光盤(MO)或CD-R。網絡I/F控制多種類型的數據到及從網絡如LAN的傳輸。壓縮電路、介質I/F、網絡I/F等經由數據總線等連接到CPU45。光源裝置12具有第一光源55和第二光源56。第一和第二光源55和56具有相同的結構。第一和第二光源55和56中的每個是發射例如400nm(藍色區域)至IOOOnm(紅色區域)的寬波長帶的白光的疝氣燈、鹵素燈或白色LED(發光二極管)。備選地，第一和第ニ光源55和56中的每個可以是發射白光的另ー種光源。例如，白光通過以下方式產生將從半導體激光發射出的藍色或紫外激發光與通過激發從磷發出的顏色范圍為綠色到黃色到紅色的熒光混合。第一和第二光源55和56分別由光源驅動器57和58驅動。聚光透鏡59和60分別使來自第一和第二光源55和56的光匯聚,從而允許所述光入射到光導34a和34b上。光導34a和34b分別被布置在第一和第二光源55和56的出ロ端側。光導34a和34b經由率禹合器61與單個光導34相連。可變孔徑光闌62被布置在聚光透鏡59和光導34a之間。可變孔徑光闌63被布置在聚光透鏡60和光導34b之間。可變孔徑光闌62和63分別控制入射到光導34a和34b上的光的光量。第一和第二光源55和56可以設置有將光分別傳送到照明窗31的它們各自的光導以代替耦合器61。波長帶切換元件64被布置在第二光源56和聚光透鏡60之間。波長帶切換元件64由元件驅動器65驅動。波長帶切換元件64在將經由其傳送的光的波長帶間進行切換。波長帶切換元件64的實例包括標準具和液晶可調濾光器。標準具具有兩個高反射濾光片。激勵器如壓電元件被用于改變兩個濾光片之間的間距從而控制將被傳輸的光的波長帶。液晶可調濾光器具有夾在偏振濾光片之間的雙折射濾光片和向列相液晶単元。改變施加到液晶單元的電壓從而控制傳輸光的波長帶。備選地，為干涉濾光器(帶通濾光器)的組合的旋轉式濾光器可以用作波長帶切換元件64。光源裝置12的CPU66與處理器裝置11的CPU45通信。CPU66分別執行通過光源驅動器57的對第一光源55的開啟/關閉控制以及通過光源驅動器58的對第二光源55的開啟/關閉控制。CPU66分別執行通過可變孔徑光闌62的光量控制和通過可變孔徑光闌
63的光量控制。CPU66通過元件驅動器65控制波長帶切換元件64。當選擇正常模式吋，CPU45通過CPU66控制光源驅動器57從而只打開第一光源55，即，只將白光施加到體內部分。當選擇特殊模式吋，CPU45允許光源驅動器57關閉第一光源55并且打開第二光源56，S卩，只有通過波長帶切換元件64分離的窄帶光被施加到體內部分。在圖5中，圖像處理器49設置有血管區確定部71、血液信息計算部70和血液信息圖像生成部73。血管區確定部71分析從AFE 37輸入的圖像。例如，血管區確定部71獲得或參考血管區或非血管區之間亮度值的差異從而在圖像中確定(抽取)血管區。血液信息計算部70從確定的血管區的圖像信號計算血液信息。血液信息的實例包括血紅蛋白的氧飽和度水平、血液流速和血管深度。在此實施方案中，通過實例描述了對血紅蛋白氧飽和度水平的測量。如在圖6中所示，血紅蛋白的吸收系數μ a隨照明光的波長而變。吸收系數μ a是指由血紅蛋白吸收的光的大小(吸光度)。該吸收系數是表達式Ι-χρ^μ aXx)的系數，該表達式表示施加到血紅蛋白的光的衰減。需注意，“ 1ゾ’指照明光的強度，而“X”(単位cm)指血管距體內部分的表面的深度。在光吸收性質方面，不結合氧的脫氧血紅蛋白Hb與結合氧的氧合血紅蛋白HbO不同。除了在等吸光點以外，脫氧血紅蛋白的吸收系數μ a與氧合血紅蛋白的吸收系數Pa不同。等吸光點是脫氧血紅蛋白和氧合血紅蛋白的吸收系數μ a的交點，在該點脫氧血紅蛋白和氧合血紅蛋白的吸收系數μa具有相同的值。當在脫氧血紅蛋白和氧合血紅蛋白之間存在吸收系數μ a的差異時，即使將具有恒定波長和恒定強度的光施加到血管，來自血管的反射光的強度也會變化。當將具有不同波長和恒定強度的光施加到血管時，反射光的強度仍然變化，原因在于吸收系數μ a隨波長變化。因此，從在兩個或更多個波長帶的窄帶光的照射下捕獲的圖像獲得或確定血管中氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的比率，即，氧飽和度水平的信息。血液信息計算部70具有幀儲存器(未顯示)，所述幀儲存器用于臨時存儲用各個波長帶的窄帶光捕獲的圖像。血液信息計算部70從所述幀存儲器讀出每個圖像。血液信息計算部70使用通過血管區確定部71確定的每個圖像中血管區的圖像信號來進行多種計算。例如，血液信息計算部70計算在幀之間相同顔色的圖像信號(像素值)之間的比率或差值以獲得圖像參數，例如吸光度。更具體地，例如，當使用在相應的第一至第三類型的窄帶光的照射下捕獲的第一至第三幀Gl至G3計算氧飽和度水平時，血液信息計算部70計算“G1/G3”和“G2/G3”作為圖像參數。在此實施方案中，第一至第三類型的窄帶光的組合被稱為波長組。第一至第三類型的窄帶光穿透到相似的深度。基于它們各自穿透到體內部分中的深度來使用兩個或更多個波長組。通常，波長越長穿透深度越深。如在圖7中所示，參比數據72在單個波長組的基礎上以函數或數據表的形式顯示圖像參數和氧飽和度水平之間的關系。通過實驗等，圖像參數和氧飽和度水平之間的關系得到預先確定。血液信息計算部70從參比數據72獲得對應于圖像參數的氧飽和度水平。例如，血液信息計算部70將圖像參數代入函數以計算對應于該圖像參數的氧飽和度水平，或者從數據表檢索對應于該圖像參數的氧飽和度水平。氧飽和度水平的計算結果被輸出到血液信息圖像生成部73和CPU45中的每個。基于色圖，血液信息圖像生成部73生成反映或表示血液信息計算部70的計算結 果的氧飽和度圖像。色圖被用于以偽彩色顯示計算結果。通過血液信息計算部70并且使用參比數據72獲得的氧飽和度水平的數值作為文本數據顯示在氧飽和度圖像上。例如，色圖將青色分配給較低的氧飽和度水平，將品紅(magenta)分配給中等氧飽和度水平，并且將黃色分配給高的氧飽和度水平。如在圖8中所示，在R0M46中運行程序允許CPU45起波長帶切換控制器80的作用。波長帶切換控制器80從存儲在R0M46中的波長組表81 (顯示在圖9中)選擇或指定窄帶光的波長組。波長組表81具有用于計算在相應的表層、中層和深層中的血管的氧飽和度水平的最佳波長組，以及各個波長組的重復施加次數。波長組表81中的數據預先存儲。各個波長組包括，例如，使脫氧血紅蛋白的吸收系數μ a與氧合血紅蛋白的吸收系數μ a不同的波長帶，以及使脫氧血紅蛋白和氧合血紅蛋白具有相同的吸收系數μa的波長帶(對應于等吸光點)。這些波長帶的窄帶光穿透到相似或基本相同的深度。用于表層的波長組(下文中被稱為表層波長組)包括選自400nm至500nm的波長帶內的對應于等吸光點的405nm、445nm和473nm。用于深層的波長組(下文中被稱為深層波長組)包括選自600nm至IOOOnm的波長帶內的680nm、對應于等吸光點的805nm、和950nm(近紅外光)。用于中層的波長組(下文中被稱為中層波長組)包括選自500nm至600nm的波長帶內的540nm、550nm和580nm。這些波長是窄帶光的發射峰。如在圖10中所示，表層波長組的光到達距粘膜層的表面數十Pm的深度。中層波長組的光到達數十至數百μ m的深度，這比表層波長組的光到達的深度深。深層波長組的光到達粘膜肌層至粘膜下層。需注意，在此實施方案中，舉例來說，各個波長組包括3個波長。各個波長組可以包括2個或多于3個波長。波長組表81指定每個循環需要的各個波長組的重復施加次數。在每個循環中，表層波長組、中層波長組和深層波長組中的每個以指定的重復次數被施加到體內部分，從而計算相應的氧飽和度水平。在此實施方案中，所需的表層波長組的重復施加次數是“5”。所需的中層波長組的重復施加次數是“I” (表示中層波長組只被施加一次)，而所需的深層波長組的重復施加次數是“I” (表示深層波長組只被施加一次)。波長帶切換控制器80向光源裝置12的CPU66輸出信號從而允許光源裝置12以指定的重復次數施加各個波長組。如在圖11中所示，當使用模式開關19選擇特殊模式時，波長帶切換控制器80最初選擇表層波長組。光源裝置12的CPU66控制波長帶切換元件64以使表層波長組的各個波長的光在CCD33的單位累積周期內被逐個施加到體內部分。如由波長組表81指定的那樣，對表層波長組的施加進行5次連續的重復。之后，波長帶切換控制器80向CPU66輸出信號以從表層波長組切換到中層波長組并且之后從中層波長組切換到深層波長組。CPU66控制波長帶切換元件64從而在CCD33的單位累積周期內將中層波長組的每個波長的窄帶光逐個施加到體內部分。然后，深層波長組的每個波長的窄帶光在CCD33的単位累積周期內被逐個施加到體內部分。由此，一個循環得以進行，即，每個波長組被施加一次。在深層波長組的施加后，進行表層波長組的施加。中層波長組和深層波長組的次序可以互換。可以在表層波長組的重復之間的某次施加中層和深層波長組來代替表層波長組的5次連續重復。例如，在表層波長組的2次連續重復后，施加一次中層波長組，然后進行對表層波長組的2次連續重復。之后，深層波長組被施加一次，然后最后將表層波長組施加一次。波長組的次序可以自由互換，只要由波長組表81指定的每個波長組的重復次數得到進行即可。當進行對表層波長組的5次連續重復時，在表層波長組的首次施加與中層和深層波長組的施加中的每次施加之間存在時滯。另一方面，當在表層波長組的重復間的某次施加中層和深層波長組時，確保了基于相應的波 長組的氧飽和度水平的計算中的同時性(concurrency)。氧飽和度圖像Gbl至Gb5、Gg和Gr中的每個攜帯有關于厚度(深度)方向上氧飽和度水平的信息。氧飽和度圖像Gbl至Gb5從表層波長組的5次重復的各次施加獲得。氧飽和度圖像Gg從中層波長組的單次施加獲得。氧飽和度圖像Gr從深層波長組的單次施加獲得。顯示控制器50顯示氧飽和度圖像Gbl至Gb5、Gg和Gr中的ー個，或者并排地顯示所述氧飽和度圖像中的兩個或更多個。可以在單個圖像和多個圖像之間對顯示定期進行手動切換或者自動切換。這有助于氧飽和度圖像之間的比較并且因此不費力地進行診斷。CPU45響應于對釋放按鈕的操作將在ー個循環中獲得的氧飽和度圖像Gbl至Gb5、Gg和Gr寫入到R0M46或可移動介質。氧飽和度圖像Gbl至Gb5、Gg和Gr彼此相關。如已知的那樣，在癌癥的進展(包括轉移和侵襲)中，癌組織產生生長因子(血管內皮生長因子，VEGF)以代償氧(血流)的不足。生長因子促進新生血管(新血管)從已有血管的血管發生或生長。由此，形成新的血管網絡從而增加到病變的血流以使缺氧癥狀減輕。新生血管從癌組織的外周部分向下生長，從而與粘膜下層中較粗的血管相連。盡管癌組織自身處于相對低的氧飽和度水平，但是圍繞癌組織的具有新生血管的部分處于相對高的氧飽和度水平。如在圖12A中所示，當癌處于其早期階段(早期癌癥)吋，S卩，當癌組織留在粘膜肌層以上的粘膜層內時，新生血管從粘膜層生長到中層以包圍癌組織。氧飽和度圖像Gb顯示具有低氧飽和度水平的中央區(低氧飽和度區)和具有高氧飽和度水平的環狀區(高氧飽和度區)。低氧飽和度區對應于癌組織。高氧飽和度區對應于新生血管。另ー方面，通過施加中層波長組捕獲的氧飽和度圖像Gg僅具有對應于新生血管的環狀高氧飽和度區而不具有對應于癌組織的低氧飽和度區。通過施加深層波長組捕獲的氧飽和度圖像Gr不顯示氧飽和度水平的差異。另ー方面，如在圖12B中所示，當癌組織是經過粘膜肌層到達粘膜下層的晚期癌癥時,氧飽和度圖像Gb大部分是對應于癌組織的低氧飽和度區。另ー方面,氧飽和度圖像Gg與圖12A中的氧飽和度圖像Gb相似，其顯示對應于癌組織的中央低氧飽和度區和對應于新生血管的環狀高氧飽和度區。氧飽和度Gr僅顯示對應于新生血管的環狀高氧飽和度區。因此，顯示在氧飽和度圖像Gb、Gg和Gr中的氧飽和度水平根據癌癥的進展程度而有所不同。通過分析在氧飽和度圖像Gb、Gg和Gr中的每個圖像中高和低的氧飽和度水平的譜型，癌癥分期(癌癥深度)得到確定。接下來，參考圖13，血液信息測量設備2的操作得到描述。輸入患者信息并且使用操作單元48命令開始檢查。然后將電子內窺鏡10的插入部13插入到受試者中。在來自光源裝置12的照明光的照射下，用(XD33捕獲體內部分的觀察圖像。觀察圖像顯示在監視器18上。
更具體地，在AFE 37的每個部分中對從(XD33輸出的圖像信號進行各種處理步驟。然后將圖像信號輸入到圖像處理器49中。圖像處理器49對圖像信號進行多種圖像處理步驟，從而產生體內部分的圖像。將圖像輸入到顯示控制器50。顯示控制器50根據圖形數據執行多種顯示控制處理步驟。由此，觀察圖像顯示在監視器18上。在將電子內窺鏡10的插入部13插入到受試者中的過程中，選擇正常模式從而用白光照射體內部分。由此，在插入插入部13時保證寬的視野。當發現需要仔細觀察的病變并且有必要獲得它的氧飽和度水平時，選擇特殊模式。在特殊模式下，在適于病變的波長的窄帶光的照射下獲得并觀察氧飽和度圖像。當需要時，通過操作被設置在電子內窺鏡10上的釋放按鈕來捕獲病變的靜止圖像。當需要治療時，將醫療器械插入到電子內窺鏡10的手術鉗通道中從而去除病變或向病變給藥。在正常模式中，CPU66響應于CPU45的指令打開第一光源55從而將白光經由照明窗31施加到體內部分。另ー方面，如在圖13的SlO中所示，當使用模式開關19選擇特殊模式時，波長帶切換控制器80選擇表層波長組。CPU66關閉第一光源55并且打開第二光源56。CPU66控制波長帶切換元件64以使表層波長組的各個波長的窄帶光在CCD33的單位累積周期內被相繼施加到體內部分。對表層波長組進行5次連續的重復施加。(XD33捕獲每次重復施加表層波長組的反射光。然后，波長帶切換控制器80向CPU66輸出信號從而從表層波長組切換到中層波長組，然后從中層波長組切換到深層波長組。CPU66控制波長帶切換元件64從而允許中層波長組施加一次并且之后允許深層波長組施加一次。中層波長組的各個波長的窄帶光在CCD33的單位累積周期內被相繼施加到體內部分。然后，深層波長組的各個波長的窄帶光在CCD33的単位累積周期內被相繼施加到體內部分。CCD33依次捕獲每次施加中層和深層波長組的反射光(Sll)。在圖像處理器49中，首先，血管區確定部71確定血管區。然后，基于參比數據72，血液信息計算部70計算血管中的血紅蛋白的氧飽和度水平(S12)。之后，血液信息圖像生成部73生成使用表層波長組捕獲的氧飽和度圖像Gbl至Gb5，使用中層波長組捕獲的氧飽和度圖像Gg，和使用深層波長組捕獲的氧飽和度圖像Gr。一個或多個氧飽和度圖像同時顯示在監視器18上(S13)。氧飽和度圖像可以并排顯示。當操作釋放按鈕時，一個循環的氧飽和度圖像Gbl至Gb5、Gg和Gr彼此相關聯并且被寫入R0M46或可移動介質。在施加深層波長組的窄帶光后，進行表層波長組的窄帶光的施加(回到Sll)。重復上述步驟直到特殊模式結束(S14中的是)，例如，當使用模式開關19選擇正常模式吋。
如上所述，在本發明中，當進行由波長組表81指定的重復次數的施加時，表層、中層和深層波長組相繼地自動切換。將各個波長組的窄帶光施加到體內部分以計算氧飽和度水平。因此，容易地獲得在從粘膜層的表面到深層的深度方向上的血液信息(氧飽和度水平)，所述血液信息在確定癌癥分期中是有用的。在表層波長組的窄帶光的照射下觀察近粘膜層表面的毛細血管。毛細血管的尺寸非常小，例如，IOym級別。當與使用中層波長組獲得的中層血管(50μπι級別)的氧飽和度水平和使用深層波長組獲得的深層血管(ΙΟΟμπι級別)的氧飽和度水平相比時，這降低了使用表層波長組獲得的毛細血管的氧飽和度水平的可靠性。為此，在此實施方案中，表層波長組的重復次數被設置為“5”從而獲得氧飽和度圖像Gbl至Gb5。由此，通過在氧飽和度圖像Gbl至Gb5之間進行比較來核對氧飽和度水平計算結果的可重復性。換言之，當所有氧飽和度圖像Gbl至Gb5表現為基本相同時，可重復性得到保證。需注意，當計算結果與其余的計算結果的差值超過預定值時，該計算結果被確定為是不可靠的。可以排除這樣的計算結果以致不將該圖像顯示在監視器18上并且不將該圖像寫入R0M46。 在對ー個患者的多次檢查之間氧飽和度圖像Gb、Gg和Gr的按時間順序的變化顯示癌癥進展的速度。這在辨別轉移后快速生長的未分化癌中是有用的。已經建立了用于診斷癌組織的方法，該方法使用在窄帶光的照射下捕獲的表層中的毛細血管的圖像。因此，對表層中毛細血管的氧飽和度水平的計算尤其引人注意。為滿足對更精確計算的需要，在此實施方案中表層波長組的重復次數大于中層和深層波長組的重復次數。當將被觀察的體內部分在食道或大腸中時，優選的是如在此實施方案中那樣增加表層波長組的重復次數。相反地，可以增加中層波長組的重復次數。盡管可以使用表層波長組檢測粘膜層中的缺氧區(癌組織)，但是難于發現胃硬癌，原因在于其病變表面被正常組織覆蓋或者在病變中殘留有正常組織。另ー方面，中層波長組適合于計算在粘膜中層中相對粗的血管中的血紅蛋白的氧飽和度水平。因此，増加的中層波長組的重復次數確保發現粘膜層中不明顯的具有缺氧區的胃硬癌。可以根據將被觀察的體內部分來使重復次數變化而不是固定各個波長組的重復次數。例如，當使用上消化道內窺鏡時，増加表層波長組的重復次數以觀察食道。另ー方面，在對胃部的觀察中，増加中層波長組的重復次數從而以高的可靠性發現胃硬癌。為改變波長組的重復次數，例如，電子內窺鏡10的操作部14可以設置有用于手動改變設置的操作構件。備選地，如在圖14中所示，圖像處理器49可以包括位置檢測部90。位置檢測部90使用已知圖像識別技術來檢測或識別被觀察的體內部分是否在例如食道或胃中。波長組的重復次數可以基于識別結果自動改變。圖像識別技術包括使用位置檢測部90的圖形識別方法，例如，對作為在食道和胃之間具有獨特形狀的連接的賁門的圖形識別。在另ー種方法中，將圖像中的暗區與閾值進行比較，原因在于盡管胃部圖像中的暗區大，但是在內窺鏡穿過賁門前食道圖像中的暗區小。可以采用任何方法只要被觀察的體內部分得到識別或鑒定即可。例如，可以使用CT掃描來捕獲被檢查的患者的圖像以檢測電子內窺鏡10的遠側部分17在患者體內的位置。備選地，遠側部分17可以設置有pH傳感器從而基于pH差異識別被觀察的體內部分。例如，在以上實施方案中，當中層波長組的重復次數增加到“5”時，表層波長組的重復次數可以變為“I”。備選地，例如，中層波長組的重復次數變為“5”而表層波長組的重復次數不變(在以上實施方案中是“5”)。氧飽和度水平計算結果的可靠性隨波長組重復次數的增加而增加。然而，過多的重復延長每個循環所需的總成像時間。這產生在捕獲氧飽和度圖像Gb、Gg和Gr過程中的時滯，導致同時性的損失。優選的是基于氧飽和度水平計算結果的可靠性和同時性之間的平衡來確定每個循環各個波長組的重復次數。需注意，顯示在圖15中的設定窗95可以顯示在監視器18上以使用操作単元48改變各個波長組的重復施加次數。設定窗95具有文本框96。選擇文本框96并且向其輸入重復次數。通過選擇確定按鈕來改變重復次數。可以設置用于返回默認設置的操作按鈕。這允許以隨將被觀察的體內部分而變化的重復次數來計算氧飽和度水平。當使用具有放大功能的電子內窺鏡10來進行未放大觀察時，或者當遠側部分17和體內部分之間的距離超過預定距離時，氧飽和度水平計算結果的可靠性可能由于毛細血管圖像的分辨率不足而下降。在這些情況中，可以將表層波長組的重復次數設為“2”以上 以增加氧飽和度水平計算結果的可靠性。圖9中的波長組表81中的波長組作為實例顯示。代替地或另外地，可以使用具有不同波長組合的波長組。例如，可以使用適合于粘膜層的各個區段(表面的、中部的和深部的區段或層)的波長組。可以將各個波長組的施加進行一次。可以不重復施加的循環。每個波長組的施加可以僅進行ー個循環。特殊模式可以包括多種模式，例如，使用相應波長(450nm、550nm、780nm等)的窄帶光獲得表層、中層和深層的血管圖像(血管中血流的可見圖像)的模式；向活體組織中注射熒光物質并且觀察通過激發從體內部分產生的熒光的模式；以及用于觀察活體組織固有突光的模式。在以上實施方案中，波長帶切換元件64被布置第二光源56和光導34b之間。波長帶切換元件64可以被布置在光導34的出ロ端側上。波長帶切換元件64可以設置在用于獲取體內部分的圖像的物鏡光學系統上，例如，在成像窗30的后面或在CCD33的成像表面上。可以提供用于發射具有相應的不同波長帶的窄帶光的光源以代替波長帶切換元件。在以上實施方案中，從吸光度或作為吸光度對數的濃度獲得血紅蛋白的氧飽和度水平。備選地，血液流速可以作為血液信息由吸光度等獲得。計算氧飽和度的區域的尺寸可以是微觀的樣點而不是與CCD成像區對應的尺寸。在以上實施方案中使用電子內窺鏡。可以改為使用不同類型的內窺鏡，例如，帶有映像導體的纖維內窺鏡，或在其末端結合有圖像傳感器和超聲換能器的超聲內窺鏡。本發明也可適用于不使用內窺鏡的系統。在此情況中，將窄帶光施加到患者身體表面以獲得鄰近身體表面的血管的血液信息。在此系統中插入部是不必要的。本發明可以具有多種改變和改型并且可以被理解為它們包括在本發明的范圍內。
權利要求
1.ー種血液信息測量設備，所述設備包括 照明部，所述照明部用于將照明光施加到包括血管的體內部分； 成像部，所述成像部用于接收來自用所述照明光照射的體內部分的反射光，并且輸出圖像信號； 波長帶切換部，所述波長帶切換部用于在將被施加到所述體內部分的照明光的波長帶或將在所述成像部上入射的反射光的波長帶中進 行切換以使構成指定的波長組的兩種或更多種類型的窄帶光相繼地被施加或接收，所述兩種或更多種類型的窄帶光穿透到所述體內部分中的相似深度； 波長帶切換控制器，所述波長帶切換控制器用于控制所述波長帶切換部從而自動和相繼地在所述波長組中切換被指定的波長組，以使各個所述波長組的所述照明光的施加或所述反射光的接收以給定的重復次數進行；以及 血液信息計算部，所述血液信息計算部用于基于所述圖像信號計算所述血管中血液的血液信息。
2.權利要求I所述的血液信息測量設備，所述設備還包括用于顯示使用各個所述波長組測量到的所述血液信息的監視器。
3.權利要求2所述的血液信息測量設備，其中所述照明部包括照明窗，并且所述照明窗和所述成像部被設置在電子內窺鏡上。
4.權利要求3所述的血液信息測量設備，其中所述血液信息是基于吸光度計算的血紅蛋白的氧飽和度水平。
5.權利要求4所述的血液信息測量設備，其中所述波長組的至少ー種類型的窄帶光導致氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白之間吸收系數的差異，并且所述波長組的ー種類型的窄帶光不導致氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白之間吸收系數的差異。
6.權利要求4所述的血液信息測量設備，其中所述波長組中的ー個是表層波長組，所述表層波長組具有選自400nm至500nm的藍色波長帶內的多種類型的窄帶光，并且對所述表層波長組進行兩次或更多次的重復施加。
7.權利要求4所述的血液信息測量設備，所述設備還包括用于檢測所述體內部分的位置的位置檢測部，其中基于檢測到的位置確定各個所述波長組的重復施加次數。
8.權利要求7所述的血液信息測量設備，其中所述位置檢測部對所述體內部分的圖像進行圖像處理從而檢測所述體內部分的位置。
9.權利要求7所述的血液信息測量設備，其中所述波長組包括表層波長組，所述表層波長組具有選自400nm至500nm的藍色波長帶內的多種類型的窄帶光；以及中層波長組，所述中層波長組具有選自500nm至600nm的綠色波長帶內的多種類型的窄帶光,并且當所述位置檢測部檢測到所述體內部分在食道或大腸中時，所述表層波長組的重復次數被設定為兩次或更多次，并且當所述位置檢測部檢測到所述體內部分在胃中時，所述中層波長組的重復次數被設定為兩次或更多次。
10.權利要求6所述的血液信息測量設備，所述設備還包括用于改變所述重復次數的設定的操作輸入部。
11.權利要求4所述的血液信息測量設備，其中所述照明部將寬波長帶的白光作為所述照明光施加到所述體內部分，并且所述波長帶切換部被布置在所述照明部中以使所述窄帶光與所述白光分離或者被布置在所述成像部中以使所述窄帶光與所述反射光分離。
12.權利要求4所述的血液信息測量設備，其中所述監視器顯示使用所述各個波長組獲得的氧飽和度水平的計算結果中的ー個，或者并排地顯示所述計算結果中的兩個或更多個。
13.權利要求9所述的血液信息測量設備，其中所述波長組包括深層波長組，所述深層波長組具有選自600nm至IOOOnm的紅色波長帶內的多種類型的窄帶光。
14.權利要求4所述的血液信息測量設備，所述設備還包括用于在正常模式和特殊模式之間切換的模式選擇器，其中在所述正常模式中，觀察圖像由在寬波長帶的白光照射下獲得的所述圖像信號生成并且顯示在所述監視器上，而在所述特殊模式中，施加所述波長組以計算所述氧飽和度水平并且將所述氧飽和度水平顯示在所述監視器上。
15.ー種血液信息測量方法，所述方法包括以下步驟 將照明光施加到包括血管的體內部分； 接收來自用所述照明光照射的體內部分的反射光，并且輸出圖像信號； 在將被施加到所述體內部分的所述照明光的波長帶或所述反射光的波長帶中進行切換以使構成指定波長組的兩種或更多種類型的窄帶光相繼地被施加或接收，所述兩種或更多種類型的窄帶光穿透到所述體內部分中的相似深度； 在所述波長組中自動和相繼地切換所述指定的波長組，以使各個所述波長組的所述照明光的施加或所述反射光的接收以給定的重復次數進行；并且 基于所述圖像信號計算所述血管中血液的血液信息。
16.權利要求15所述的血液信息測量方法，所述方法還包括顯示在施加各個所述波長組的情況下測量到的所述血液信息的步驟。
17.權利要求16所述的血液信息測量方法，其中所述血液信息是基于吸光度計算的血紅蛋白的氧飽和度水平。
全文摘要
在特殊模式中，相繼選擇表層波長組、中層波長組和深層波長組。各個波長組由被相繼施加到體內部分的3種不同類型的窄帶光組成。波長組表指定各個波長組的重復次數。控制器控制波長帶切換元件從而施加各個波長組的每種類型的窄帶光，并且以由波長組表指定的重復次數施加各個波長組。CCD在相應波長組的窄帶光的照射下捕獲所述體內部分的圖像。血液信息計算部基于圖像信號分別計算在表層、中層和深層中的血管中的血紅蛋白的氧飽和度水平。這提供有關癌癥進展的信息。
文檔編號A61B1/04GK102727217SQ20121009325
公開日2012年10月17日 申請日期2012年3月31日 優先權日2011年4月1日
發明者山口博司, 齋藤孝明 申請人:富士膠片株式會社