专利名称：内窥镜系统、其处理器设备和显示氧饱和度水平的方法
技术领域：
本发明涉及具有对血液的氧饱和度水平成像的功能的内窥镜系统，该系统的处理器设备，以及用于显示氧饱和度水平的方法。
背景技术：
内窥镜检查术被广泛用作微创诊断和治疗方法。内窥镜检查术使用具有电子内窥镜、光源设备、处理器设备和监视器的内窥镜系统。目前，已知的内窥镜系统不仅具有在白光(正常光)下观察体腔或内腔的内部的正常模式，而且还具有使用处于特定的窄波长带的光(特殊光)以有助于发现病变的特殊模式。在正常模式中，正常光如处于宽波长带的氙光从插入到体腔中的电子内窥镜施加到内部身体表面，并且彩色图像传感器捕获从身体表面反射的光。通过图像传感器获得的彩色图像在处理器设备中进行图像处理，并显示在监视器上。在另一种技术中，如在待审的日本专利公开号2001-218217和2002-085344中所述，正常光被分离为三色光束:R、G和B，并且这三色光束被相继地施加到内部身体表面。来自身体表面的反射光束通过连续三帧法捕获从而获得三帧图像。然后，帧图像合并为单张全色图像。在特殊模式中，已知有血管分布获取技术，其中使用具有一定波长的特殊光来强调特定深度处的血管，在该波长处血红蛋白具有高的吸光系数。同样，如美国专利号5956416和美国专利申请公开号2011/237884中所述，已知有氧饱和度水平获取技术。在该技术中，具有不同波长(包括这样的波长，在该波长处在氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白之间吸光系数差异很大)的多个特殊光束被相继施加到内部身体表面。来自其的反射光束被捕获从而获得多个帧图像。由所述多个帧图像计算氧饱和度水平。以上技术有助于发现难以在正常光下发现的病变如癌症。如上所述，在使用多个帧图像的图像处理或计算中，成像定时的差异有时导致在两种模式中的任一种中多个帧图像之间的位置位移。在连续三帧法中，帧图像之间的位置位移在全色图像中显示为颜色位移。包含在电子内窥镜的头部组合件中的图像传感器移动地越快，位置位移和颜色位移就越有可能发生。为此，根据待审的日本专利公开号2001-218217，如果由帧图像间的位置位移引起的颜色位移超出容许的范围，位移的部分被屏蔽从而在视觉上指示该部分的氧饱和度水平的可靠性低。在美国专利申请公开号2011/237884中，相对于血管的位置进行帧图像间的对准从而消除位置位移。根据待审的日本专利公开号2002-085344，当响应于冻结命令R、G和B的三色冻结帧图像被存储到存储器时，由下命令时以及在该命令前后获得的相同颜色的帧图像间的位移计算头部组合件的移动量，并且三帧图像间的对准基于该移动量进行。相似地，根据美国专利号5956416，在R、G和B的彩色帧图像之间的位置位移的修正中，在下命令时以及在该命令后获得的相同颜色的帧图像被转换为二进制图像。基于二进制图像间重心的位移对冻结帧图像进行对准，从而消除全色图像中的颜色位移。
在数年中，对使用血液氧饱和度水平的诊断的期待在不断增加。这是因为使用血管分布的诊断需要医生具有关于对癌症特异的血管分布的足够了解，但是在使用氧饱和度水平的诊断中，作为癌症的征象的低氧区域在监视器上被人工着色。因此，因为医生一看到监视器就可以抓取病变，与使用血管分布的诊断相比不需要医生具有很多的经验和知识。在使用氧饱和度水平的诊断中，低氧区域和围绕低氧区域的高氧区域被定义为病变，所以需要通过精确地计算氧饱和度水平来清楚地显示低氧区域和高氧区域间的边界。因此，需要以高的精度计算氧饱和度水平。如果计算精度由于由成像定时的差异引起的帧图像间的位置位移而劣化，则需要指示计算精度的劣化。在待审的日本专利公开号2001-218217中，颜色位移的部分作为无效区被屏蔽从而在视觉上指示该部分具有低的计算精度。然而，甚至在不具有颜色位移的有效区域，计算精度可能由于其他因素如血容量而降低。另一方面，根据美国专利申请公开号2011/237884，尽管帧图像间的对准提高了氧饱和度水平的计算精度，但是在监视器上不指示计算精度。即使图像对准进行地不充分，无需任何通知就会在监视器上显示低精度的计算结果。
发明内容
本发明的目的是提供这样的内窥镜系统，其以高的精度计算血液氧饱和度水平并且指示计算精度的劣化(如果其发生的话)，该内窥镜系统的处理器设备，以及用于显示氧饱和度水平的方法。为实现以上的和其他的目的，根据本发明的内窥镜系统包括照明装置、图像接收装置、氧饱和度水平计算装置、特殊图像生成装置、显示装置、位移计算装置和显示形式转换装置。所述照明装置将具有不同波长带的多个照明光束相继施加到内部身体部分。所述图像接收装置相继捕获来自内部身体部分的反射光束从而获得对应于照明光束的类型的多帧图像信号。所述氧饱和度水平计算装置由图像信号计算血液氧饱和度水平。所述特殊图像生成装置根据氧饱和度水平产生被人工着色的特殊图像。所述显示装置显示特殊图像。所述位移计算装置计算所述帧之间的图像信号中的位置位移。所述显示形式转换装置根据所述位置位移转换所述特殊图像的显示形式。所述位移计算装置可以计算帧之间图像信号中的整个图像的位移作为位置位移。所述显示形式转换装置可以根据所述位置位移转换特殊图像的整体的显示形式。在另一种情况中，所述位移计算装置可以将每个图像信号划分为多个区域，并逐个区域地计算帧之间图像信号中的位移作为位置位移。所述显示形式转换装置可以根据位置位移逐个区域地转换显示形式。所述显示形式转换装置优选这样地显示特殊图像以致氧饱和度水平的信息量随位置位移的增加而减少。优选的是，氧饱和度水平的信息量的减少是特殊图像中颜色特性值的减小。颜色特性值优选是色度。所述内窥镜系统还可以包括图像对准装置，所述图像对准装置用于基于位置位移进行帧之间图像信号中的图像对准。所述位移计算装置可以重新计算图像对准后帧之间图像信号中的位置位移。所述显示形式转换装置可以根据重新计算的位置位移转换特殊图像的显示形式。
所述图像接收装置可以获取对应于第一照明光束的第一图像信号，所述第一照明光束具有第一波长范围，其中吸光系数依赖于氧饱和度水平而变化；对应于第二照明光束的第二图像信号，所述所述第二照明光束具有第二波长范围，其中吸光系数依赖于血容量而变化；以及第三图像信号，其用于标准化所述第一和第二图像信号。所述氧饱和度水平计算装置可以基于第一至第三图像信号计算氧饱和度水平。第一至第三波长范围可以在460至700nm的范围内。第一波长范围可以处于蓝色波长带中，而第二波长范围可以处于红色波长带中。根据本发明的内窥镜系统的处理器设备包括:接收装置，其从所述图像接收装置接收图像信号；氧饱和度水平计算装置，其从所述图像信号计算血液氧饱和度水平；特殊图像生成装置，其产生特殊图像；位移计算装置，其计算帧之间图像信号中的位置位移；以及显示形式转换装置，其根据位置位移在所述显示装置上转换特殊图像的显示形式。显示氧饱和度水平的方法包括以下步骤:将具有不同波长带的多个照明光束相继施加到内部身体部分；相继捕获来自内部身体部分的反射光束从而获得对应于照明光束的类型的多帧图像信号；由所述图像信号计算血液氧饱和度水平；产生特殊图像，所述特殊图像根据氧饱和度水平被人工着色；计算帧之间图像信号中的位置位移；并且根据位置位移在显示装置上转换特殊图像的显示形式。根据本发明，多个照明光束被相继施加到内部身体部分。只要每种照明光束被施力口，就获得单帧的图像信号。基于若干帧的图像信号，产生特殊图像，其中流经血管的血液的氧饱和度水平得到成像。在监视器上显示特殊图像时，氧饱和度水平的显示形式根据帧之间图像信号中的位移而转换。因此，在发生位移的情况下，能够在看到氧饱和度水平的可靠性下降时通知使用者。氧饱和度水平可以在不受血容量和帧之间位移(图像中的位置位移)的影响下被精确计算。
为了更全面的理解本发明，及其优势，现在结合附图参照以下描述，在附图中:图1是根据第一实施方案的内窥镜系统的示意图；图2是内窥镜系统的框图；图3是显示第一和第二白色光束的发射光谱的图；图4是显示R、G和B滤色片的光谱透射率的图；图5A是正常模式中图像传感器的成像控制的说明性视图；图5B是特殊模式中图像传感器的成像控制的说明性视图；图6是用于计算在正方形区域Ai中在X和Y方向上的位移的方法的说明性视图；图7是用于计算帧之间的位置位移的方法的说明性视图；图8是显示氧饱和度水平和信号比之间的相关性的图；图9是显示氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的吸光系数的图；图10是显示血容量和信号比之间的相关性的图；图11是由图8中的信号比计算氧饱和度水平的说明性视图；图12A是这样的图，其显示在位移小于第一容许值的情况中使用的第一颜色表；图12B是这样的图，其显示在位移为第一容许值以上并且小于第二容许值的情况中使用的第二颜色表；
图12C是这样的图，其显示在位移为第二容许值以上的情况中使用的第三颜色表;图13是显示特殊模式中的操作过程的流程图；图14是计算各个正方形区域中的位移的方法的说明性视图；图15是产生特殊图像的方法的说明性视图，所述特殊图像在区域间根据位移的量着不同的颜色；图16是根据第三实施方案的内窥镜系统的框图；图17是从各个正方形区域的X和Y方向的位移计算整个图像的位移的方法的说明性视图；图18A是用于说明蓝色信号和绿色信号之间的图像对准的说明性视图；图18B是用于说明蓝色信号和红色信号之间的图像对准的说明性视图；图19是第三实施方案的光源设备的示意图；图20是旋转滤光片的平面图；图21是这样的图，其显示旋转滤光片的B、G和R滤光片中的每个的光谱透射率和蓝色激光束和宽带光束的发射光谱；图22是快门的平面图；图23A是在使用图19 的光源设备的情况中在正常模式中的成像控制的说明性视图；以及图23B是在使用图19的光源设备的情况中在特殊模式中的成像控制的说明性视图。
具体实施例方式如在图1中所示，根据第一实施方案的内窥镜系统10由光源设备11，电子内窥镜12，处理器设备13，监视器14，以及输入设备15如键盘组成。光源设备11产生处于特殊波长带的光束。电子内窥镜12将光束从光源设备11导入患者的体腔内，并将光束施加到内部身体部分。电子内窥镜12将从该身体部分反射的光束成像,并输出图像信号。处理器设备13对该图像信号施加图像处理从而产生内窥镜图像。内窥镜图像显示在监视器14上。如在图1和2中所示，电子内窥镜12设置有要被引入到体腔中的纤细插入部32，用于操纵插入部32的控制柄部35，以及可拆卸地连接到光源设备11和处理器设备13的连接器36。插入部32包括从控制柄部35的一侧以下列顺序设置的柔性细长管38、操纵组合件39，以及头部组合件40。柔性细长管38在体腔中柔性弯曲。操纵组合件39通过转动设置在控制柄部35上的弯角钮35a柔性弯曲以使头部组合件40瞄向所需方向和角度。包括用于插入医疗器械的手术钳通道和气/水供给通道的多个通道延伸通过控制柄部35和插入部32 (尽管其未被显示)。内窥镜系统10具有正常模式(正常光观察模式)，其中内部身体部分在白色光束下被观察；以及特殊模式(氧饱和度水平观察模式)，其中各自具有窄波长带的多个特殊光束被施加到内部身体部分以计算血液氧饱和度水平。来自设置在电子内窥镜12中的模式转换器17的输入或者来自输入设备15的输入在正常和特殊模式之间进行转换。如在图2中所示，光源设备11包括两个激光源LDl和LD2以及源控制器20。激光源LDl发射中心波长为445nm的第一激光束，而激光源LD2发射中心波长为473nm的第二激光束。第一和第二激光束激发荧光体50，并且分别产生第一和第二白色光束(伪白色光束)。要注意，第一激光束优选的波长范围为440至460nm，而第二激光束优选的波长范围为 460 至 480nm。从激光源LDl和LD2发射的第一和第二激光束通过聚光透镜(未显示)分别入射到光纤24和25。作为激光源LDl或LD2，大面积型InGaN激光二极管、InGaNA激光二极管、GaNA激光二极管等是可用的。源控制器20控制激光源LDl和LD2的发射定时。在此实施方案中，在正常模式中，激光源LDl被打开，而激光源LD2关闭。在特殊模式中，激光源LDl和LD2逐帧地交替开启和关闭。更具体地，当激光源LDl开启时，激光源LD2关闭。当激光源LDl关闭时，激光源LD2开启。组合器21合并来自光纤24和25的激光束。合并的光束被作为光解多路复用器的率禹合器22分为两束。被分开的两束分别通过光导28和29传输。每个光导28、29由多个光纤的束制成。要注意，来自每个激光源LD1、LD2的激光束可以直接进入光导28和29而不需通过组合器21和耦合器22。头部组合件40设置有照明部件33，其用于将通过光导28和29传输的两个照明光束施加到内部身体部分；以及图像接收部34，其用于对内部身体部分成像。图像接收部34包括成像窗42，其被布置在头部组合件40的中心附近。从内部身体部分反射的光束通过成像窗42。照明部件33包括被布置在图像接收部34两侧上的两个照明窗43和44。照明光束从照明窗43和44施加，即从两个方向施加到内部身体部分。照明窗43和44在其凹部中分别包含光投射元件47和54。每个光投射元件47、54使得通过光导28和29传输的第一或第二激光束进入荧光体50从而产生第一或第二白色光束。第一或第二白色光束通过透镜51施加到内部身体部分。荧光体50由被来自激光源LDl或LD2的第一或第二激光束激发并发射绿色到红色荧光的多种类型荧光物质(例如，YAG系荧光物质或BAM(BaMgAlltlO17)系荧光物质)制成。通过发射自荧光体50的绿色到黄色荧光与通过荧光体50而不被吸收的第一或第二激光束的混合，第一或第二激光束进入荧光体50产生伪白色光束。要注意，产生自荧光体50的荧光的波长根据激发光的波长而轻微变化。荧光体50优选具有近似长方体形状。荧光体50可以通过用捆束器(binder)将荧光物质压制成长方体形状而形成。树脂如无机玻璃和荧光物质的混合物可以形成为长方体形状。该突光体50已知的商标为Micro White (MW)。如在图3中所示，第一白色光束具有作为第一激光束的波长带的445nm的波长以及作为通过第一激光束的进入而产生的荧光的波长带的460nm至700nm的波长。第二白色光束具有作为第二激光束的波长带的473nm的波长以及作为通过第二激光束的进入而产生的荧光的波长带的480nm至700nm的波长。要注意，在本发明中，白色光束无需包含可见光的各个和每个波长分量，只要其包含作为原色的R(红色)，G(绿色)和B(蓝色)的多个波长分量即可，如上述的伪白色光束。广义上，白色光束包括， 例如，具有从绿色到红色的波长分量的光，具有从蓝色到绿色的波长分量的光，等。
用于捕获内部身体部分的图像光的光学系统如物镜元件(未示)被设置在成像窗42的凹部中。在物镜元件的凹部中，设置有图像传感器60例如CXD图像传感器或CMOS图像传感器，从而进行图像光的光电变换。图像传感器60在其光接收表面(成像表面)处接收来自物镜元件的图像光，并进行接收到的图像光的光电变换从而输出模拟图像信号。图像传感器60是彩色CCD。在图像传感器60的光接收表面，各自包括具有R滤色片的R像素，具有G滤色片的G像素，以及具有B滤色片的B像素的像素组被排列成矩阵。B、G和R滤色片分别具有由图4的曲线63、64和65表示的光谱透射率。因此，被施加到内部身体部分并自其反射的白色光束入射到图像传感器60的每个像素。自图像传感器60输出的图像信号通过线缆67输入到A/D转换器68。A/D转换器68将图像信号转换为数字图像信号。经转换的图像信号通过连接器36输入到处理器设备13的图像处理部73。成像控制器70控制图像传感器60。如在图5A中所示，在正常模式中，利用第一白色光束(445nm+荧光)照射产生的电荷的累积和读出在一帧周期内进行。在内窥镜系统10保持在正常模式时，重复此累积和读出。另一方面，在特殊模式中，如在图5B中所不,利用第一白色光束照射产生的电荷的累积和读出在第一帧中进行。之后，利用第二白色光束(473nm+荧光)照射产生的电荷的累积和读出在第二帧中进行。在内窥镜系统10保持在特殊模式时，第一和第二帧交替地重复。在特殊模式中，BI表不第一巾贞中自图像传感器60的B像素输出的蓝色信号。Gl表不第一巾贞中自G像素输出的绿色信号,而Rl表不第一巾贞中自R像素输出的红色信号。相似地,B2表示第二帧中自B像素输出的蓝色信号。G2表示第二帧中自G像素输出的绿色信号，而R2表不第二巾贞中自R像素输出的红色信号。处理器设备13由主控制器72，图像处理部73和存储器74组成。主控制器72与监视器14和输入设备15连接。主控制器72基于来自电子内窥镜12的模式转换器17以及输入设备15的输入控制图像处理部73、光源设备11的源控制器20、电子内窥镜12的成像控制器70、和监视器14。图像处理部73，其包括正常图像处理器80和特殊图像处理器82，将预定的图像处理施加到来自电子内窥镜12的图像信号。正常图像处理器80将预定的图像处理施加到在正常模式中获得的图像信号从而产生正常图像。特殊图像处理器82基于在特殊模式中获得的图像信号计算血液氧饱和度水平，并且产生特殊图像(氧饱和度图像)，其中正常图像根据氧饱和度水平被人工着色。特殊图像处理器82包括位移计算器83、信号比计算器84、相关性存储器85、氧饱和度水平计算器86、以及特殊图像生成器88。位移计算器83计算第一帧图像和第二帧图像之间的位移AF。位移AF计算自第一帧的绿色信号Gl和第二帧的绿色信号G2，原因在于它们之间信号特征的相似性。首先，如在图6的(A)中所示，在绿色信号Gl和G2的每个中，设置各自由3X3个像素组成的正方形区域Ai ( “i”表示从1至n的自然数)。要注意，在图像信号例如绿色信号Gl和G2中，X方向表不竖直方向，而Y方向表不水平方向。
接下来，如在图6的⑶中所示，在各个正方形区域Ai中，X方向上的累积直方图HXl和Y方向上的累积直方图HYl产生自绿色信号G1。累积直方图表示在正方形区域Ai的X或Y方向上每个像素值的频率(出现的次数)。在累积直方图中，纵轴表示频率，而横轴表示像素值。相似地，X方向上的累积直方图HX2和Y方向上的累积直方图HY2产生自绿色信号G2。之后，如在图6的(C)中所示，X方向的位移AXi通过比较累积直方图HXl和HX2来计算。相似地，Y方向的位移AYi通过比较累积直方图HYl和HY2来计算。比较操作优选累积直方图HXl和HX2之间或累积直方图HYl和HY2之间的减法操作。以累积直方图HXl和HX2为例，累积直方图HXl中像素值100的频率对应于累积直方图HX2中像素值102的频率。因此，像素值102和100之间的减法产生差值D(2个像素值)。关于累积直方图中的每个像素值来计算差值D，并且计算的差值D的总和被称为X方向的位移AXi。以类似的方式计算Y方向的位移AYi。在从绿色信号Gl和G2计算X和Y方向的位移AXi和A Yi后，如在图7中所示，将各个正方形区域Ai的X和Y方向的位移A Xi和AYi加起来从而获得第一和第二帧之间的位移AF。要注意，X和Y方向的位移AXi和AYi中的一个可以用于计算位移AF。信号比计算器84计算第二帧的蓝色信号B2和第一帧的绿色信号Gl之间的信号比B2/G1，以及第一帧的红色信号Rl和第一帧的绿色信号Gl之间的信号比R1/G1。信号比计算器84关于位于相同位置的像素计算信号比。对各个和每个像素计算信号比。要注意，可以仅在图像信号的所有像素中构成血管区域的像素中计算信号比。在此情况中，基于血管区域和其他区域之间图像信号的差异来确定血管区域。相关性存储器85存储信号比B2/G1和R1/G1与氧饱和度水平之间的相关性。如在图8中所示，该相关性采取二维表的形式，其中表示氧饱和度水平的等高线被限定在二维空间中。等高线的位置和形状通过光散射的物理模拟获得，并且可以根据血容量变化。例如，血容量的变化使等高线之间的距离变宽或变窄。要注意，信号比B2/G1和R1/G1以对数标度来描绘。相关性与氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的光吸收性质和光散射性质紧密相关，如在图9中所示。在图9中，线90表示氧合血红蛋白的吸光系数，而线91表示脱氧血红蛋白的吸光系数。使用例如473nm的波长允许获得氧饱和度水平，在473nm处在氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白之间吸光系数差异很大。然而，包含对应于473nm光束的信号的蓝色信号B2不仅高度依赖于氧饱和度水平而且还高度依赖于血容量。因此,除蓝色信号B2以外,使用获得自主要依赖于血容量的红色信号Rl和作为蓝色信号B2和红色信号Rl的参考信号(标准化信号)的绿色信号Gl的信号比B2/G1和R1/G1，允许在消除血容量的影响的同时以高的精度获得氧饱和度水平。为了在不受血容量影响的情况下计算氧饱和度水平，蓝色信号B2和红色信号Rl优选具有在460至700nm范围内的波长。根据吸光系数对波长的依赖性，适用以下三项:(1)在470nm的波长附近(例如，中心波长为470nm土 1Onm的蓝色波长范围)，吸光系数根据氧饱和度水平的不同而变化很大。(2)在540至580nm的绿色波长范围中，吸光系数的平均值不受氧饱和度水平影响。
(3)在590至700nm的红色波长范围中，吸光系数似乎根据氧饱和度水平而变化很大，但实际上，其不受氧饱和度水平的影响，因为吸光系数的值很小。相关性存储器85还存储信号比R1/G1和血容量之间的相关性，如在图10中所示。该相关性采取一维表的形式，其中血容量随信号比R1/G1的增加而增加。信号比R1/G1和血容量之间的相关性被用于计算血容量。氧饱和度水平计算器86利用存储在相关性存储器85中的相关性和通过信号比计算器84获得的信号比B2/G1和R1/G1计算每个像素的氧饱和度水平。如在图11中所示，对应于通过信号比计算器84获得的信号比B2*/G1*和R1*/G1*的点P在存储于相关性存储器85中的相关性中被确定。如果点P位于表示0%氧饱和度水平的下限线93和表示100%氧饱和度水平的上限线94之间，则点P指示氧饱和度水平的百分点。以图11为例，点P位于60%的等高线，所以氧饱和度水平为60%。另一方面，在该点不在下限线93和上限线94之间的范围内的情况中，如果该点位于下限线93之上，则氧饱和度水平确定为0%。如果该点位于上限线94以下，则氧饱和度水平确定为100%。要注意，在该点不在下限线93和上限线94之间的范围内的情况中，可以判断该像素的氧饱和度水平具有低的可靠性并且不应当显示在监视器14上。特殊图像生成器88基于通过位移计算器83获得的位移A F和通过氧饱和度水平计算器86获得的氧饱和度水平产生特殊图像。产生的特殊图像显示在监视器14上。该特殊图像由视频信号表示，所述视频信号由亮度信号Y和色差信号Cb和Cr组成。第一帧的绿色信号Gl被指定为亮度信号Y。基于第一至第三颜色表88a至88c中的任一个，对应于氧饱和度水平的信号值被指定为色差信号Cb和Cr。如果位移AF小于第一容许值e I则使用显示在图12 A中的第一颜色表88a。如果位移A F是第一容许值e I以上并且小于第二容许值e 2( e 2 > e I)则使用显示在图12B中的第二颜色表88b。如果位移A F是第二容许值e 2以上则使用显示在图12C中的第三颜色表88c。在第二颜色表88b中，人工颜色的色度被设置为比在第一颜色表88a中的人工颜色的色度低。第一和第二颜色表88a和88b用彩色人工着色氧饱和度水平,而第三表88c用非彩色人工着色氧饱和度水平。要注意，根据位移△ F，在颜色表之间人工颜色的色度以外的任何颜色特性可以不同。如上所述，因为所用颜色表依赖于位移A F而改变，换言之，位移A F越大，人工颜色的色度变得越低，所以可能通过颜色的改变直观地提示使用者氧饱和度水平的可靠性。在位移AF很大以致超过第二容许值e2(头部组合件40被极端快的移动)的情况中，使用将特殊图像转换为灰度图像的用于非彩色的第三颜色表。由此，使用者一看到监视器14就被通知:获得的灰度特殊图像完全不同于具有高可靠性的彩色特殊图像。接下来，将参照图13的流程图来描述本发明的操作。在正常模式中，电子内窥镜12的插入部32被插入到患者的体腔中。插入状态显示在监视器14上。头部组合件40瞄准身体内的所需部分以进行观察。当找到怀疑是病变的身体部分时，通过操作模式转换器
17,内窥镜系统10进入特殊模式。中心波长为445nm的第一激光束从第一激光源LDl发射。第一激光束激发荧光体50。来自荧光体50的第一白色光束被施加到该身体部分。来自该身体部分的反射光束被作为具有B、G和R像素的彩色CCD的图像传感器60捕获。图像传感器60产生第一帧的图像信号， 其包括蓝色信号B1、绿色信号Gl和红色信号R1。
然后，中心波长为473nm的第二激光束激励荧光体50，并且获得的第二白色光束被施加到身体部分。图像传感器60捕获来自该身体部分的反射光束，并且产生第二帧的图像信号，其包括蓝色信号B2、绿色信号G2和红色信号R2。位移计算器83从第一帧的绿色信号Gl和第二帧的绿色信号G2计算第一和第二帧之间的位移AF。信号比计算器84关于第一和第二帧之间图像信号中位于相同位置的像素计算信号比B2/G1和R1/G1。计算每个像素的信号比。之后，氧饱和度水平计算器86基于存储在相关性存储器85中的相关性计算对应于信号比B2/G1和R1/G1的氧饱和度水平。获得各个和每个像素的氧饱和度水平。在获得每个像素的氧饱和度水平和血容量后，特殊图像生成器88利用根据位移A F选择的第一至第三颜色表88a至88c中的一个获得对应于氧饱和度水平的色差信号Cr和Cb。第一帧的绿色信号Gl被指定为亮度信号Y。色差信号Cr和Cb和亮度信号Y构成特殊图像。产生的特殊图像显示在监视器14上。在特殊图像中，色调指示氧饱和度水平，而色度指示氧饱和度水平的可靠性。图14和15显示本发明的第二实施方案。在第二实施方案中，人工颜色的色度基于各个正方形区域Ai的X和Y方向的位移AXi和AYi在正方形区域Ai基础上改变，而在第一实施方案中，人工颜色的色度基于整个图像的位移AF在整个图像基础上改变。除了位移计算器83和特殊图像生成器88以外，第二实施方案的结构与第一实施方案的结构相同，对相同部件的描述将省略。要注意，正方形区域Ai优选被限定为在X方向上具有三种像素并且在Y方向上具有三种像素，如同第一实施方案那样，但是不限于此配置。如同第一实施方案，第二实施方案的位移计算器83利用X方向上的累积直方图HXl和HX2以及Y方向上的累积直方图HYl和HY2计算各个正方形区域Ai的X和Y方向的位移AXi和AYi (见图6)。之后，如在图14中所示，在正方形区域Ai基础上加入X和Y方向的位移AXi和AYi从而获得各个正方形区域Ai的位移AFi。第二实施方案的特殊图像生成器88将第一帧的绿色信号Gl指定为亮度信号Y，如同第一实施方案。至于色差信号Cr和Cb,另一方面,特殊图像生成器88基于在正方形区域Ai基础上指定的第一至第三颜色表88a至88c中的一个计算信号值。如果正方形区域Ai的位移AFi小于第一容许值e 1，则使用第一颜色表88a。如果位移AFi是第一容许值e I以上且小于第二容许值e 2( e 2 > e I)，则使用第二颜色表88b。如果位移AFi是第二容许值e 2以上,则使用第三颜色表88c。因此，在图15的情况中，⑷显示各个正方形区域Ai的位移AFi。如在⑶中所示，取决于各个正方形区域Ai的位移A Fi，第一至第三颜色表88a至88c中的一个分配给每个正方形区域Ai。在(B)中，“Tl”表示第一颜色表88a，而“T2”表示第二颜色表88b，而“T3”表示第三颜色表88c。基于分配给各个正方形区域Ai的第一至第三颜色表88a至88c中的一个，在正方形区域Ai基础上获得色差信号Cr和Cb。获得的色差信号Cr和Cb和亮度信号Y构成特殊图像。在特殊图像中， 如在(C)中所示，使用第一颜色表88a(Tl)的围绕正方形区域Ai的区域Ra以具有高色度的彩色显示，这样直观地通知使用者:区域Ra具有高可靠性的氧饱和度水平。使用第二颜色表88b (T2)的围绕正方形区域Ai的区域Rb以彩色显示但是色度低，这样直观地通知使用者:区域Rb的氧饱和度水平的可靠性相对较低。使用第三颜色表88c (T3)的围绕正方形区域Ai的区域Re以非彩色显示，这样直观地通知使用者:区域Re的氧饱和度水平的可靠性极低。因此，因为具有高色度的区域(Ra)和具有低色度的区域(Rb和Re)混合在特殊图像中，所以使用者可以同时识别所有区域。在显示在图16中的第三实施方案中，在基于第一和第二帧之间的位移进行图像对准后，再次计算第一和第二帧之间的位移。根据第三实施方案的内窥镜系统100设置有:位移计算器101，其用于计算用于图像对准的位移AFx和AFy ;以及图像对准部102，其用于基于位移AFx和AFy进行第一和第二帧之间的图像对准。第三实施方案的特殊图像生成器88以不同于第一实施方案的方式产生特殊图像。其他结构与部件与第一实施方案的那些相同，所以对其的描述将被省略。与第一实施方案的位移计算器83 —样，位移计算器101利用X方向上的累积直方图HXl和HX2以及Y方向上的累积直方图HYl和HY2计算各个正方形区域Ai的X和Y方向的位移AXi和AYi。之后，如在图17中所示，添加所有X方向的位移AXi (i = I至n)从而获得整个图像信号的X方向的位移AFx。添加所有Y方向的位移AYi (i = I至n)从而获得整个图像信号的Y方向的位移AFy。图像对准部102在用于计算氧饱和度水平的信号之间进行图像对准，并且更具体地，在第一帧的绿色信号Gl和第二帧的蓝色信号B2之间，以及在第一帧的红色信号Rl和第二帧的蓝色信号B2之间。首先，如在图18A中所示，绿色信号Gl和蓝色信号B2中的一个在X方向上移位X方向的位移AFx，并且在Y方向上移位Y方向的位移AFy。相似地，如在图18B中所示，红色信号Rl和蓝色信号B2中的一个在X方向上移位X方向的位移A Fx,并且在Y方向上移位Y方向的位移AFy。在图像对准部102进行图像对准后，位移计算器101再次计算X和Y方向的位移。此处，AFx’是指重新计算的X方向的位移，而AFy’是指重新计算的Y方向的位移。特殊图像生成器88根据重新计算的位移AF’(其是重新计算的X和Y方向的位移AFx’和AFy’的和)选择颜色表88a至88c中的一个。如何选择颜色表与在第一实施方案中相同，不同之处是用重新计算的位移AF’代替位移AF。利用所选的颜色表，产生特殊图像。在第三实施方案中，因为图像对准部102进行第一和第二帧之间的图像对准，所以氧饱和度水平的可靠性在特殊图像中得到改善。即使图像对准部102不能完全消除位移，图像对准后重新计算的位移AFx’和AFy’通过颜色的改变在特殊图像中得到指示，所以使用者可以一看到特殊图像就可识别位移。要注意，在用于计算氧饱和度水平的R、G和B波长带的三种图像信号中，可以使用如同第一实施方案的半导体激光源来产生图像信号中的一种或两种，而可以使用从由白色光源如氙灯发出的宽带光束中分离的光束来产生其他的图像信号。在此情况中，使用显示在图19中的光源设备200代替第一实施方案的内窥镜系统10的光源设备11。由光源设备200产生的光束被供给到电子内窥镜180。电子内窥镜180的结构与第一实施方案的电子内窥镜12的结构相似，不同之处是在头部组合件40的照明部件33中没有设置荧光体50。由此，来自光源设备200的光束通过电子内窥镜180直接施加到内部身体部分。设置在电子内窥镜180中的图像传感器180a的结构与图像传感器60的结构不同。成像控制器70的操作不同于第一实施方案。 在处理器设备13中，正常图像处理器80以不同的方式产生正常图像，而特殊图像处理器82使用不同于第一实施方案中所用信号的信号。将仅描述与第一实施方案的不同之处。光源设备200由白色光源230、旋转滤光片234、半导体激光兀件236、光束合并器238和快门240组成。白色光源230发射波长为400至700nm的宽带光束BB。旋转滤光片234从发射自白色光源230的宽带光束BB产生B、G和R的三色光束，并且相继地将三色光束供应到光导28和29。半导体激光元件236发射蓝色激光束BN。光束合并器238将蓝色激光束BN的光程L2合并到宽带光束BB的光程LI中。快门240关闭在白色光源230和旋转滤光片234之间的宽带光束BB的光程LI。白色光源230包括用于辐射宽带光束BB的主体230a和用于调节宽带光束BB的量的光圈230b。主体230a是氙灯、卤素灯、金属卤化物灯等。光圈230b的开放由光量控制器(未显示)控制。如在图20中所示，旋转滤光片234被可旋转地布置以使B滤光片234a、G滤光片234b和R滤光片234c选择性地插入到宽带光束BB的光程LI中。旋转滤光片234呈圆盘状。旋转滤光片234被划分为三个扇区，其各自在其周向上具有120°的圆心角，并且B滤光片234a、G滤光片234b和R滤光片234c被布置在所述扇区中。如在图21中所示，B滤光片234a透射宽带光束BB中处于蓝色波长带的B光。G滤光片234b透射宽带光束BB中处于绿色波长带的G光，而R滤光片234c透射宽带光束BB中处于红色波长带的R光。因此，通过转动旋转滤光片234，B、G和R光束相继地从旋转滤光片234发射。半导体激光元件236具有激光源236a和源控制器236b。如在图21中所示，激光源236a发射中心波长为473nm的蓝色激光束BN。源控制器236b控制激光源236a的开启和关闭。源控制器236b由处理器设备13的主控制器72控制。来自激光源236a的蓝色激光束BN通过聚光透镜236c传播到光束合并器238。光束合并器238 (为二向色镜)透射来自旋转滤光片234的光，同时反射来自半导体激光元件236的蓝色激光束BN从而将蓝色激光束BN的光程L2合并到宽带光束BB的光程LI中。来自光束合并器238的光束通过聚光透镜242供应到电子内窥镜180。如在图22中所示，快门240具有:圆心角为120°的用于屏蔽宽带光束BB的遮光部240a，以及圆心角为240°的用于透射宽带光束BB的透光部240b。快门240被制成可旋转的。通过转动快门240，遮光部240a和透光部240b选择性并且交替地插入到宽带光束BB的光程LI中。快门240的转动操作在正常模式和特殊模式之间不同。在正常模式中，快门240不动以使透光部240b布置在光程LI中。因此，宽带光束BB不断地入射到旋转滤光片234上。由此，通过转动旋转滤光片234，三色光束即B、G和R光束相继地产生，并被施加到内部身体部分。在特殊模式中，另一方面，快门240转动以使遮光部240a布置在宽带光束BB的光程LI中，同时旋转滤光片234的B滤光片234a被布置在宽带光束BB的光程LI中。换言之，在B滤光片234a被布置在光程LI中的同时，宽带光束BB被屏蔽。在此宽带光束BB的屏蔽期中，激光源236a开启从而将蓝色激光束BN提供至电子内窥镜180。另一方面，在透光部240b被布置在宽带光束BB的光程LI中的同时， 蓝色激光束BN关闭，并且宽带光束BB传播。在此宽带光束BB的透射期内，宽带光束BB透射通过G滤光片234b和R滤光片234c，从而相继地产生G和R光束。与第一实施方案的图像传感器60不同，电子内窥镜180的图像传感器180a是单色图像传感器，在其成像表面不具有微型滤色片。用于控制图像传感器180a的成像控制器70进行与第一实施方案不同的操作。在正常模式中，如在图23A中所示，B、G和R的三色图像光束通过帧连续法捕获。各种图像光束被转换为电荷，并且根据累积的电荷产生帧连续图像信号B、G和R。该连续操作在正常模式期间重复。在特殊模式中，另一方面，如在图23B中所示，蓝色激光束BN、G光束和R光束被施加到内部身体部分，并且它们的三种图像光束被捕获。各个图像光束被转换为电荷，并且根据累积的电荷产生帧连续图像信号N、G和R。该连续操作在特殊模式期间重复。正常图像处理器80基于帧连续图像信号B、G和R产生正常图像。在此正常图像中，帧连续图像信号B基本对应于第一实施方案的蓝色信号BI。帧连续图像信号G基本对应于第一实施方案的绿色信号G1。帧连续图像信号R基本对应于第一实施方案的红色信号Rl0处理器设备13的特殊图像处理器82从帧连续图像信号N、G和R计算血容量和氧饱和度水平。在此实施方案中，N/G被用作对应于第一实施方案的信号比B2/G1的亮度比，而R/G被用作对应于第一实施方案的信号比R1/G1的亮度比。因此，相关性存储器85存储亮度比N/G和R/G与氧饱和度水平之间的相关性。该操作过程的其他步骤与第一实施方案相同。要注意，在该实施方案中成像的是氧饱和度水平，但是代替氧饱和度水平或除了氧饱和度水平以外，还可以成像通过“血容量(氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的和)X氧饱和度水平(％)”计算的氧合血红蛋白指数或通过“血容量X (100-氧饱和度水平)(％ )”计算的脱氧血红蛋白指数。虽然已经参考附图通过本发明的优选实施方案的方式全面描述了本发明，但是对于本领域技术人员来说，多种改变和修改将是明显的。因此，除非这些改变和修改背离了本发明的范围， 否则它们应当被视为包括在其中。
权利要求
1.一种内窥镜系统，其包括: 照明装置，其用于将具有不同波长带的多个照明光束相继施加到内部身体部分；图像接收装置，其用于相继捕获来自所述内部身体部分的反射光束从而获得与所述照明光束类型相对应的多帧图像信号； 氧饱和度水平计算装置，其用于由所述图像信号计算血液氧饱和度水平； 特殊图像生成装置，其用于根据所述氧饱和度水平产生被人工着色的特殊图像； 显示装置，其 用于显示所述特殊图像； 位移计算装置，其用于计算所述帧之间所述图像信号中的位置位移；以及 显示形式转换装置，其用于根据所述位置位移转换所述特殊图像的显示形式。
2.根据权利要求1所述的内窥镜系统，其中 所述位移计算装置计算所述帧之间所述图像信号中整个图像的位移作为所述位置位移；并且 所述显示形式转换装置根据所述位置位移转换所述特殊图像的整体的所述显示形式。
3.根据权利要求1所述的内窥镜系统，其中 所述位移计算装置将所述图像信号中的每个划分为多个区域，并且逐个区域地计算所述帧之间所述图像信号中的位移作为所述位置位移；并且 所述显示形式转换装置根据所述位置位移逐个区域地转换所述显示形式。
4.根据权利要求1至3中的一项所述的内窥镜系统，其中所述显示形式转换装置显示所述特殊图像以使所述氧饱和度水平的信息量随所述位置位移的增加而减少。
5.根据权利要求4所述的内窥镜系统，其中所述氧饱和度水平的所述信息量的减少是所述特殊图像中颜色特性值的减小。
6.根据权利要求5所述的内窥镜系统，其中所述颜色特性值是色度。
7.根据权利要求1所述的内窥镜系统，其还包括: 图像对准装置，其用于基于所述位置位移进行所述帧之间所述图像信号中的图像对准，其中 所述位移计算装置在所述图像对准后重新计算所述帧之间所述图像信号中的所述位置位移；并且 所述显示形式转换装置根据所述重新计算的位置位移转换所述特殊图像的所述显示形式。
8.根据权利要求1所述的内窥镜系统，其中 所述图像接收装置获取对应于第一照明光束的第一图像信号，所述第一照明光束具有第一波长范围，其中吸光系数依赖于所述氧饱和度水平而变化；对应于第二照明光束的第二图像信号，所述所述第二照明光束具有第二波长范围，其中吸光系数依赖于血容量而变化；以及第三图像信号，其用于标准化所述第一和第二图像信号，并且 所述氧饱和度水平计算装置基于所述第一至第三图像信号计算所述氧饱和度水平。
9.根据权利要求8所述的内窥镜系统，其中所述第一至第三波长范围在460至700nm的范围内。
10.根据权利要求8所述的内窥镜系统，其中所述第一波长范围处于蓝色波长带中，并且所述第二波长范围处于红色波长带中。
11.一种内窥镜系统的处理器设备，其具有照明装置，所述照明装置用于将具有不同波长带的多个照明光束相继施加到内部身体部分；图像接收装置，所述图像接收装置用于相继捕获来自所述内部身体部分的反射光束从而获得对应于所述照明光束的类型的多帧图像信号；以及显示装置，所述处理器设备包括: 接收装置，其用于从所述图像接收装置接收所述图像信号； 氧饱和度水平计算装置，其用于从所述图像信号计算血液氧饱和度水平； 特殊图像生成装置，其用于根据所述氧饱和度水平产生被人工着色的特殊图像；位移计算装置，其用于计算所述帧之间所述图像信号中的位置位移；以及显示形式转换装置，其用于根据所述位置位移在所述显示装置上转换所述特殊图像的显示形式。
12.—种显示氧饱和度水平的方法，所述方法包括以下步骤: 将具有不同波长带的多个照明光束相继施加到内部身体部分； 相继捕获来自所述内部身体部分的反射光束从而获得对应于所述照明光束的类型的多帧图像信号； 从所述图像信号计算血液氧饱和度水平； 产生特殊图像，所述特殊图像根据所述氧饱和度水平被人工着色； 计算所述帧之间所述图像信号中的位置位移；并且 根据所述位置位移在显示装置`上转换所述特殊图像的显示形式。
全文摘要
本发明涉及内窥镜系统、其处理器设备和显示氧饱和度水平的方法。在特殊模式中，内部身体部分在第一白色光束下成像从而获得由蓝色、绿色和红色信号组成的第一帧。相继地，该身体部分在第二白色光束下成像从而获得由蓝色、绿色和红色信号组成的第二帧。氧饱和度水平计算自所述信号。基于氧饱和度水平产生特殊图像。第一和第二帧之间的位移计算自该信号。与位移小于第一容许值的情况相比，如果位移是第一容许值以上且小于第二容许值，则特殊图像以较低的色度显示在监视器上。如果位移是第二容许值以上，则特殊图像被转换为灰度图像。
文档编号A61B1/05GK103099598SQ201210443809
公开日2013年5月15日 申请日期2012年11月8日 优先权日2011年11月9日
发明者斋藤孝明 申请人:富士胶片株式会社