专利名称：电子内视镜系统的制作方法近年来，在医疗领域，已经进行许多使用电子内视镜的诊断和治疗。典型的电子内视镜装备有插入对象体腔中的细长的插入部分。该插入部分中集成成像器，例如位于其顶端的(XD。电子内视镜连接到光源装置，该光源装置从插入部分的顶端发射光线，以便照亮体腔的内部。由于体腔的内部被光线照亮，因此，体腔内部的对象组织被插入部分顶端处设置的成像器所成像。通过成像所获得的图像在被监视器显示之前通过处理器进行各种类型的处理，该处理器连接到电子内视镜。因此，电子内视镜允许实时观察显示对象体腔的内部的图像，并且因此能够确诊。光源装置使用白光源，例如，能够发射波长范围在蓝光区至红光区的白宽波段光的氙灯。使用白宽波段光照亮体腔的内部允许根据获得的图像来观察整个对象组织。然而， 尽管用宽波段光照明获得的图像通常允许观察整个对象组织，但是有时这些图像不能清楚地观察一些对象组织，例如，微细血管、深层血管、麻点图案和由凹陷和凸起形成的不平的表面轮廓等。所公知的是，当用波长被限制到特定范围的窄波段光照射时，这些对象组织能够被清楚地观察。同样所公知的是，用窄波段光照射所获得的图像数据产生对象组织的各种信息，例如，血管中的氧饱和程度(oxygen saturation level)。然而，用窄波段光照射所获得的图像是光帧序图像，其不容易比较或组合，因为随时间变化发生了位置移动。日本专利文献JP03-21186A、JP2001-218217A和JP2002-85344A 提出了校正帧序图像(frame sequential images)之间的位置移动的方法。例如，日本专利文献JP03-21186A公开如下步骤随着帧序地变换波长，通过获得的图像显示氧饱和程度图像；检测帧间颜色偏差；并且，当帧间颜色偏差超出允许时，增加是无效区的感兴趣的区的信息。日本专利文献JP2001-218217A公开如下步骤比较单色图像；根据图像之间的位置移动来检测对象移动量；和变换其它颜色的图像。日本专利文献JP2002-85344A公开如下步骤用轮廓定义对帧序图像二值化并计算二值化图像的重心坐标；根据两个单色帧序图像的重心来计算移动量，以便基于该移动量对帧序图像进行同步。
近年来，已经需要通过对准多个帧图像来产生氧饱和程度图像，前述多个帧图像是基于血管的位置使用具有不同波长的光帧序地获得的。然而，日本专利文献JP03-21186A 中所公开的方法没有校正颜色偏差(color deviaion)，因此，不能准确地产生对准图像。日本专利文献JP2001-218217A和JP2002-85344A没有提及显示血管信息功能，例如氧饱和程度。此外，其中公开的这些发明没有基于血管的位置的对准，因此，不能产生准确地对准的氧饱和程度图像。鉴于上述问题提出本发明，因此，本发明的目的是通过对准多个帧图像产生氧饱和程度图像来准确地获得血管的氧饱和程度，其在诊断中极其重要，前述多个帧图像是基于血管的位置使用具有不同波长的光帧序地获得的。为了实现上述目的，本发明提供一种电子内视镜系统，包括光源装置，所述光源装置顺序地发射彼此具有不同波段的多种光；电子内视镜，所述电子内视镜用于把从所述光源装置发射的多种光顺序地照射到体腔内部的包含血管的对象组织，顺序地接收从对象组织反射的被照射光的多种反射光，并顺序地输出与具有不同波段的多种被接收的光对应的图像数据；血管提取装置，所述血管提取装置用于从与从所述电子内视镜输出的具有不同波段的多种光对应的图像数据中的每个提取具有规定直径的血管的位置；对准装置，所述对准装置基于所述血管提取装置提取的血管的位置，使与使用具有不同波段的多种光所获得的图像数据对应的图像对准；图像产生装置，所述图像产生装置根据所述对准装置所对准的图像的图像数据，来产生表示血管中的氧饱和程度的分布的氧饱和程度图像；和图像显示装置，所述图像显示装置以模拟颜色显示所述图像产生装置所产生的氧饱和程度图像。优选地，所述光源装置顺序地发射具有不同波段的三种光，并且所述对准装置相对于使用三种具有不同波段的光中的具有中间波段的一种光所获得的图像数据的图像，对准使用三种光中的具有其它波段的两种光所获得的图像数据的其它图像。优选地，所述光源装置顺序地发射具有不同波段的三种光，所述血管提取装置从与具有不同波段的三种光对应的图像数据中的第一图像数据提取具有第一直径的第一血管的位置，从图像数据中的第二图像数据提取第一血管的位置和具有大于第一直径的第二直径的第二血管的位置，和从图像数据中的第三图像数据提取第二血管的位置，并且所述对准装置基于第一血管的位置对准第一和第二图像数据的两个图像，并且基于第二血管的位置对准第二和第三图像数据的两个图像。优选地，所述光源装置顺序地发射作为第一光的、具有不同波段的三种光，和作为第二光的、包含具有所述第一光的整个波段的光的宽波段光；并且所述对准装置使使用第一光所获得的各个图像数据的每个图像与使用第二光所获得的图像数据的图像对准。优选地，所述光源装置顺序地发射波长为540 士 lOnm、560 士 IOnm和580 士 IOnm的三种光。优选地，所述光源装置顺序地发射波长为405 士 10nm、440 士 IOnm和470 士 IOnm的三种光。本发明提供了基于血管位置的对准功能和氧饱和程度导出功能，本发明允许精确地获得血管的氧饱和程度，该氧饱和程度在诊断中特别重要。图1是根据本发明的第一实施例的电子内视镜系统的外视图；图2是显示根据本发明的第一实施例的电子内视镜系统的电子构造的框图；图3是旋转过滤器的示意图4是说明根据本发明的第一实施例的CCD(图像传感器)的成像操作的视图；图5是显示血红蛋白的吸收系数的曲线图；图6是一方面显示第一和第二亮度比S1/S3和S2/S3之间的关系以及另一方面显示血管深度和氧饱和程度之间的关系的曲线图；图7A是用于说明如何根据第一和第二亮度比Sl*/S3*和S2*/S3*来获得亮度坐标系中的坐标点(Χ*，γ*)的视图，图7Β是用于说明如何获得对应于坐标点(Χ*，Υ*)的血管信息坐标系中的坐标点(U*，V*)的视图；图8是显示窄波段图像、宽波段图像或氧饱和程度图像的监视屏的视图；图9是同时显示氧饱和程度图像和窄波段图像或宽波段图像的监视屏的视图；图10是显示计算血管深度-氧饱和程度信息的过程和结合该信息产生氧饱和程度图像的过程的第一半个流程图；图11是显示血管深度-氧饱和程度信息的过程和结合该信息产生氧饱和程度图像的过程之后的过程的第二半个流程图；图12是显示根据本发明的第二实施例的电子内视镜系统的电子构造的框图；图13是显示根据本发明的第二实施例的电子内视镜系统的电子构造的框图；和图14是显示红色、绿色和蓝色过滤器的光谱透射率的曲线图。
旋转过滤器致动器32连接到处理器中的控制器59，并且通过响应于来自控制器 59的指令转动旋转过滤器31，来控制旋转过滤器31的透过区的位置。图3所示的旋转过滤器31包括用于通过宽波段光BB的波长限制为 M0nm+/-10nm、优选为540nm的窄波段光的第一窄波段光透过区131 (以下称为“第一窄波段光附”)；用于通过波长限制为560nm+/-10nm、优选为560nm的窄波段光的第二窄波段光透过区132(以下称为“第二窄波段光N2”)；和用于通过波长限制为580nm+/-10nm、优选为 580nm的窄波段光的第三窄波段光透过区133(以下称为“第三窄波段光N3”)。为了从光源装置13产生第一窄波段光m至第三窄波段光N3中的一个，旋转过滤器31能够旋转，它旋转以便把宽波段光透过区131至133中的、与待产生的窄波段光对应的一个定位在宽波段光源30的光路上。具体地，响应于来自控制器59的指令，旋转过滤器致动器32转动旋转过滤器31， 使第一窄波段光透过区131定位在宽波段光源30的光路上。利用照射体腔内部的第一窄波段光Ni，对象组织被成像。一旦完成成像，控制器59给出指令，用于转动过滤器，使第二窄波段光透过区132代替第一窄波段光透过区131被设定在适当位置。一旦利用第二窄波段光N2照射体腔的内部完成成像，同样地，第三窄波段光透过区133代替第二窄波段光透过区132被设定在适当位置。一旦利用第三窄波段光N3照射体腔的内部完成成像，第一窄波段光透过区131代替第三窄波段光透过区133被再次设定到适当位置。电子内视镜11包括光导43、CXD44(图像传感器)、模拟处理电路(AFE 模拟前端)45和成像控制器46。光导43是大直径的光纤、束纤等，具有插入光源装置的光接收端和面向设置在前端部分16a的照明透镜(illumination lens)48的光发射端。光源装置13 发射的光被光导43引导并射向照明透镜48。导入照明透镜48中的光通过附接到前端部分 16a的端面的照明窗口 49进入体腔。被体腔内部反射的宽波段光BB和第一至第三窄波段光m至N3通过附接到前端部分16a的端面的观察窗口 50进入聚焦透镜51。(XD44利用它的成像表面4 接收来自聚焦透镜51的光，对被接收的光执行光电转换以便累加信号负载(signal charge)，并读取累加的信号作为成像信号。读取的图像信号传输到AFE45。根据本实施例，CCD44可以是彩色CCD或单色CCD。AFE45包括相关二次采样(⑶幻、自动增益控制电路(AGC)和模拟-数字转换器 (A/D)(它们没有显示)。CDS对从CCD 44提供的成像信号执行相关二次采样，以便去除启动(XD44所产生的噪声。AGC对已通过⑶S去除了噪声的成像信号进行放大。模拟-数字转换器把AGC放大的成像信号转换成具有给定位数(number of bits)的数字成像信号，该数字成像信号应用于处理器12。成像控制器46连接到处理器12中的控制器59，并且响应于控制器59给出的指令向CCD44发送驱动信号。CCD44根据来自成像控制器46的驱动信号以给定的帧速率向 AFE45输出成像信号。根据第一实施例，如图4所示，在一帧的获取周期中首先执行总共两个操作通过第一窄波段光W的光电转换累加信号负载的步骤和读取累加的信号负载作为第一窄波段成像信号的步骤。一旦完成第一窄波段成像信号的读取，就在一帧的获取周期中执行通过第二窄波段光N2的光电转换累加信号负载的步骤和读取累加的信号负载作为第二窄波段成像信号的步骤。一旦完成第二窄波段成像信号的读取，就在一帧的获取周期中执行通过第三窄波段光N3的光电转换累加信号负载的步骤和读取累加的信号负载作为第三窄波段成像信号的步骤。如图2所示，处理器12包括数字信号处理器55 (DSP)、帧存储器56、血管图像产生器57和显示控制电路58，所有这些元件55-58受控制器59控制。DSP55执行由电子内视镜的AFE45产生的第一至第三窄波段成像信号的颜色分离(color s印aration)、颜色插值(color interpolation)、白平衡调节(white balance adjustment)、灰度校正(gamma correction)等，以便产生第一至第三窄波段图像数据。帧存储器56存储由DSP55产生的第一至第三窄波段图像数据。血管图像产生器57包括亮度比计算器60、关系存储单元61、血管深度-氧饱和程度计算器62、氧饱和程度图像产生器64、血管提取装置65和对准装置66。血管提取装置65在(XD44获得的第一至第三窄波段图像数据中执行血管提取。因为血红蛋白光吸收特性和消化道粘膜散射特性在根据本实施例的第一至第三窄波段中是相同的，因此，使用第一至第三窄波段光观察的血管的构造不会变化很大。更具体地，位于比粘膜的表面层(位于大约100 μ m的深度)稍深的层(中间层)中的血管利用最高对比度被提取。因此，具有与位于中间层中的血管对应的频率分量和具有大约20μπι 至50 μ m的直径的信号被提取。例如，与位于中间层中的血管对应的频率信号能够使用规定的两维过滤器来提取。为了产生这种两维过滤器，首先通过估算内视镜的前端部分16a和对象之间的距离和放大比来获得与中间层中的血管的直径对应的图像中的频段(测量直径为20μπι至 50 μ m)。接下来，仅增强该频段的过滤器被在频率空间中设计，并适用于对应于通过傅里叶变换的实空间。在该情况中，两维过滤器特性需要在频率空间中调节，以便两维过滤器的尺寸能够包含在大约5X5的实际尺寸内。因此，产生的两维过滤器应用于第一至第三窄波段图像数据，以便提取与中间层中的血管对应的频率分量的数据。因此，两维过滤器的应用导致在第一至第三窄波段图像数据中提取与中间层中的血管对应的频率分量的数据。已经在第一至第三窄波段图像数据中提取与血管对应的分量的图像数据将被称作第一至第三增强的窄波段图像数据。第一至第三增强的窄波段图像数据存储在帧存储器 56中。通过血管提取处理，表示第一至第三窄波段图像数据中的中间层中的血管的像素的像素位置被确定为血管区，并与第一至第三窄波段图像数据一起存储在帧存储器56中。对准装置66读取存储在帧存储器56中的第一至第三增强的窄波段图像数据，以便基于增强的血管图像来实现第一至第三增强的窄波段图像数据的对准。根据该实施例，考虑到它们获得的次序，第一和第三增强的窄波段图像与第二增强的窄波段图像对准，因为然后待校正的位置移动(移动量)仅为一帧。对准可以使用日本专利文献JP2001-218217A中公开的方法来实现。首先，第一增强的窄波段图像被在上-下向和左-右向移动几个像素，以便获得与第二增强的窄波段图像的差。该过程重复多次，以便确定使像素之间的差信号(differential signals)的绝对值的和最小的移动量。然后，第一窄波段图像被移动与因此确定的移动量相同的移动量，以便获得第一移动的窄波段图像，该第一移动的窄波段图像的图像数据存储在帧存储器56中。对第三增强的窄波段图像和第三窄波段图像重复相同的过程，以便获得第三移动的窄波段图像，该第三移动的窄波段图像的图像数据存储在帧存储器56中。亮度比计算器60读取存储在帧存储器56中的第一和第三移动的窄波段图像数据和第二窄波段图像数据，并计算图像之间的亮度比。因为基于血管(直径大约为20 μ m至50 μ m)通过对准装置66实现第一和第三移动的窄波段图像数据和第二窄波段图像数据的对准，因此，在这些图像数据中像素位置和
血管位置重合。亮度比计算器60获得与血管区的相同位置处的像素对应的、第一和第三移动的窄波段图像数据之间的第一亮度比S1/S3和第二窄波段图像数据和第三移动的窄波段图像数据之间的第二亮度比S2/S3。Sl是第一移动的窄波段图像数据的像素的亮度，S2是第二窄波段图像数据的像素的亮度，Sl是第三移动的窄波段图像数据的像素的亮度。关系存储单元61 —方面存储第一和第二亮度比S1/S3和S2/S3之间的关系，另一方面存储血管中的氧饱和程度和血管深度之间的关系。该关系是血管包含具有图5所示的光吸收系数的血红蛋白的一个关系，并且通过分析，例如，通过迄今进行的诊断累积的一些第一至第三窄波段图像数据来获得该关系。如图5所示，血管中的血红蛋白具有光吸收特性，其光吸收系数μ a根据用于照明的光的波长变化。该光吸收系数113表示血红蛋白的吸收率，即，光吸收度，并且是以显示照射血红蛋白的光的衰减的公式I0eXp(-yaXX)表示的系数。在该公式中，IO是从光源装置发射的照射对象组织的光的强度；X(Cm)是对象组织内的血管的深度。还原血红蛋白70和氧合血红蛋白71具有不同的光吸收特性，从而使得它们除了等吸光点外具有不同的吸收率，在等吸光点处还原血红蛋白70和氧合血红蛋白71两者具有相同的吸收率(图5中的血红蛋白70和71的光吸收特性曲线的交点)。由于吸收率的差，即使当相同的血管被具有相同强度和相同波长的光照射时，亮度也会变化。当照射光具有相同强度但波长变化时，亮度也变化，因为波长的差导致光吸收系数μ a改变。鉴于上述的血红蛋白的光吸收特性和考虑到以下事实波长在445nm和504nm的范围内吸收率根据氧饱和程度变化，和为了更正血管深度信息获得具有短波长并因此具有短到达深度的光。因此，第一至第三窄波段光m至N3中的至少一个优选地具有中间波长为450nm或更小的波长范围。此外，对于相同的氧饱和程度，波长的差导致吸收系数的差和还导致到达粘膜的深度的差。因此，使用到达深度随波长变化的光的特性，允许获得亮度比和血管深度之间的关系。如图6所示，关系存储单元61存储表示第一和第二亮度比S1/S3和S2/S3的亮度坐标系66中的坐标点和表示氧饱和程度和血管深度的血管信息坐标系67中的坐标点之间的对应关系。亮度坐标系66是XY坐标系，其中X轴显示第一亮度比S1/S3，Y轴显示第二亮度比S2/S3。血管信息坐标系67是设置在亮度坐标系66上的UV坐标系，其中U轴显示血管深度，V轴显示氧饱和程度。因为血管深度与亮度坐标系66之间具有正的关系，因此U 轴具有正斜率。U轴显示当U轴上的位置倾斜地朝右上移动时感兴趣的血管位于逐渐变小的深度，和当U轴上的位置倾斜地朝左下移动时感兴趣的血管位于逐渐变大的深度。因为氧饱和程度与亮度坐标系66之间具有负的关系，因此，V轴具有负斜率。V轴显示当V轴上的位置倾斜地朝左上移动时氧饱和程度变低，和当V轴上的位置倾斜地朝右下移动时氧饱和程度变高。在血管信息坐标系67中，U轴和V轴在交点P处彼此直角交叉。这是因为在第一窄波段光W的照射和第二窄波段光N2的照射之间吸收率的幅度颠倒。更具体地，如图5 所示，波长为M0nm+/-10nm的第一窄波段光m的照射允许具有高氧饱和程度的氧合血红蛋白71的光吸收系数大于还原血红蛋白70的光吸收系数，但是，波长为560nm+/-10nm的第二窄波段光N2的照射允许还原血红蛋白70的光吸收系数大于氧合血红蛋白71的光吸收系数，因此，导致吸收率的幅度颠倒。当使用允许没有吸收率颠倒的窄波段光代替第一至第三窄波段光m至N3时，U轴和V轴彼此不以直角交叉。血管深度-氧饱和程度计算器62基于存储在关系存储单元61中的关系确定与第一和第二亮度比S1/S3和S2/S3对应的氧饱和程度和血管深度，前述第一和第二亮度比Si/ S3和S2/S3通过亮度比计算器60计算。现在，在亮度比计算器60计算的第一和第二亮度比S1/S3和S2/S3中，设定Sl*/S3*和S2*/S3*为分别用于血管区中的给定像素的第一亮度比和第二亮度比。如图7A所示，血管深度-氧饱和程度计算器62确定与亮度坐标系66中的第一和第二亮度比Sl*/S3*和S2*/S3*对应的坐标点(X*，Y*)。一旦确定坐标点(X*，Y*)，血管深度-氧饱和程度计算器62确定与血管信息坐标系67中的坐标点(X*，Y*)对应的坐标点 (U*，V*)，如图7Β所示。因此，血管深度信息U*和氧饱和程度信息V*被获得，用于血区域中的给定像素。氧饱和程度图像产生器64具有颜色图64a(CM)，其中氧饱和程度被分配颜色信息。更具体地，颜色图6 允许通过颜色分配(模拟颜色分配)来容易地区分氧饱和程度， 从而使得例如低的氧饱和程度被分配青色，中等的氧饱和程度被分配紫红色，高的氧饱和程度被分配黄色。与血管深度图像产生器相似，氧饱和程度图像产生器64根据颜色图6 确定与通过血管深度-氧饱和程度计算器计算的氧饱和程度信息V*对应的颜色信息。然后，氧饱和程度图像产生器64把该颜色信息结合到规定的窄波段图像数据或宽波段图像数据中，以便产生氧饱和程度图像数据，在该氧饱和程度图像数据中，使用模拟颜色、假色或伪彩色显示氧饱和程度。因此产生的氧饱和程度图像数据存储在帧存储器56中。显示控制电路58从帧存储器56读取一个或更多个图像，并允许监视器14显示读取的一个图像或更多个图像。图像可以以各种模式显示。例如，如图8所示，氧饱和程度图像73可以简单地显示在监视器14上。在氧饱和程度图像73中，血管图像75以青色显示，表示较低的氧饱和程度，血管图像76以紫红色显示，表示中等的氧饱和程度，并且血管图像77以黄色显示，表示较高的氧饱和程度。如图9所示，氧饱和程度图像73和窄波段图像72或宽波段图像74两者可以以图 8所示的显示模式同时显示。接下来，参见图10和图11所示的流程图，来说明获得第一至第三窄波段图像数据的过程，对准第一至第三窄波段图像的过程，计算血管深度-氧饱和程度信息的过程和结合这些信息产生氧饱和程度图像的过程。首先，操作控制台23，通过旋转过滤器致动器32 来转动旋转过滤器31，以便把第一窄波段光透过区131定位在宽波段光源30的光路上。然后，利用第一窄波段光W照射体腔的内部，开始对象组织的成像。在该成像中观察到的第一窄波段图像存储在帧存储器56中，作为第一窄波段图像数据。类似地，如流程图所示，旋转过滤器致动器32转动旋转过滤器31，使第二窄波段光透过区132和第三窄波段光透过区133设定在宽波段光源30的光路上，并且用第二窄波段光N2和第三窄波段光N3照射体腔的内部，以便对对象组织成像和把第二窄波段图像和第三窄波段图像存储在帧存储器56中，分别作为第二窄波段图像数据和第三窄波段图像数据。一旦第一至第三窄波段图像数据存储在帧存储器56中，血管提取装置65基于待提取的血管的直径产生血管提取过滤器。血管提取过滤器首先估计内视镜的前端部分16a和对象之间的距离和放大比，以便获得与中间层中的血管的直径对应的第一至第三窄波段图像的频段(测量直径为20 μ m 至50 μ m)。接下来，仅增强这些频段的两维过滤器被在频率空间中设计，然后被形成为对应于通过傅里叶变换的实空间。在该情况中，过滤器特性需要在频率空间中调节，以便两维过滤器的尺寸能够包含在大约5X5的实际尺寸内。如此产生的两维过滤器应用于第一至第三窄波段图像数据，以便允许提取直径为大约20 μ m至50 μ m的血管。然后，血管已经被提取的第一至第三窄波段图像数据被存储在帧存储器56中，作为第一至第三增强的窄波段图像数据。接下来，对准装置66读取从帧存储器56读取第一至第三增强的窄波段图像数据， 以便对准图像。考虑到它们获得的次序，通过使用第二增强的窄波段图像作为基准，来实现对准， 从而使得第一和第三增强的窄波段图像与第二增强的窄波段图像对准。具体地，第一增强的窄波段图像首先被对准。第一增强的窄波段图像在上-下向和左-右向上移动几个像素，以便获得与第一窄波段图像的差。该过程重复多次，以便获得使像素之间的差信号的绝对值的和最小的移动量。然后，第一窄波段图像被从帧存储器56读出并被移动与上述移动量相同的移动量，以便获得第一移动的窄波段图像，并且该第一移动的窄波段图像数据存储在帧存储器 56中。第三窄波段图像也被对准，以便获得第三移动的窄波段图像，该第三移动的窄波段图像存储在帧存储器56中。第一和第三移动的窄波段图像数据和第二窄波段图像数据用于产生氧饱和程度图像。当第一至第三移动的窄波段图像数据和第二窄波段图像数据已经存储在帧存储器56中时，亮度比计算器60从三个图像数据确定包含血管的血管区。然后，亮度比计算器 60计算与血管区中的相同位置处的像素对应的、第一和第三移动的窄波段图像数据之间的第一亮度比Sl*/S3*和第二窄波段图像数据和第三移动的窄波段图像数据之间的第二亮度比 S2*/S3*。
接下来，血管深度-氧饱和程度计算器62基于存储在关系存储单元61中的关系来确定与第一和第二亮度比Sl*/S3*和S2*/S3*对应的、亮度坐标系中的坐标点(X*，Y*)。 另外，确定与坐标点(Χ*，Υ*)对应的血管信息坐标系中的坐标点(U*，V*)，以便获得血管区中的给定像素的血管深度信息U*和氧饱和程度信息V*。当已经获得血管深度信息U*和氧饱和程度信息V*时，根据血管深度图像产生器中的CM 63a来确定与血管深度信息U*对应的颜色信息，同时根据氧饱和程度图像产生器中的CM 6 来确定与氧饱和程度信息V*对应的颜色信息。如此确定的颜色信息存储在处理器12的RAM (未显示)中。一旦颜色信息存储在RAM中，继续上述过程，以便获得血管区中的所有像素的血管深度信息U*和氧饱和程度信息V*和确定与血管深度信息U*和氧饱和程度信息V*对应的颜色信息。当已经获得与血管区中的所有像素的血管深度信息和氧饱和程度信息对应的颜色信息时，氧饱和程度图像产生器64产生氧饱和程度图像数据。氧饱和程度图像产生器64 将氧饱和程度信息增加到用作对准基准的图像的图像数据(第二窄波段图像数据)。如此产生的氧饱和程度图像数据再次存储在帧存储器56中。显示控制电路58从帧存储器56读取包括氧饱和程度图像数据的多个图像数据， 并基于读取的图像数据在监视器14上显示氧饱和程度图像73和窄波段图像72或宽波段图像74，如图8或图9所示。如上所述，本发明提供基于血管位置的对准功能和氧饱和程度导出功能 (derivation function)，并允许准确地获得血管的氧饱和程度，该血管的氧饱和程度在诊断中特别重要。我们已经描述了本发明的上述第一实施例。本发明的第二实施例设置有代替宽波段光源30(例如氙光源)的、产生具有给定波长的窄波段光的窄波段光源。第二实施例与第一实施例的不同点在于光源13的构造，血管提取装置65的血管提取过程和对准装置66的对准。第二实施例与第一实施例共享其它特征，并且因此下面不再重复它们的说明。如图12所示，光源装置13包括第四至第六窄波段光源33至35、连接器36和光源选择器37。第四至第六窄波段光源33至35是激光二极管或类似物。第四窄波段光源33产生波长限制为400nm+/-10nm、优选为405nm的窄波段光(以下称为“第四窄波段光N4”)， 第五窄波段光源34产生波长限制为440nm+/-10nm、优选为445nm的窄波段光(以下称为 “第五窄波段光N5”)，第六窄波段光源35产生波长限制为470nm+/-10nm、优选为473nm的窄波段光(以下称为“第六窄波段光N6”)。第四至第六窄波段光源33至35分别连接到第四至第六窄波段光纤33a至35a，允许第四至第六窄波段光N4至N6进入第四至第六窄波段光纤33a至35a。连接器36把电子内视镜中的光导43连接到第四至第六窄波段光纤33a至35a。 第四至第六窄波段光N4至N6能够通过第四至第六窄波段光纤33a至3 进入光导43。光源选择器37连接到处理器中的控制器59，并根据控制器59的指令打开或关闭第四至第六窄波段光源33至35。根据第二实施例，第四至第六窄波段光源33至35顺序地打开以便允许使用第四至第六窄波段光N4至N6成像。具体地，光源选择器37首先打开第四窄波段光源33。利用第四窄波段光N4照射体腔的内部，对象组织被成像。一旦完成成像，控制器59发出光源切换指令，以便关闭第四窄波段光源33并打开第五窄波段光源34。类似地，一旦完成利用第五窄波段光N5照射体腔内部的成像，第五窄波段光源34被关闭，并且第六窄波段光源35被打开。一旦完成利用第六窄波段光N6照射体腔内部的成像，第六窄波段光源35被关闭。与第一实施例类似，第四窄波段光N4至第六窄波段光N6进入内视镜11的CXD 44，以便产生第四窄波段成像信号至第六窄波段成像信号。如同在第一实施例中，根据第二实施例的CXD 44可以是彩色CXD或单色(XD。因为在三个窄波段光N4至N6之中血红蛋白光吸收特性和消化道粘膜散射特性变化很大，因此，取决于所使用的波长，在三个波长之中观察到的血管的构造变化很大。具体地，第四窄波段光N4允许观察直径为20 μ m至50 μ m的表层血管；第五窄波段光N5允许观察表层血管和中间层血管(中间层血管的表面的深度比表层深100 μ m并具有大约20 μ m至50 μ m的直径)，利用较高对比度观察表层血管；和第六窄波段光N6仅允许以高对比度观察中间层血管。因此，因为第一和第二实施例之间的用于照明的窄波段光的波长和血管图像发生变化，因此根据第二实施例的血管提取过程也不同于根据第一实施例的血管提取过程。血管提取装置65在(XD44获得的第四至第六窄波段图像数据中执行血管提取。本实施例使用第四至第六窄波段光之间的血红蛋白光吸收特性和消化道粘膜散射特性的不同，来在第四窄波段图像中提取表层血管，在第五窄波段图像中提取表层血管和中间层血管，和在第六窄波段图像中提取中间层血管。为了提取分别对应于表层血管和中间层血管的频率分量的信号，产生两个不同的两维过滤器以便适合该目的。可以如第一实施例那样产生两维过滤器。如此产生的表层血管提取过滤器应用于第四和第五窄波段图像，同时如此产生的中间层血管提取过滤器应用于第五和第六窄波段图像，以便分别产生具有增强的表层血管和中间层血管的增强的窄波段图像。因此，产生四个不同的增强的窄波段图像第四表层增强的窄波段图像；第五表层增强的窄波段图像；第五中间层增强的窄波段图像；和第六中间层增强的窄波段图像。一旦产生增强的窄波段图像，对准装置66根据增强的窄波段图像计算窄波段图像的移动量(待校正的位置移动)，以便实现对准。根据本实施例，第四和第六窄波段图像与第五窄波段图像对准。该对准如同第一实施例那样实现。相对于通过用于表层血管的第五表层增强的窄波段图像所提供的基准， 计算第四表层增强的窄波段图像的移动量，同时，相对于通过用于中间层血管的第五中间层增强的窄波段图像所提供的基准，计算第六中间层增强的窄波段图像的移动量，因此，第四窄波段图像和第六窄波段图像移动各自的移动量，以便获得第四移动的窄波段图像和第六移动的窄波段图像。本实施例与第一实施例共享之后的过程。本发明的第三实施例除了用在第二实施例中的三个窄波段光源，还包括宽波段光源90。如图13所示，光源装置13包括宽波段光源90、第四至第六窄波段光源33至35、 连接器36和光源选择器37。光源90使用例如波长为445nm的激光二极管90a，作为激发光源，其应用于Micro White (商标名)荧光体90b，以便产生宽波段光BB。宽波段光源90包括在其前侧上的聚焦透镜39和宽波段光纤40，宽波段光纤40连接到连接器36。光源选择器37连接到处理器中的控制器59，并根据控制器59的指令打开或关闭宽波段光源90和第四至第六窄波段光源33至35。根据第三实施例，宽波段光源90和第四至第六窄波段光源33至35顺序地打开以便使用宽波段光BB和第四至第六窄波段光N4至 N6执行成像。与第一实施例类似，宽波段光BB和第四至第六窄波段光N4至N6进入内视镜11 中CCD 44，以便获得宽波段信号和第四窄波段成像信号至第六窄波段成像信号。CXD 44分别包括红色(I )过滤器、绿色(G)过滤器和蓝色(B)过滤器，这些过滤器具有光谱透射率52、53和M，如图14所示。本实施例与第二实施例的不同点在于光源包括宽波段光。在进入聚焦透镜51的光中，宽波段光BB的波长在大约470nm至700nm的范围。 因此，红色过滤器、绿色过滤器和蓝色过滤器分别通过与用于宽波段光BB的它们的光谱透射率52、53、M对应的波长范围。现在，设定成像信号R是经红色像素光电转换的信号，成像信号G是经绿色像素光电转换的信号，和成像信号B是经蓝色像素光电转换的信号。然后，进入CXD 44的宽波段光BB给出包括成像信号R、成像信号G和成像信号B的宽波段成像信号。窄波段光N4至N6与第二实施例相同。例如，依次使用第四窄波段光N4、第五窄波段光N5和第六窄波段光N6执行利用宽波段光和第四至第六窄波段光N4至N6的成像，以便把第四窄波段图像数据、第五窄波段图像数据和第六窄波段图像数据存储在帧存储器56中。第一和第二实施例之间的不同点在于光源13的构造，血管提取装置65的血管提取过程和对准装置66。第一和第二实施例共享其它特征，因此，下面不再重复它们的说明。当已经获得宽波段图像数据和第四至第六窄波段图像数据，血管提取装置65执行血管提取过程。在血管提取过程中，产生两个不同的两维过滤器，即，表层血管提取过滤器和中间层血管提取过滤器，以便提取分别与表层血管和中间层血管对应的频率，并应用到宽波段图像数据和第四至第六窄波段图像数据。如此产生的表层血管提取过滤器应用于宽波段图像和第四窄波段图像，同时，如此产生的中间层血管提取过滤器应用于宽波段图像和第五和第六窄波段图像，以便产生具有增强的表层血管和中间层血管的血管增强的窄波段图像。因此，产生五个不同的血管增强的图像第四表层增强的窄波段图像；表层增强的宽波段图像；中间层增强的宽波段图像；第五中间层增强的窄波段图像；和第六中间层增强的窄波段图像。一旦产生五个不同的血管增强的窄波段图像，对准装置66根据血管增强的图像计算窄波段图像的移动量，以便实现对准。根据本实施例，第四至第六窄波段图像与宽波段图像对准。该对准如同第一实施例那样实现。相对于用作基准的表层增强的宽波段图像，计算关于表层血管的第四表层增强的窄波段图像的移动量，同时，相对于用作基准的中间层增强的宽波段图像，计算关于中间层血管的第五和第六中间层增强的窄波段图像的移动量。因此，第四窄波段图像至第六窄波段图像移动它们各自的移动量，以便获得第四至第六移动的窄波段图像。本实施例与第一实施例共享之后的过程。本发明基本如上所描述。请注意，在不脱离本发明的精神的情况下，可以进行各种改进和变化。因此，根据本发明的内视镜系统自然不局限于第一至第三实施例，其可以应用于静止图像和移动图像。


本发明公开一种电子内视镜系统，包括光源装置，所述光源装置顺序地发射具有不同波段的多种光；电子内视镜，所述电子内视镜用于把多种光顺序地照射到包含血管的对象组织，接收多种反射光，并输出与多种被接收的光对应的图像数据；血管提取装置，所述血管提取装置用于从对应于多种光的图像数据中的每个提取血管的位置；对准装置，所述对准装置基于所述位置，对准与图像数据对应的图像；图像产生装置，所述图像产生装置根据对准的图像的图像数据，来产生表示血管中的氧饱和程度的分布的氧饱和程度图像；和图像监视器，所述图像监视器以模拟颜色显示所述氧饱和程度图像。