专利名称：电子内窥镜系统的制作方法近年来，医学领域已经使用电子内窥镜进行许多诊断和治疗。典型的电子内窥镜安装有细长的插入部件，所述插入部件插入至对象的体腔中。所述插入部件在内部在其尖端处整合了成像器，诸如CCD。电子内窥镜连接至光源装置，所述光源装置从所述插入部件的尖端发射光以照射体腔的内部。在体腔的内部被光照亮的情形下，体腔内部的对象组织被设置在插入部件尖端处的成像器成像。通过成像获取的图像通过处理器进行各种类型的处理，然后由监视器显示，所述处理器与电子内窥镜连接。因此，电子内窥镜容许实时观察显示对象体腔内部的图像，并且因此能够确保诊断。光源装置使用白光源，诸如能够发射白色宽带光的氙灯，所述白色宽带光的波长范围从蓝光区至红光区。使用白色宽带光来照射体腔内部容许从其获取的图像来对整个对象组织进行观察。然而，尽管通过宽带光照射获取的图像通常容许观察整个对象组织，但存在着一些情况，在这些情况下这样的图像不能够使得清晰地观察对象组织，诸如微血管、深层血管、腺口构造(pit patters)、和由凹陷和隆起形成的不平坦的表面轮廓。如已知的那样，当由具有限于特定范围的波长的窄带光照射时，这样的对象组织可以被清晰地观察到。 还已知，通过用窄带光照射获得的图像数据产生关于对象组织的各种信息，诸如血管中的氧饱和度。根据JP 6485050Α，例如，其中所述的系统获取包含氧饱和度信息的可视图像 (正常图像)，并且具有分离设备用于将第一和第二波长分开以获取包含氧饱和度信息的可视区的图像从而显示其中氧饱和度的变化结合至所述可视图像的图像。
近年来，存在着对允许伴随同时观察血管深度和氧饱和度的诊断的系统的需求。 然而，由于多种原因(包括血管中的血红蛋白的吸光度显著变化)(参见图5)，同时获取血管深度信息和氧饱和度信息不是一件容易的工作。根据JP 6485050Α，例如，尽管提供了用于分离第一和第二波长的分离设备使得能够获取关于血红蛋白的氧饱和度的信息，但可视图像仅依照氧饱和度的变化而变化，并且没有结合关于血管特征量的信息。本发明的一个目的是提供一种电子内窥镜系统，所述系统包括血管特征量计算设备和氧饱和度计算设备两者，并且因此，使用血管特征量和氧饱和度信息的组合，能够选择性地增强和减弱目标区域，所述目标区域是在进行诊断时感兴趣的区域。为了实现上述目的，本发明提供了一种电子内窥镜系统，包括光源装置，其用于相继地发射具有不同波段的光；电子内窥镜，其用于使用从所述光源装置相继发射的所述光相继地照射体腔内包含血管的对象组织，接收来自所述对象组织的所述光的反射光，并且相继地输出具有与所述接收的反射光的不同波段对应的所述对象组织的波段的图像数据；血管特征量计算设备，其用于从所述波段的所述图像数据计算所述对象组织中的血管特征量，所述血管特征量包含血管深度、血管直径、血管密度、血管分支点密度和荧光剂分布中的至少一个；氧饱和度计算设备，其用于从所述波段的所述图像数据计算所述对象组织的所述血管中的氧饱和度；图像生成设备，其用于从所述波段的所述图像数据生成所述对象的基准图像；目标区域提取设备，其用于从所述基准图像中提取包含预定的血管特征量和预定的氧饱和度的目标区域，所述预定的血管特征量和预定的氧饱和度由基于所述对象组织中计算的血管特征量和所述对象组织的所述血管中计算的氧饱和度的指定信息设定；增强图像生成设备，其用于生成其中所述基准图像中所述目标区域被增强的增强图像； 和图像显示设备，其用于显示所述增强图像。优选地，所述血管特征量计算设备将所述血管深度计算为所述血管特征量，并且所述指定信息指定所述血管深度为100 μ m以下且所述氧饱和度为20%以下。优选地，所述血管特征量计算设备将所述血管直径计算为所述血管特征量，并且所述指定信息指定所述血管直径为20 μ m以下且所述氧饱和度为20%以下。优选地，所述血管特征量计算设备将所述血管密度计算为所述血管特征量，并且所述指定信息指定具有20 μ m以下的直径的血管以2/ (100 μ m)以上的血管密度存在并且所述氧饱和度为20%以下。优选地，所述血管特征量计算设备将所述血管分支点密度计算为所述血管特征量，并且所述指定信息指定所述血管分支点密度为l/(50x 50(ym)2)以上且所述氧饱和度为20%以下。优选地，所述血管特征量计算设备将以下计算为所述荧光剂分布所述波段的所述图像数据中与第一波段对应的第一像素数据和与不同于所述第一波段的第二波段对应的第二像素数据的亮度比率的分布，并且所述指定信息指定用作所述荧光剂分布的所述亮度比率的大小在所述亮度比率的所述分布的顶部20%的范围内并且所述氧饱和度为20% 以下。优选地，所述指定信息通过输入设备设定，并且预先设定所述血管特征量和所述氧饱和度的组合，和所述指定信息根据通过所述输入设备选择的组合进行设定。根据本发明，获取与第一和第二窄带光(两者中至少一个具有450nm以下的中心波长)对应的第一和第二窄带信号，包含关于血管深度的血管深度信息和关于氧饱和度的氧饱和度信息两者的血管信息是基于其第一和第二窄带信号获取的，并且这些信息选择性地或同时地显示在显示设备上，从而能够同时获取关于血管深度的信息和关于氧饱和度的信息两者和同时显示两种信息。图1是根据本发明的一个实施方案的电子内窥镜系统的外视图。图2是图示根据本发明的所述实施方案的电子内窥镜系统的电配置的框图。图3是图示红色、绿色和蓝色滤光器的光谱透射比的图。图4A是解释在正常光图像模式下CXD的操作的视图；图4B是解释在特殊光图像模式下CCD的操作的视图。图5是图示血红蛋白的吸收系数的图。图6是图示在一方面第一和第二亮度比率S1/S3和S2/S3之间和另一方面血管深度和氧饱和度之间的关系的图。图7A是解释如何从第一和第二亮度比率S17S3*和S27S3*获得在亮度坐标系中的坐标点(X*，Y*)的视图；图7B是解释如何获得与坐标点(X*，Y*)对应的血管信息坐标系中的坐标点(U*, V*)的视图。图8图示由显示血管深度图像和氧饱和度图像之一以及增强宽带图像的监视器给出的屏幕的图像视图。图9图示由同时显示宽带图像、血管深度图像和氧饱和度图像的监视器给出的屏幕的图像视图。图10是图示计算血管深度-氧饱和度信息和基于血管特征量和氧饱和度信息提取目标区域以产生增强图像的方法的前半部分的流程图。图11是图示计算血管深度-氧饱和度信息和基于血管特征量和氧饱和度信息提取目标区域以产生增强图像的方法的后半部分的流程图。第一至第三窄带光源33至35是激光二极管等。第一窄带光源33产生波长限于 440nm+/-10nm，优选445nm的窄带光(下面称为〃第一窄带光附〃)，第二窄带光源34产生波长限于470nm+/-10nm，优选473nm的窄带光(下面称为"第二窄带光N2〃)，且第三窄带光源35产生波长限于400nm+/-10nm，优选405nm的窄带光(下面称为“第三窄带光N3〃)。 第一至第三窄带光源33至35分别连接至第一至第三窄带光纤33a至35a，允许由它们各自的光源发射的第一至第三窄带光W至N3进入第一至第三窄带光纤33a至35a。耦合器36将电子内窥镜中的光导43连接至宽带光纤40和第一至第三窄带光纤 33a至35a。因此，宽带光BB可以通过宽带光纤40进入光导43。第一至第三窄带光附至N3可以通过第一至第三窄带光纤33a至3 进入光导 43。光源选择器37连接至处理器中的控制器59，并且根据控制器59的指令打开或关闭第一至第三窄带光源33至35。根据第一实施方案，当该系统处于使用宽带光BB的正常光图像模式时，由宽带光BB照射体腔内部以获取正常光图像，同时关闭第一至第三窄带光源33至35。在使用第一至第三窄带光附至N3的特殊光图像模式下，由宽带光BB对体腔内部的照射被终止，同时第一至第三窄带光源33至35被相继开启以获取特殊光图像。具体地，光源选择器37首先开启第一窄带光源33。然后，使用第一窄带光m照射体腔内部，开始对对象组织进行成像。在成像结束后，控制器59发出光源切换指令，以关闭第一窄带光源33并打开第二窄带光源34。同样，在使用第二窄带光N2照射体腔内部成像结束后，关闭第二窄带光源34，并开启第三窄带光源35。在使用第三窄带光N3照射体腔内部成像结束后，关闭第三窄带光源35。电子内窥镜11包括光导43、CXD 44、模拟处理电路(AFE 模拟前端)45和成像控制器46。光导43是大直径光纤、束纤等，其光接收端插入在光源装置中的耦合器36中，而其发光端指向位于前端部16a中的照射透镜48。由光源装置13发射的光由光导43导引， 并朝向照射透镜48发射。进入照射透镜48中的光通过连接在前端部16a的端面上的照射窗49，从而进入体腔。由体腔内部反射的宽带光BB和第一至第三窄带光m至N3通过连接在前端部16a的端面上的观察窗50，从而进入聚光透镜51。CXD 44以其成像表面4 接收来自聚光透镜51的光，进行接收光的光电变换以蓄积信号电荷，并且将蓄积的信号电荷读出为成像信号。读出的成像信号传输至AFE 45。CXD 44是一种彩色CXD，其成像表面4 中布置有三种颜色的像素，红色像素、绿色像素和蓝色像素，每一个均设置有红色滤光器、绿色滤光器和蓝色滤光器之一。如图3所示，红色滤光器、绿色滤光器和蓝色滤光器分别具有光谱透射比52，53和 M。在进入聚光透镜51的光中，宽带光BB的波长范围为约470nm至700nm。红色滤光器、 绿色滤光器和蓝色滤光器通过分别对应于它们的光谱透射比的宽带光BB的波长范围。现在，使成像信号R成为由红色像素光电变换的信号，成像信号G成为由绿色像素光电变换的信号，且成像信号B成为由蓝色像素光电变换的信号。然后，进入CXD 44的宽带光BB产生由成像信号R、成像信号G和成像信号B构成的宽带成像信号。在进入聚光透镜51的光中，第一窄带光m具有440nm+/-10nm的波长，并且因此仅通过蓝色滤光器。因此，进入CXD 44的第一窄带光m产生由成像信号B构成的第一窄带成像信号。第二窄带光N2具有470nm+/-10nm的波长，并且因此通过蓝色和绿色滤光器两者。因此，进入CXD 44的第二窄带光N2产生由成像信号B和成像信号G构成的第二窄带成像信号。第三窄带光N3具有400nm+/-10nm的波长，并且因此仅通过蓝色滤光器。因此，进入CXD 44的第一窄带光N3产生由成像信号B构成的第三窄带成像信号。AFE 45包括相关双采样电路(⑶幻、自动增益控制电路(AGC)和模拟数字转换器 (A/D)(这些均未显示)。CDS进行由CCD 44供给的成像信号的相关双采样，以去除由CCD 44的启动所产生的噪声。AGC放大已经由CDS去除噪声的成像信号。模拟数字转换器将由 AGC放大的成像信号转换成具有指定位数的数字成像信号，所述数字成像信号应用于处理器12。成像控制器46连接至处理器12中的控制器59，并且响应于控制器59给予的指令而向CCD 44发送驱动信号。CCD 44根据来自成像控制器46的驱动信号，以指定的帧率将成像信号输出至AFE 45。根据第一实施方案，当该系统处于正常光图像模式时，如图4A中所示在一帧获取周期内执行总计两个操作通过宽带光BB的光电变换蓄积信号电荷的步骤；和将蓄积的信号电荷读出为宽带成像信号的步骤。在整个正常光图像模式期间反复进行这些操作。相比之下，当模式从正常光图像模式切换为特殊光图像模式时，如图4B中所示， 在一帧获取周期内首先执行总计两个操作通过第一窄带光m的光电变换蓄积信号电荷的步骤；和将蓄积的信号电荷读出为第一窄带成像信号的步骤。在第一窄带成像信号的读出结束后，在一帧获取周期中执行通过第二窄带光N2的光电变换蓄积信号电荷的步骤；和将蓄积的信号电荷读出为第二窄带成像信号的步骤。在第二窄带成像信号的读出结束后， 在一帧获取周期中执行通过第三窄带光N3的光电变换蓄积信号电荷的步骤；和将蓄积的信号电荷读出为第三窄带成像信号的步骤。如图2中所示，处理器12包括数字信号处理器55 (DSP)、帧存储器56、血管图像生成器57和显示控制电路58，所有这些元件均由控制器59控制。DSP 55执行从电子内窥镜的AFE 45中输出的宽带成像信号和第一至第三窄带成像信号的色彩分离、色彩插值、白平衡调节、Y校正等，以产生宽带图像数据和第一至第三窄带图像数据。帧存储器56存储由 DSP 55生成的宽带图像数据和第一至第三窄带图像数据。宽带图像数据是含有红色、绿色和蓝色的彩色图像数据。血管图像生成器57包括亮度比率计算器60、相关性存储器61、血管深度-氧饱和度计算器62、血管深度图像生成器63、氧饱和度图像生成器64、血管特征量计算器、目标区域提取器和增强图像生成器。亮度比率计算器60从在帧存储器56中存储的第一至第三窄带图像数据中确定含有血管的血管区域。亮度比率计算器60获得与血管区域中相同位置处的像素对应的第一和第三窄带图像数据之间的第一亮度比率S1/S3以及第二和第三窄带图像数据之间的第二亮度比率S2/S3。Sl是第一窄带图像数据的像素的亮度，S2是第二窄带图像数据的像素的亮度，且S3为第三窄带图像数据的像素的亮度。血管区域可以通过例如下面的方法来确定，其中从目标血管的亮度和其它区域的亮度之间的差异获得血管区域。相关性存储器61存储在一方面第一和第二亮度比率S1/S3和S2/S3之间以及另一方面血管中的氧饱和度和血管深度之间的相关性。该相关性是以下相关性，其中血管含有显示如图5中所示的吸光系数的血红蛋白，并且例如通过分析经过迄今为止进行的诊断等蓄积的许多第一至第三窄带图像数据而获得的相关性。如图5中所示，血管中的血红蛋白具有这样的光吸收特性，其具有根据用于照射的光的波长而变化的吸光系数μ a。吸光系数Pa表示吸光度，或血红蛋白的光吸收程度，并且其是以表达式Ifxp&yaXx)表示的系数，其显示照射血红蛋白的光的衰减。在此表达式中，Io是从光源装置发出以照射对象组织的光的强度；x(cm)是对象组织内部的血管深度。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，以致于它们除了两者显示相同吸光度的等吸光点(isosbestic point)(图5中血红蛋白70和71的光吸收特性曲线的交叉点)以外具有不同的吸光度。由于具有吸光度的差异，所以即使当用具有相同强度和相同波长的光照射同一血管时亮度也会发生变化。当照射光具有相同强度但波长不同时亮度也会发生变化，因为波长差异导致吸光系数μ a改变。鉴于如上所述的血红蛋白的光吸收特性并考虑这样的事实S卩，吸光度根据氧饱和度而变化的波长处于445nm和504nm的范围内，并且需要具有短波长且因此具有短的到达深度的光以便获取血管深度信息，第一至第三窄带光W至N3中的至少一种优选具有其中心波长为450nm以下的波长范围。根据本发明的第一实施方案，第一和第二窄带光是这样的窄带光。此外，在氧饱和度相同的条件下，波长差异导致吸收系数的差异，并且还导致至粘膜中的到达深度的差异。因此，使用其到达深度随波长变化的光的性质，容许获得亮度比率和血管深度之间的相关性。如图6中所示，相关性存储器61存储代表第一和第二亮度比率S1/S3和S2/S3的亮度坐标系66中的坐标点和代表氧饱和度和血管深度的血管信息坐标系67中的坐标点之间相对应的相关性。亮度坐标系66是XY坐标系，其中X轴显示第一亮度比率S1/S3且Y轴显示第二亮度比率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轴显示血管深度且V轴显示氧饱和度。因为血管深度与亮度坐标系66具有正相关性， 因此U轴具有正斜率。U轴显示当U轴上的位置斜向右上方移动时目标血管位于逐渐变小的深度处，并且当U轴上的位置斜向左下方移动时目标血管位于逐渐增加的深度处。另一方面，由于氧饱和度与亮度坐标系66负相关，因此V轴具有负斜率。V轴显示当V轴上的位置斜向左上方移动时氧饱和度较低，且当V轴上的位置斜向右下方移动时氧饱和度较高。在血管信息坐标系67中，U轴和V轴在交叉点P处以直角彼此交叉。这是因为吸光度的大小在第一窄带光W产生的照射和第二窄带光N2产生的照射之间发生反转。更具体地，如图5中所示，由具有440nm+/-10nm的波长的第一窄带光m产生的照射使还原血红蛋白70的吸光系数大于具有高氧饱和度的氧合血红蛋白71的吸光系数，而由具有 470nm+/-10nm的波长的第二窄带光N2产生的照射使氧合血红蛋白71的吸光系数大于具有高氧饱和度的还原血红蛋白70的吸光系数，由此导致吸光度的大小反转。当使用不容许吸光度反转的窄带光代替第一至第三窄带光m至N3时，U轴和V轴不以直角彼此交叉。使用具有400nm+/-10nm的波长的第三窄带光N3提供的照射，氧合血红蛋白和还原血红蛋白具有基本上相等的吸光系数。血管深度-氧饱和度计算器62基于相关性存储器61中存储的相关性，确定对应于由亮度比率计算器60计算的第一和第二亮度比率S1/S3和S2/S3的氧饱和度和血管深度。现在，在由亮度比率计算器60计算的第一和第二亮度比率S1/S3和S2/S3中，使SlVS3*和S27S3*分别为关于血管区域中的给定像素的第一亮度比率和第二亮度比率。如图7A中所示，血管深度-氧饱和度计算器62确定在亮度坐标系66中对应于第一和第二亮度比率S17S3*和S27S3*的坐标点(纩，圹)。在确定坐标点(纩，圹)后，血管深度-氧饱和度计算器62确定如图7B中所示的血管信息坐标系67中对应于坐标点(X*，Y*) 的坐标点(扩，V*)。因此，对血液区域中的给定像素获得血管深度信息扩和氧饱和度信息 V*。血管深度图像生成器63具有色彩图63a(CM)，其中血管深度被各自分配色彩信息。更具体地，色彩图63a通过色彩分配能够容易地区分血管深度，使得例如浅层血管被分配蓝色，中间层血管被分配绿色，以及深层血管被分配红色。从色彩图63a，血管深度图像生成器63确定与通过血管深度-氧饱和度计算器62计算的血管深度信息U*相对应的色彩 fn息ο当血管区域中的所有像素均已被分配以色彩信息时，血管深度图像生成器63从帧存储器56读出宽带图像数据，并且在读出的宽带图像数据中加入色彩信息。因此，产生加入了血管深度信息的血管深度图像数据。由此产生的血管深度图像数据再次存储在帧存储器56中。色彩信息可以加入至第一至第三窄带图像数据之一中或加入至通过将这些数据合并获得的合成图像来代替宽带图像数据。氧饱和度图像生成器64具有色彩图64a(CM)，其中氧饱和度被分配以色彩信息。 更具体地，色彩图6 通过色彩分配能够容易地区分氧饱和度，使得例如，低氧饱和度被指定为青色，中等氧饱和度被指定为品红色，和高氧饱和度被指定为黄色。与血管深度图像生成器类似，氧饱和度图像生成器64从色彩图6 确定与由血管深度-氧饱和度计算器计算的氧饱和度信息r对应的色彩信息。然后，此色彩信息加入至宽带图像数据中以产生氧饱和度图像数据。类似于血管深度图像数据，由此产生的氧饱和度图像数据存储在帧存储器 56中。血管特征量计算器65从通过未显示的输入设备输入的指定信息计算血管特征量，所述血管特征量包含血管深度(从对象组织表面的血管深度)，血管直径，血管密度，血管分支点密度，和荧光剂分布中的至少一个。根据第一实施方案，在血管特征量计算器65 将血管深度计算为血管特征量的同时，如后所述，由血管深度-氧饱和度计算器62计算血管深度信息U*。因此，根据第一实施方案，血管特征量计算器65对应于产生血管深度信息 U*的血管深度-氧饱和度计算器62。目标区域提取器69基于血管特征量和氧饱和度信息V*从对应于宽带图像数据的宽带图像中提取与关于血管特征量和氧饱和度的指定信息对应的包含血管特征量和氧饱和度的目标区域。指定信息指定在由增强图像生成器70生成的增强图像中在显示时要增强的区域 (即，目标区域)中的关于血管特征量和氧饱和度的信息。所述指定信息由内窥镜操作者等通过输入设备(未显示)输入。根据第一实施方案，例如当所述指定信息指定血管深度为 100 μ m以下和氧饱和度为20%以下时，目标区域提取器69从宽带图像中提取其中血管深度为100 μ m以下且氧饱和度为20%以下的区域作为目标区域。己知位于100 μ m以下的深度处的血管具有约20 μ m的直径。从经验上已知，通过用具有405nm波长的第三窄带光N3照射获得的第三窄带图像数据以高对比度(高亮度值)显示与位于离对象组织表面约100 μ m的深度处的直径为约10 μ m-20 μ m的血管对应的像素。因此，增强图像生成器70能够通过从第三窄带图像数据提取具有高于给定阈值的亮度值的图像数据，根据频带提取与100 μ m以下的深度和20 μ m的直径相对应的血管。不以任何方式限制目标区域提取器提取对应于指定信息的目标区域的方法。增强图像生成器70生成其中在宽带图像中目标区域被增强的增强图像。因此，对应于该增强图像的增强图像数据存储在帧存储器56中。根据第一实施方案，增强图像生成器69生成这样的图像，其中血管深度为IOOym以下和氧饱和度为20%以下的区域被增强 (其中与频带中约20 μ m的直径相对应的血管被增强的图像)。不以任何方式限制通过增强图像生成器70实现增强显示的方法。例如，可以增加或减小亮度值；可以进行锐度边缘处理(边缘增强)。显示控制电路58从帧存储器56读出由增强图像生成器70生成的至少一个增强图像并且使监视器14显示读出的图像。所述图像可以以多种模式显示。例如，如图8中所示，监视器14可以在一侧显示增强宽带图像72和在另一侧显示由图像选择器开关68 (见图2)选择的血管深度图像73或氧饱和度图像74。在图8中图示的血管深度图像73中，血管图像75以指示浅层血管的蓝色显示，血管图像76以指示中层血管的绿色显示，血管图像 77以指示深层血管的红色显示。在氧饱和度图像74中，血管图像80以指示低氧饱和度的青色显示，血管图像81以指示中氧饱和度的品红色显示，并且血管图像82以指示高氧饱和度的黄色显示。与图8中显示的显示模式相反，增强宽带图像72，血管深度图像73，和氧饱和度图像74可以如图9中所示同时显示。以下，将参考图10中图示的流程图来描述电子内窥镜系统10。首先，操作控制台^使正常光图像模式切换为特殊光图像模式。当模式切换至特殊光图像模式时，在选择特殊光图像模式时的宽带图像数据存储在帧存储器56中作为用于生成血管深度图像或氧饱和度图像的图像数据。用于生成血管深度图像等的宽带图像数据可以是操作控制台时的宽带图像数据。在从控制器59接收到照射停止信号后，快门致动器32将快门31从缩回位置移动至插入位置，使宽带光BB停止照射体腔的内部。当停止宽带光BB的照射时，控制器59向光源选择器37发送照射启动指令。之后，光源选择器37开启第一窄带光源33，从而用第一窄带光m照射体腔的内部。在窄带光m照射体腔内部后，控制器59向成像控制器46发送成像指令。因此，通过使用第一窄带光附照射完成成像，并且通过成像获得的第一窄带成像信号通过AFE 45发送至DSP 55。DSP 55基于第一窄带成像信号生成第一窄带图像数据。由此生成的第一窄带图像数据存储在帧存储器56中。当第一窄带图像数据已经存储在帧存储器56中时，光源选择器37响应于来自控制器59的光源切换指令，将用于照射体腔内部的光从第一窄带光m切换至第二窄带光N2。 然后，类似于使用第一窄带光W的情况完成成像，从而基于通过成像获得的第二窄带成像信号生成第二窄带图像数据。由此生成的第二窄带图像数据存储在帧存储器56中。当第二窄带图像数据已经存储在帧存储器56中时，光源选择器37响应于来自控制器59的光源切换指令，将用于照射体腔内部的光从第二窄带光N2切换至第三窄带光N3。 然后，类似于使用第一和第二窄带光W和N2的情况完成成像，从而基于通过成像获得的第三窄带成像信号生成第三窄带图像数据。由此生成的第三窄带图像数据存储在帧存储器56 中。当宽带图像数据和第一至第三窄带图像数据已经存储在帧存储器56中时，亮度比率计算器60从三个图像数据，即第一窄带图像数据、第二窄带图像数据和第三窄带图像数据确定含有血管的血管区域。然后，亮度比率计算器60计算对应于血管区域中相同位置处的像素的第一和第三窄带图像数据之间的第一亮度比率S17S3*以及第二和第三窄带图像数据之间的第二亮度比率S27S3*。下一步，血管深度-氧饱和度计算器62基于存储在相关性存储器61中的相关性， 确定亮度坐标系中对应于第一和第二亮度比率S17S3*和S27S3*的坐标点(纩，圹)。此外， 确定血管信息坐标系中对应于坐标点(X*，Y*)的坐标点(『，V*)以获得关于血管区域中给定像素的血管深度信息U*和氧饱和度信息圹。当已经获得血管深度信息U*和氧饱和度信息V*时，从血管深度图像生成器中的CM 63a确定对应于血管深度信息『的色彩信息，同时从氧饱和度图像生成器中的CM 6 确定对应于氧饱和度信息圹的色彩信息。由此确定的色彩信息存储在处理器12中的RAM(未显示)中。在色彩信息存储在RAM后，接着上述步骤对血管区域中所有像素获得血管深度信息U*和氧饱和度信息V*，并确定对应于血管深度信息U*和氧饱和度信息V*的色彩信息。然后，当对于血管区域中所有像素已经获得血管深度信息，氧饱和度信息和相应的色彩信息时，血管深度图像生成器63从帧存储器56中读出宽带图像数据，并且将存储在 RAM中的色彩信息加入至宽带图像数据中以生成血管深度图像数据。如血管深度图像一样， 氧饱和度图像生成器64生成氧饱和度图像数据。由此生成的血管深度图像数据和氧饱和度图像数据再次存储在帧存储器56中。下一步，血管特征量计算器65基于使用未显示的输入设备输入的指定信息来计算血管特征量。所述血管特征量的实例为如前面所提到的血管深度，血管直径，血管密度， 血管分支点密度，和荧光剂。根据此实施方案，当血管深度被设定为血管特征量时，血管特征量计算器65基于关于血管深度的指定信息计算血管深度。指定信息包括计算如前面所提到的血管特征量所需要的信息，且其实例为关于给定血管深度，给定血管直径，给定血管密度，给定血管分支点密度，和给定荧光剂分布的信息。根据此实施方案，血管深度信息作为关于血管特征量的指定信息输入。同样，关于给定氧饱和度的信息也作为指定信息输入。这是因为血管特征量和氧饱和度信息两者均需要提取目标区域。假设现在给定的指定信息是，作为血管特征量的血管深度为100 μ m以下且氧饱和度为20%以下。目标区域提取器69基于血管特征量和氧饱和度信息V*，从与宽带图像数据对应的宽带图像中提取包含与所述指定信息对应的血管特征量(在此实施方案中为血管深度)和氧饱和度的目标区域。可以根据需要选择被指定为阈值的给定血管深度和氧饱和度，而不限于上面的实施例。在选择目标区域后，生成目标区域提取图像数据并发送至增强图像生成器70。增强图像生成器70将目标区域提取图像数据加权以生成增强图像数据。带有为便于观察而提取和增强的目标区域的增强图像数据，使得目标区域在监视器14等上显示时能够进行高灵敏度的观察。增强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中读出血管深度图像数据，氧饱和度图像数据，和增强图像数据，并且基于读出的图像数据将如图8或9中所示的增强宽带图像72，血管深度图像73，和氧饱和度图像显示在监视器14上。在图8中图示的监视器14同时并列地显示血管深度图像73和氧饱和度图像74之一以及增强宽带图像72 ；图9中图示的监视器14 同时并列地显示三个图像，即，增强宽带图像72，血管深度图像73，和氧饱和度图像74。监视器14上显示的增强宽带图像72是这样的宽带图像，其中氧饱和度为20%以下且血管深度为100 μ m以下的区域被增强，所述区域对应于指定信息。本发明的第一实施方案如上所述。第一实施方案通过将血管深度作为血管特征量计算，使得其中血管位于给定的血管深度且具有给定的氧饱和度的区域能够被增强地显示。在产生增强显示时使用的图像(基准图像)不限于宽带图像；其可以，例如是对应于氧饱和度图像数据的氧饱和度图像，对应于血管深度图像数据的血管深度图像。下一步，将描述本发明的第二实施方案。除血管特征量计算器65和目标区域提取器69以外，根据本发明的第二实施方案的电子内窥镜系统类似于根据第一实施方案的电子内窥镜系统10。因此，下面将不提供其它特征的附图和描述。本发明的第二实施方案与第一实施方案的不同之处在于使用血管直径作为血管特征量。根据其中血管直径设定为血管特征量的此实施方案，血管特征量计算器65计算含有具有给定直径的血管的区域。计算血管特征量，具体地计算血管直径区域的实例包括使用提取具有给定直径的血管的二维滤波器的计算。这样的二维滤波器可以通过估算内窥镜的前端部16a和对象之间的距离和放大比率，并且获得图像中与血管直径对应的频率来生成。该血管直径可以是，例如，对于浅层血管为20 μ m以下。下一步，仅增强该频带的滤波器设计在频率空间中，然后通过傅立叶变换而适于与实空间(real space)相对应。在这种情况下，滤波器特性需要在频率空间中调整使得滤波器的尺寸可以包含在假定约切5的实际尺寸之内。由此生成的两维滤波器在宽带图像数据上的应用容许提取具有给定血管直径的血管。假定现在给定的指定信息是作为血管特征量的血管直径为20 μ m以下且氧饱和度为20%以下。血管特征量计算器65使用两维滤波器提取与指定信息对应的血管，以计算含有具有由所述指定信息指定的直径的血管的区域。可以根据需要选择被指定为阈值的给定血管直径和氧饱和度，而不限于上述实施例。目标区域提取器69从与宽带图像数据对应的宽带图像中提取与指定信息对应的其中血管直径在20 μ m以下的范围内且氧饱和度在20%以下的范围内的区域作为目标区域。图像数据不限于宽带图像数据且可以是血管深度图像数据和氧饱和度图像数据中的任意一个。此实施方案随后的步骤与第一实施方案相同。具体地，显示在监视器14上的增强宽带图像72表示，例如，其中血管密度在20 μ m以下的范围内且氧饱和度在20%以下的范围内的区域。基于血管直径提取目标区域的方法不限于上述方法，并且可以是各种已知方法中的任一种。下一步，将描述本发明的第三实施方案。除血管特征量计算器65和目标区域设定设备69以外，根据本发明的第三实施方案的电子内窥镜系统类似于根据第一实施方案的电子内窥镜系统10。因此，下面将不提供其它特征的附图和描述。本发明的第三实施方案与第一实施方案的不同之处在于使用血管密度作为血管特征量。根据其中血管密度设定为血管特征量的此实施方案，血管特征量计算器65基于关于血管密度的指定信息来计算血管密度。血管特征量计算器65获取存储在帧存储器56中的第一至第三窄带图像数据之一。因为此实施方案使用浅表血管密度作为基准，因此例如，从第一窄带图像数据中提取具有高血管密度的部分。对具有高血管密度的部分的提取可以通过对第一窄带图像数据进行二值化来实现。通过对血管的像素赋以1的像素值和对该图像数据中的其它像素赋以0的像素值来对第一窄带图像数据进行二值化。对1和0的赋值中使用的阈值可以是例如第一窄带图像数据的像素值的平均值。目标区域提取器69判断通过上述方法二值化的二值化图像数据中的每个像素是否是具有对应于指定信息的血管密度的区域。当以血管密度区域中该具体像素为中心的给定方形区域中的白色像素的比例大于给定的阈值时，该像素被判断为对应于指定信息的血管密度区域。优选地，给定阈值为例如大约30%，且方形尺寸为例如大约整个图像的千分之
ο假定现在给定的指定信息是作为血管特征量的血管密度为2/(100 μ m)以上且氧饱和度为20%以下。血管特征量计算器69使用由指定信息指定作为阈值的血管密度，判断每个像素是否具有对应于指定信息的血管密度。可以根据需要选择被指定为阈值的给定的血管密度和氧饱和度，而不限于上述实施例。具体地，目标区域提取器69从与宽带图像数据对应的宽带图像中提取与指定信息对应的其中血管密度在2/(100 μ m)以上的范围内且氧饱和度在20%以下的范围内的区域作为目标区域。图像数据不限于宽带图像数据且可以是血管深度图像数据和氧饱和度图像数据中的任意一个。此实施方案随后的步骤与第一实施方案相同。具体地，显示在监视器14上的增强宽带图像表示，例如，其中血管密度在2/(100 μ m)以上的范围内且氧饱和度在20%以下的范围内的区域。设定血管密度的方法不限于上述方法，并且可以是各种已知方法中的任一种。通过用含有密度为2/(100 μ m)以上的、具有20 μ m以下的直径的血管的区域的基准代替上述实施例中使用的基准，可以关于设定为对应于指定信息的血管特征做出判断。下一步，将描述本发明的第四实施方案。本发明的第四实施方案与第一实施方案相同，不同之处在于使用血管分支点密度作为血管特征量。除血管特征量计算器65和目标区域提取器69以外，根据本发明的第四实施方案的电子内窥镜系统类似于根据第一实施方案的电子内窥镜系统10。因此，下面将不提供其
14它特征的附图和描述。根据本发明的第四实施方案，血管特征量计算器65在获取的图像数据中将血管分支点密度设定为血管特征量。根据其中血管分支点密度被设定为血管特征量的此实施方案，血管特征量计算器 65基于关于血管分支点密度的指定信息来计算血管分支点密度，其中目标区域提取器69 提取与对应于指定信息的血管分支点密度区域相对应的目标区域。首先，血管特征量计算器65获取存储在帧存储器56中的第一至第三窄带图像数据之一。因为此实施方案使用浅层中的血管分支点密度作为基准，因此从第一窄带图像数据中提取具有高血管分支点密度的部分。可以如第三实施方案中那样，通过对第一窄带图像数据进行二值化以通过模板匹配法在二值化的第一窄带图像数据中搜索分支点来实现对具有高血管分支点密度的部分的提取。即，生成表示血管分支点的小V形基准二值化图像，以搜索与该基准图像的差值不大于给定阈值的点。由于血管在各个方向上和以各种角度形成分叉，因此需要生成具有多种图案的基准图像。目标区域提取器69利用与第三实施方案中所使用的相同方法，判断每个像素是否具有对应于指定信息的血管分支点密度，并进行提取。假定现在给定的指定信息是作为血管特征量的血管分支点密度为l/(50x 50(μπι)2)以上。血管特征量计算器69使用由指定信息指定作为阈值的血管分支点密度判断每个区域是否具有对应于指定信息的血管分支点密度。可以根据需要选择被指定为阈值的给定的血管分支点密度和氧饱和度，而不限于上述实施例。具体地，目标区域提取器69从与宽带图像数据对应的宽带图像中提取与指定信息对应的其中血管分支点密度在l/(50x 50(ym)2)以上的范围内且氧饱和度在20%以下的范围内的区域作为目标区域。图像数据不限于宽带图像数据且可以是血管深度图像数据和氧饱和度图像数据中的任意一个。此实施方案随后的步骤与第一实施方案相同。具体地，显示在监视器14上的增强宽带图像72表示，例如，其中血管分支点密度在1/(50χ 50(ym)2)以上的范围内且氧饱和度在20%以下的范围内的区域。设定血管分支点密度的方法不限于上述方法，并且可以是各种已知方法中的任一种。根据本发明的第五实施方案，血管特征量计算器65在获取的图像数据中将荧光剂分布设定为血管特征量。上面提及的荧光剂，可以是例如，ICG(吲哚菁绿(indocyanine green))，其在获取图像前通过静脉注射而分布在血管中。当使用ICG时荧光剂分布计算为当使用近红外光(例如，约730nm)成像时像素的亮度。因此，此实施方案包括用于发射近红外光13的第四窄带光源。在荧光剂分布于血管中后，使用第四窄带光N4获取第四窄带图像(近红外光图像)。作为近红外光的第四窄带光通过红色滤光器，并且通过CXD 44的红色像素进行光电变换，使得第四窄带图像数据作为成像信号R存储在帧存储器56中。第四窄带光源为，例如，诸如激光二极管的光源，其容许通过光强度调制、脉冲宽度调制等容易地进行光量变化，并且类似于第一至第三窄带光源33至35进行配置和操作。根据其中荧光剂分布被设定为血管特征量的此实施方案，基于关于第三和第四窄带图像数据之间的第三亮度比率S4/S3的指定信息，计算其中荧光剂分布为下列范围内的区域亮度比率在第三亮度比率S4/S3的分布的给定上限范围内。S3是第三窄带图像数据的像素的亮度；S4是第四窄带图像数据的像素的数据。根据此实施方案，在通过亮度比率计算器60计算第三亮度比率S4/S3的同时，血管特征量计算器65将第三亮度比率S4/S3 的分布计算为荧光剂分布。因此，根据本发明的第五实施方案，血管特征量计算器65的一部分对应于计算第三亮度比率S4/S3的亮度比率计算器60。窄带图像数据不限于第三窄带图像数据并且可以是第一窄带图像数据或第二窄带图像数据，条件是能够与第四窄带图像数据进行比较。如上所述，根据此实施方案，血管特征量计算器65也执行亮度比率计算器60的功能。首先亮度比率计算器60，S卩，根据此实施方案的血管特征量计算器65，获得第三亮度比率S4/S3，该第三亮度比率S4/S3是血管区域中相同位置中的像素的第三和第四窄带图像数据之间的亮度比率。根据此实施方案，血管特征量计算器65通过对血管中所有像素的亮度比率的出现率进行统计学处理来计算第三亮度比率S4/S3的分布(直方图)。假设现在给定的指定信息是，作为荧光剂分布(为血管特征量)，亮度比率在第三亮度比率S4/S3的分布的顶部20 %范围内，且氧饱和度为20 %以下。目标区域提取器69使用由指定信息指定作为阈值的亮度比率来判断每个像素是否处于对应于指定信息的荧光剂分布中。可以根据需要选择被指定为阈值的给定的亮度比率和氧饱和度，而不限于上述实施例。因此，根据指定信息，目标区域提取器69从与宽带图像数据对应的宽带图像中提取以下区域作为目标区域其中作为荧光剂分布，亮度比率在第三亮度比率S4/S3的分布的顶部20%范围内且其中氧饱和度在20%以下的范围内的区域。图像数据不限于宽带图像数据且可以是血管深度图像数据或氧饱和度图像数据。此实施方案随后的步骤与第一实施方案相同。具体地，显示在监视器14上的增强宽带图像72表示，例如，其中作为荧光剂分布、亮度比率在第三亮度比率S4/S3的分布的顶部20%范围内且其中氧饱和度在20%以下的范围内的区域。设定血管分支点密度的方法不限于上述方法，并且可以是各种已知方法中的任一种。下一步，将描述本发明的第六实施方案。第六实施方案与第一实施方案的不同之处在于预先设定了多个血管特征量和氧饱和度信息的组合，并且根据通过输入设备选择的组合设定指定信息。所述组合以表的形式存储在例如血管图像生成器57中，并且通过选择器开关(未显示)选择。表1组合表


一种能够选择性增强和减弱目标区域的电子内窥镜系统包括光源，其用于相继地发射具有不同波段的光；电子内窥镜，其用于相继地输出相应的图像数据；血管特征量计算器，其包含来自相应图像数据的血管深度、血管直径、血管密度、血管分支点密度、和荧光药物分布中的至少一种；氧饱和度计算器，其用于计算关于血管中氧饱和度的信息；基准图像生成器；目标区域提取器，其用于从所述基准图像中提取包含血管特征量和氧饱和度的目标区域，所述目标区域对应于关于血管特征量和氧饱和度的指定信息；增强图像生成器，其用于生成其中目标区域被增强的增强图像；和显示器，其用于显示增强图像。