专利名称：电子内视镜系统及其处理器单元、和获得血管信息的方法在医疗领域中，近年来，使用电子内视镜进行的诊断和治疗被广泛实现。电子内视镜设置有插入人体腔中的细长插入部分。该插入部分包含图像传感器，例如位于其远端的 CCD。电子内视镜连接到光源单元。来自光源单元的光被引导通过电子内视镜，并从插入部分的远端发射去照亮体腔的内部。在用光照亮体腔的内部时，图像传感器拍摄待检查的体内部分的图像。拍摄的图像在连接到电子内视镜的处理器单元中进行各种类型的处理，然后显示在监视器上。电子内视镜能够对人体腔的内部实时地成像，便于精确诊断和有效治疗。在该光源单元中，白光源，例如氙灯，用于发射白光(普通光)，即，具有从蓝色区域到红色区域的波长的宽波段光。在白光下拍摄的图像显示体内部分的整个图像，但是不能清楚地显示内壁中的浅和深的血管、麻点图案和表面组织中的不规则情况(例如凹陷和凸起)。为了清楚该结构细节，已知的是，应用具有特定波段内的波长的窄波段光(特定光) 是有效的。还已知的是，在窄波段光下拍摄的图像提供了活组织的各种类型的信息，例如， 血管中的氧饱禾口程度(oxygen saturation level) 例如，在根据美国专利申请公开公报No. 2003/0176768的内视镜系统中，每当采用红(R)、绿(G)和蓝⑶的三种主要颜色中的每种的光作为窄波段时，图像被拍摄。波长越长，光到达内壁中的点就越深。因此，在蓝(B)光下拍摄的图像中改善了浅处的或表面的血管。在绿(G)光下拍摄的图像中改善了中间血管，并且在红(R)光下拍摄的图像中改善了深处的血管。此外，对每种颜色的图像数据进行彩色图像处理，为了产生用不同颜色区分浅处的、中间的和深处的血管的图像。在该内视镜系统中，每种颜色的光的波段被严格限制成光的波段不能彼此重叠。 此外，在拍摄图像之后，考虑到血红蛋白指数(hemoglobinindex)，对图像信号进行图像处理和空间频率滤波处理。这允许分离出在浅的深度处(即靠近活组织的表面)的图像数据， 并防止深处的血管的图像和浅处的和中间的血管的图像混合。在日本专利No. 2648494中，具有近红外区域内的波长的特定光IR1、IR2和IR3用作窄波段光。血管对该特定光IRl或IR3的吸收率取决于氧饱和程度，同时血管对该特定光IR2的吸收率不取决于氧饱和程度。分别应用特定光IR1、IR2和IR3来拍摄三种类型的特定图像。然后，计算这些图像之间的亮度差，并且用单色或模拟彩色将计算的亮度差反映在图像中。该图像显示血管中的氧饱和程度的信息。在内视镜诊断中，为了提高诊断精度，不仅期望利用具有改善的血管的图像，而且期望利用包括从图像获得的血红蛋白指数和氧饱和程度的数字化血管信息。然而，美国专利公开公报No. 2003/0176768尽管公开了血管的深度，但没有公开确定血管的血红蛋白指数和氧饱和程度。日本专利No. 2648494公开了确定氧饱和程度，但是氧饱和程度的计算没有考虑血管的深度。因此，根据血管的深度，确定的氧饱和程度可能不正确。
本发明的一个目的是精确地确定包括考虑到血管深度的血红蛋白指数和氧饱和程度的血管信息。为了实现本发明的上述和其它目的，根据本发明的电子内视镜系统包括光应用部分、图像传感器和血管信息获取部分。所述光应用部分将用作照射光的、波长在400nm至 600nm内的至少三种类型的窄波段光应用到包含血管的体内部分。来自三种类型的照射光中的两种类型的照射光是窄的蓝波段光和窄的绿波段光。所述图像传感器拍摄利用照射光照射的体内部分的图像。所述血管信息获取部分基于与三种类型的窄波段光对应的窄波段信号来获取血管信息。所述血管信息包括血管深度和血红蛋白指数。三种类型的照射光可以包括第一窄的蓝波段光、第二窄的蓝波段光和第三窄的绿波段光。与三种类型的窄波段光对应的窄波段信号包括第一窄的蓝波段信号、第二窄的蓝波段信号和第三窄的绿波段信号。所述电子内视镜系统还可以包括亮度比计算部分和存储器。所述亮度比计算部分计算第一窄的蓝波段信号和第二窄的蓝波段信号之间的第一亮度比、和第三窄的绿波段信号和第二窄的蓝波段信号之间的第二亮度比。所述存储器预先存储相对于第一和第二亮度比的血管深度和血红蛋白指数之间的关系。所述血管信息获取部分基于存储器中存储的关系从第一和第二亮度比获取血管深度和血红蛋白指数。所述存储器可以预先存储表示第一和第二亮度比的亮度坐标系和表示血管深度和血红蛋白指数的血管信息坐标系之间的关系。所述血管信息获取部分在亮度坐标系上标绘出第一和第二亮度比的坐标，然后从血管信息坐标系读取与所标绘的坐标对应的血管深度和血红蛋白指数的坐标，以便识别血管深度和血红蛋白指数的数值。优选地，所述第一窄的蓝波段光具有405士 IOnm的波长，所述第二窄的蓝波段光具有470士 IOnm的波长，并且所述第三窄的绿波段光具有560士 IOnm的波长。所述光应用部分可以选择性地发射第一窄的蓝波段光、第二窄的蓝波段光和第三窄的绿波段光。所述图像传感器在第一窄的蓝波段光下拍摄图像以便获得一帧第一窄的蓝波段信号，在第二窄的蓝波段光下拍摄图像以便获得一帧第二窄的蓝波段信号，和在第三窄的绿波段光下拍摄图像以便获得一帧第三窄的绿波段信号。所述光应用部分可以包括白光源和波段限制部分。所述白光源用于发射白宽波段光。所述波段限制部分设置在白光源和图像传感器之间。所述波段限制部分从宽波段光选择性地提取三种类型的窄波段光。所述波段限制部分可以是声学-光学可调过滤器。然而，所述波段限制部分可以是旋转过滤器，所述旋转过滤器具有用于选择性地让三种类型的窄波段光通过的多个过滤器。所述照射光还可以包括第四窄的蓝波段光，所述第四窄的蓝波段光具有 440士 IOnm的波长，并且从与第四窄的蓝波段光对应的第四窄的蓝波段信号获取血管中的氧饱和程度，作为血管信息。根据本发明的一种处理器单元，包括用于接收来自电子内视镜的图像信号的接收部分和血管信息获取部分。所述图像信号由用于拍摄包含血管的体内部分的图像的图像传感器获取，同时利用至少三种类型的窄波段光作为照射光来照射体内部分。来自三种类型的照射光中的两种类型的照射光是窄的蓝波段光和窄的绿波段光。所述血管信息获取部分基于与三种类型的窄波段光对应的窄波段信号来获取血管信息。所述血管信息包括血管深度和血红蛋白指数。根据本发明的一种用于获取血管信息的方法，包括如下步骤应用波长在400nm 至600nm内的至少三种类型的窄波段光作为照射包含血管的体内部分的照射光；拍摄利用照射光照射的体内部分的图像；和基于与三种类型的窄波段光对应的窄波段信号来获取血菅fe息。根据本发明，三种类型的窄波段光具有在400nm至600nm内的彼此不同的波段，并且包括至少一种类型的蓝波段照射光和至少一种类型的绿波段照射光。三种类型的窄波段光应用到体腔内的包含血管的活组织。在应用照射光期间，拍摄活组织的图像，以便获得与各个不同波段的窄波段光对应的多个窄波段信号。基于获得的多个窄波段信号，获得包括血管深度和血红蛋白指数的血管信息。因此，能够精确地获得血管信息，例如，考虑了血管深度的血红蛋白指数和氧饱和程度。根据本发明，利用第一和第二窄的蓝波段光获得浅处的或表面的血管的信息，并且利用第三窄的绿波段光获得深处的血管的信息。因此，能够精确地获得位于浅的深度至相对深(最多500nm)的深度的血管的血红蛋白指数，这是诊断所关心的。为了更充分地理解本发明和它的优点，将结合附图进行以下说明，附图为图1是根据第一实施例的电子内视镜系统的立体图；图2是根据第一实施例的电子内视镜系统的框图；图3A是处于正常光照模式的CXD的成像操作的说明图；图;3B是处于特定光照模式的CXD的成像操作的说明图；图4是显示第一和第二亮度比Rl和R2、血管深度、和血红蛋白指数之间的对应关系的图表；图5是显示血红蛋白的吸收系数的图表；图6是显示第三和第四亮度比R3和R4、血管深度、和氧饱和程度之间的对应关系的图表；图7A是其中第一和第二亮度比的坐标(Rl*，R2*)标绘在亮度坐标系上的图表；图7B是说明如何在血管信息坐标系上获取与坐标(Rl*，R2*)对应的坐标(K*，L*) 的图表；图8A是其中第三和第四亮度比的坐标(R3*，R4*)标绘在亮度坐标系上的图表；图8B是说明如何在血管信息坐标系上获取与坐标(R3*，R4*)对应的坐标(U*，V*) 的图表；图9是监视器的平面视图，其中仅血管深度图像、血红蛋白指数图像和氧饱和度图像中的一个显示在监视器上；图10是监视器的平面视图，其中血管深度图像、血红蛋白指数图像和氧饱和度图像中的所有都同时显示在监视器上；图11是监视器的平面视图，其中包括深度数据、血红蛋白指数数据和氧饱和度数据的血管信息以文字形式显示在监视器上；图12是电子内视镜系统的流程图；图13是根据第二实施例的电子内视镜系统的框图；图14是特定光照模式的CXD的成像操作的说明图；图15是显示红色、绿色和蓝色过滤器中的每个的光谱透射率和正常光和第一、第二、第三和第四特定光的光谱强度；图16是根据第三实施例的电子内视镜系统的框图；图17是具有正常光透射区域和第一至第四特定光透射区域的旋转过滤器的示意平面视图；图18是具有蓝色、绿色和红色过滤器的旋转过滤器的示意平面视图；和图19是具有蓝色、绿色和红色过滤器和第一至第四特定光透射区域的旋转过滤器的示意平面视图。
8charges)，并累加该信号负载。然后，该累加的信号负载被读取，作为图像信号。读取的图像信号被传送到AFE45。利用正常光NL进入(XD44所获得的图像信号被称作正常图像信号。利用第一至第四特定光Ll至L4进入(XD44所获得的图像信号被分别称作第一至第四图像信号。AFE45 包括相关双采样电路(correlated double sampling circuit, CDS)、自动增益控制器(AGC)、和模拟-数字转换器(A/D)(它们一个也没有图示)。⑶S对从(XD44输出的图像信号应用相关双采样处理(correlateddouble sampling processing)，以便去除由于(XD44的工作引起的噪声。在⑶S去除噪声之后，AGC放大图像信号。A/D将AGC放大的图像信号转换成预定位数的数字图像信号，并且将该数字图像信号输入到处理器单元 12。成像控制器46连接到处理器单元12的控制器59，并且响应于来自控制器59的命令将驱动信号传送到(XD44。响应于来自成像控制器46的驱动信号，(XD44以预定的帧速率将图像信号输出到AFE45。在正常光模式中，如图3A所示，在单个帧中执行两步操作，该两步操作包括对正常光NL进行光电转换和累加信号负载的步骤；和读取累加的信号负载作为正常图像信号的步骤。在正常光模式期间重复该两个步骤操作。另一方面，在特定光模式中，如图:3B所示，在第一帧中执行的两步操作包括对第一特定光Ll进行光电转换并累加信号负载的步骤；和读取累加的信号负载作为第一特定图像信号的步骤。在完成第一特定图像信号的读取之后，在第二帧中执行对第二特定光L2 进行光电转换并累加信号负载的步骤和读取累加的信号负载作为第二特定图像信号的步骤。在完成第二特定图像信号的读取之后，在第三帧中执行对第三特定光L3进行光电转换并累加信号负载的步骤和读取累加的信号负载作为第三特定图像信号的步骤。在完成第三特定图像信号的读取之后，在第四帧中执行对第四特定光L4进行光电转换并累加信号负载的步骤和读取累加的信号负载作为第四特定图像信号的步骤。这些第一至第四帧重复进行。如图2所示，处理器单元12包括数字信号处理器(DSP) 55、帧存储器56、血管图像产生器57、和显示控制电路58，并且控制器59控制每个部件的操作。DSP55对从电子内视镜 11的AFE45输出的正常图像信号和第一至第四特定图像信号应用颜色分离处理、颜色插值处理、白平衡调节处理、灰度校正处理等，以便产生正常图像和第一至第四特定图像。DSP55 产生的正常图像和第一至第四特定图像写入帧存储器56。血管图像产生器57包括亮度比计算器60、深度-血红蛋白指数关系存储器61、深度-氧饱和度关系存储器65、深度和血红蛋白指数计算器62、深度和氧饱和度计算器69、深度图像产生器63、血红蛋白指数图像产生器64和氧饱和度图像产生器78。亮度比计算器 60从存储在帧存储器56上的第一至第四特定图像中的每个提取包括血管的血管区域。例如，血管区域可以基于血管部分和其它部分之间的亮度差来提取。亮度比计算器60计算位于第一至第三特定图像之中的血管区域内的相同位置处的像素上的第一亮度比R1，即第一特定图像和第二特定图像之间的亮度比的对数 (Log(Bl/B》)，和第二亮度比R2，即第三特定图像和第二特定图像之间的亮度比的对数 (Log(G/B2))0其中，Bl表示第一特定图像中的像素的亮度值。B2表示第二特定图像中的像素的亮度值，并且G表示第三特定图像中的像素的亮度值。亮度比计算器60还计算第四特定图像和第一特定图像(B4/B1)之间的亮度比(第三亮度比)R3，和第二特定图像和第一特定图像(B2/B1)之间的亮度比(第四亮度比)R4。其中，B4表示第四特定图像中的像素的亮度值。深度-血红蛋白指数关系存储器61存储第一和第二亮度比Rl和R2、血红蛋白指数、和血管深度之间的关系。通过分析以往诊断中积累的若干第一至第三特定图像，来获得该关系。更具体地，深度-血红蛋白指数关系存储器61存储表示第一和第二亮度比Rl和 R2的亮度坐标系79和表示血红蛋白指数和血管深度的血管信息坐标系83之间的关系，如图4所示。血管信息坐标系83是在亮度坐标系79中建立的KL坐标系。在血管信息坐标系83中，K轴线表示血管深度，L轴线表示血红蛋白指数。因为血管深度随第一和第二亮度比Rl和R2的增加而增加，因此K轴线对于亮度坐标系79具有正梯度。关于K轴线，越朝左边血管变得越浅，越朝右边血管变得越深。因为血红蛋白指数随第一和第二亮度比Rl和 R2增加而增加，因此L轴线对于亮度坐标系79具有正梯度。关于L轴线，越朝左边血红蛋白指数变得越高，越朝右边血红蛋白指数变得越低。深度-氧饱和度关系存储器65存储第三和第四亮度比R3和R4、氧饱和程度、和血管深度之间的关系。如图5所示，如果血管中的血红蛋白的吸收系数ya取决于波长，则该关系保持，并且通过分析在以往诊断中积累的若干第一、第二和第四特定图像来获得。在图5中，吸收系数μ a表示吸收率，该吸收率是血红蛋白对光的吸收度，并且吸收系数μ a 是IfxpGyaXx)表示的系数，其表示应用到血红蛋白的光的衰减。其中，Itl表示从光源单元应用到活组织的光的强度，X(CHl)表示活组织中的血管深度。没有与氧组合的还原血红蛋白70和与氧组合的氧化血红蛋白71彼此具有不同的吸收特性。因此，还原血红蛋白70和氧化血红蛋白71在吸收率上表现出差异，除了表示相同吸收率(吸收系数μ a)的相等吸收点(图5中的还原血红蛋白70和氧化血红蛋白71 的交点)例外。即使具有相同强度和相同波长的光应用到相同的血管，这种吸收率的差也会导致亮度值的差。此外，在应用具有相同强度和不同波长的两种类型的光的情况中，因为吸收系数μ a取决于光的波长，因此，亮度值会随光的类型而变化。考虑到如上所述的血红蛋白的吸收特性，优选的，第一、第二和第四特定光Li、L2 和L4中的至少一个具有中点在450nm或更小的波段，因为在445nm和405nm的波长处吸收率随氧饱和程度变化，具有到达深距离的短波长的光需要去提取血管深度的信息。波长的差导致吸收系数的差和在粘膜中到达的深度的差，而不管相同的氧饱和程度。因此，通过利用光的到达深度取决于波长的光的特性，能够获得亮度比和血管深度之间的关系。深度-氧饱和度关系存储器65存储表示第三和第四亮度比R3和R4的亮度坐标系66和表示氧饱和程度和血管深度的血管信息坐标系67之间的关系，如图6所示。血管信息坐标系67是在亮度坐标系66上建立的UV坐标系。U轴线表示血管深度，并且V轴线表示氧饱和程度。因为血管深度随第三和第四亮度比R3和R4增加而增加，因此U轴线对于亮度坐标系66具有正梯度。关于U轴线，越朝右上血管变得越浅，越朝左下血管变得越深。因为氧饱和程度随第三和第四亮度比R3和R4的增加而降低，因此V轴线对于亮度坐标系66具有负梯度。关于V轴线，越朝左上氧饱和程度变得越低，越朝右下氧饱和程度变得越高。
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在血管信息坐标系67中，U轴线和V轴线在交叉点P处彼此以直角相交。这是因为在应用的第四特定光L4和应用的第二特定光L2之间吸收率的数值关系(magnitude relation)被颠倒。换言之，如图5所示，在具有440士 IOnm的波长的第四特定光L4的应用中，还原血红蛋白70的吸收系数大于具有更高的氧饱和程度的氧化血红蛋白71的吸收系数。另一方面，在具有470士 IOnm的波长的第二特定光L2的应用中，氧化血红蛋白71的吸收系数大于还原血红蛋白70的吸收系数。如果吸收率的数值关系没有被颠倒的其它类型的特定光被应用来代替第一、第二和第四特定光Li、L2和L4，那么U和V轴线不会以直角相交。在具有400士 IOnm的波长的第一特定光Ll的应用中，氧化血红蛋白71的吸收系数基本等于还原血红蛋白70的吸收系数。如图7A所示，深度和血红蛋白指数计算器62在亮度坐标系79中标绘出与第一和第二亮度比Rl*和R2*对应的是测量值的坐标(R1*，R2*)。在标绘出坐标(R1*，R2*)之后， 如图7B所示，在血管信息坐标系83中识别与坐标(R1*，R2*)对应的坐标(L*，L*)。因此， 获得关于血管区域中的预定位置的像素的深度数据K*和血红蛋白指数数据L*。如图8A所示，深度和氧饱和度计算器69在亮度坐标系66中标绘出与第三和第四亮度比R3*和R4*对应的是测量值的坐标(R3*，R4*)。在标绘出坐标(R3*，R4*)之后，如图8B所示，在血管信息坐标系67中识别与坐标(R3*，R4*)对应的坐标(U*，V*)。因此，获得关于血管区域中的预定位置的像素的深度数据U*和氧饱和度数据V*。深度图像产生器63具有颜色图(CM) 63a，以便根据血管深度给血管区域内的每个像素分配颜色数据。颜色图63a描述颜色分配，以便清晰地区别血管深度，例如，以该方式， 将蓝色分配给浅处的血管，将绿色分配给中间的血管，并且将红色分配给深处的血管。深度图像产生器63基于颜色图63a限定与通过深度和血红蛋白指数计算器62获得的深度数据 K*对应的颜色数据。该颜色数据可以根据通过深度和氧饱和度计算器69获得的深度数据 U*限定。在血管区域内的每个像素上限定颜色数据之后，深度图像产生器63从帧存储器 56读取正常图像，并且将该颜色数据结合到读取的正常图像中。因此，利用结合的血管深度，产生血管深度图像。产生的血管深度图像写入帧存储器56。颜色数据可以结合到第一至第三特定图像中的任一个或根据第一至第三特定图像产生的组合图像中，而不是正常图像中。血红蛋白指数图像产生器64具有颜色图(CM)64a，以便根据血红蛋白指数的度给血管区域内的每个像素分配颜色数据。颜色图6 描述颜色分配，以便清晰地区别血红蛋白指数的度，例如，以该方式，将红色分配给低血红蛋白指数，将灰色分配给中间血红蛋白指数，并且将青色分配给高血红蛋白指数。血红蛋白指数图像产生器64基于颜色图6 限定与通过深度和血红蛋白指数计算器62获得的血红蛋白指数数据L*对应的颜色数据。该颜色数据结合到正常图像中，以便利用模拟颜色产生血红蛋白指数图像。产生的血红蛋白指数图像写入帧存储器56中，就随血管深度图像一起。氧饱和度图像产生器78具有颜色图(CM) 78a,以便根据氧饱和程度给血管区域内的每个像素分配颜色数据。颜色图78a描述颜色分配，以便清晰地区别氧饱和程度，例如， 以该方式，将青色分配给低氧饱和程度，将紫红色分配给中间氧饱和程度，并将黄色分配给高氧饱和程度。氧饱和度图像产生器78基于颜色图78a限定与通过深度和氧饱和度计算器69获得的氧饱和度数据V*对应的颜色数据。该颜色数据结合到正常图像中，以便产生氧饱和度图像。产生的氧饱和度图像写入帧存储器56，就随血管深度图像一起。显示控制电路58从帧存储器56读取一个或多个图像，并且在监视器14上显示该一个图像或多个图像。存在各种图案的显示。例如，如图9所示，正常图像72显示在监视器14的一半上，通过图像切换按钮68 (见图2、选择的血管深度图像73、血红蛋白指数图像84和氧饱和度图像74中的一个可以显示在监视器14的剩余的一半上。在图8的血管深度图像73中，血管图像75被着成蓝色用于表示浅处的血管，血管图像76被着成绿色用于表示中间的血管，并且血管图像77被着成红色用于表示深处的血管。在血红蛋白指数图像84中，血管图像86被着成红色用于表示低血红蛋白指数，并且血管图像87被着成灰色用于表示中间血红蛋白指数，并且血管图像88被着成青色用于表示高血红蛋白指数。在氧饱和度图像74中，血管图像80被着成青色用于表示低氧饱和程度，并且血管图像81被着成紫红色用于表示中间氧饱和程度，并且血管图像82被着成黄色用于表示高氧饱和程度。血管深度图像73、血红蛋白指数图像84和氧饱和度图像74的所有三种图像可以同时显示，如图10所示。否则，如图11所示，一旦通过鼠标(未图示)等点击监视器14上显示的正常图像72而选择了任意的血管85时，血管85的深度(D)、氧饱和程度(Sa02)和血红蛋白指数(HbI)可以以文字显示。在图11的显示图案中，血管深度图像73、血红蛋白指数图像84和氧饱和度图像74没有被显示。下面将参照图12来说明电子内视镜系统10的操作。通过控制台23上的操作，电子内视镜系统10被从正常光模式切换到特定光模式(Si)。一旦切换到特定光模式，在切换时拍摄的正常图像写入帧存储器56(s》用于产生血管深度图像、血红蛋白指数图像和氧饱和度图像。在控制台23的操作之前拍摄的正常图像而可以用于产生血管深度图像等。然后，当控制器59对光间驱动器32发送正常光应用停止命令时，光间驱动器32 将光闸31从缩回位置移动到插入位置，以便停止将正常光NL应用到待检查的体内部分。一旦停止应用正常光NL，就从控制器59向光源切换开关37发送特定光应用开始命令。因此， 光源切换开关37打开第一特定光源33，将第一特定光Ll应用到体内部分(S3)。一旦应用了第一特定光Li，控制器59给成像控制器46发送图像拍摄命令。因此，在第一特定光Ll 下拍摄图像(S4)，并且获得的第一特定图像信号通过AFE45发送到DSP55。在DSP55中，第一特定图像根据第一特定图像信号产生。产生的第一特定图像写入帧存储器56。 在第一特定图像写入帧存储器56之后，响应于来自控制器59的光源切换命令，光源切换开关37将应用的光从第一特定光Ll切换到第二特定光L2(S5)。然后，在第二特定光L2下拍摄图像(S6)，如上所述，并且根据第二特定图像信号产生第二特定图像。产生的第二特定图像写入帧存储器56。在第二特定图像写入帧存储器56之后，响应于来自控制器59的光源切换命令，光源切换开关37将应用的光从第二特定光L2切换到第三特定光L3(S7)。然后，在第三特定光L3下拍摄图像(S8)，并且根据第三特定图像信号产生第三特定图像。产生的第三特定图像写入帧存储器56。在第三特定图像写入帧存储器56之后，响应于来自控制器59的光源切换命令，光源切换开关37将应用的光从第三特定光L3切换到第四特定光L4(S9)。然后，在第四特定光L4下拍摄图像(SlO)，并且根据第四特定图像信号产生第四特定图像。产生的第四特定图像写入帧存储器56。在正常图像和第一至第四特定图像写入帧存储器56之后，亮度比计算器60从第一至第四特定图像的每个中提取包含血管的血管区域。然后，亮度比计算器60计算位于血管区域内的相同位置的像素上的根据第一和第二特定图像的第一亮度比R1*、根据第三和第二特定图像的第二亮度比R2*、根据第四和第一特定图像的第三亮度比R3*、和根据第二和第一特定图像的第四亮度比R4*(S11)。接下来，深度和血红蛋白指数计算器62基于深度-血红蛋白指数关系存储器61 中存储的关系，在血管信息坐标系83中识别与第一和第二亮度比Rl*和R2*对应的是测量值的坐标(K*，L*)。因此，获得血管区域内的预定像素上的深度数据K*和血红蛋白指数数据L*(S⑵。一旦获得深度数据K*和血红蛋白指数数据L*，就根据深度图像产生器63的CM 63a来限定与深度数据K*对应的颜色数据。根据血红蛋白指数图像产生器64的CM 6 来限定与血红蛋白指数数据L*对应的颜色数据(S13)。限定的颜色数据写入处理器单元12 中的RAM(未图示)。接下来，深度和氧饱和度计算器69基于存储在深度-氧饱和度关系存储器65 中的关系，在血管信息坐标系67中识别与第三和第四亮度比R3*和R4*对应的是测量值的坐标(U*，V*)。因此，获得了血管区域内的预定像素上的深度数据U*和氧饱和度数据 V*(S14)。在该实施例中不使用深度数据U*，因为它与上述的深度数据K*相同。然后，根据氧饱和度图像产生器78的CM 78a来限定与氧饱和度数据V*对应的颜色数据。限定的颜色数据写入处理器单元12的RAM(未图示)。通过重复上述步骤Sll至S15直至步骤S16变成“是”，就获得了血管区域内的每个像素上的深度数据K*、血红蛋白指数数据L*和氧饱和度数据V*。此外，限定与深度数据 K*、血红蛋白指数数据L*和氧饱和度数据V*中的每个对应的颜色数据。在获得了血管区域内的每个像素上的深度数据、血红蛋白指数数据、氧饱和度数据、和与它们对应的颜色数据(S16中的“是”)之后，深度图像产生器63从帧存储器56读取正常图像。深度图像产生器63将写入RAM的颜色数据结合到正常图像中，以便产生血管深度图像。血红蛋白指数图像产生器64以与血管深度图像相似的方式产生血红蛋白指数图像。氧饱和度图像产生器78还以相似方式产生氧饱和度图像(S17)。产生的血管深度图像，血红蛋白指数图像和氧饱和度图像写入帧存储器56。显示控制电路58从帧存储器56读取每个图像，并且在监视器14上显示正常图像 72、血管深度图像73、血红蛋白指数图像84和氧饱和度图像74(S18)，如图9或图10所示。 在图9中，血管深度图像73、血红蛋白指数图像84和氧饱和度图像72中的一个与正常图像 72—起显示在监视器14上。在图10中，四个图像，正常图像72、血管深度图像73、血红蛋白指数图像84和氧饱和度图像74同时显示在监视器14。第二实施例在根据第二实施例的电子内视镜系统100中，如图13所示，(XD90是具有R、G、和 B像素的彩色CCD。此外，在特定光模式中，正常光NL应用到待检查的体内部分，而不是第三特定光L3，如图14所示。利用在应用正常光NL中从CXD 90的G像素获得的图像信号来计算第二亮度比R2。根据第二实施例的电子内视镜系统100不使用第三特定光L3，因此不具有第三特定光源。因为根据第二实施例的电子内视镜系统100的其它部件与第一实施例基本相似，因此省略它们的说明。CXD 90的R、G和B像素分别具有R、G和B颜色过滤器。参照图15，R、G和B颜色过滤器分别具有光谱透射率54、53和52。因为正常光NL具有大约470nm至700nm的波长， 因此所有的R、G和B像素对正常光NL敏感。另一方面，第一特定光Ll具有405 士 IOnm的波长，仅B像素对第一特定光Ll敏感。因为第二特定光L2具有470士 IOnm的波长，因此B和 G像素对第二特定光L2敏感，同时R像素对它不敏感。因为第四特定光L4具有440士 IOnm 的波长，仅B像素对第四特定光L4敏感。如上所述，在CXD 90中，敏感的像素取决于应用的光的类型。因此，用于计算第一至第四亮度比Rl至R4的方法不同于第一实施例。在第二实施例中，基于在第一特定光Ll 下CXD 90的B像素获得的亮度值Bl和在第二特定光L2下B像素获得的亮度值B2，通过 Log(Bl/B2)计算第一亮度比R1。基于在第二特定光L2下B像素获得的亮度值B2和在正常光NL下G像素获得的亮度值Broad_G，通过Log (Br0ad_G/BW计算第二亮度比R2。基于在第一特定光Ll下CXD 90的B像素获得的亮度值Bl和在第四特定光L4下 B像素获得的亮度值B4，通过B4/B1计算第三亮度比R3。此外，基于在第二特定光L2下CXD 90的B像素获得的亮度值B2和在第一特定光Ll下B像素获得的亮度值Bi，通过B2/B1计算第四亮度比R4。第三实施例在第三实施例中，没有提供第一至第四特定光源中。替代地，声学-光学可调过滤器将正常光NL的反射光分离成第一至第四特定光Ll至L4。如图16所示，根据第三实施例的电子内视镜系统110与第一实施例的电子内视镜系统10相同，除了在电子内视镜11中设置声学-光学可调过滤器111和去除了第一至第四特定光源33至35和38之外。根据第三实施例的电子内视镜110设置有声学-光学可调过滤器111，该声学-光学可调过滤器111设置在成像窗口 50和聚焦透镜51之间。在正常光模式中，声学-光学可调过滤器111不被致动，使得从待检查的体内部分反射的正常光NL入射在CCD 44上。在特定光模式中，在从体内部分反射的正常光NL之中，声学-光学可调过滤器111仅让特定波长的光通过并阻挡其它波长的光通过，以便产生第一至第四特定光Ll至L4。声学-光学可调过滤器111 一开始选择性地让第一特定光Ll通过，然后选择性地依次让第二特定光L2、 第三特定光L3和第四特定光L4通过，但是该次序是可以改变的。声学-光学可调过滤器 111连接到成像控制器46，并且每当执行分光时就发送分光信号(spectroscopic signal) 给成像控制器46。基于分光信号，成像控制器46发送图像拍摄命令给CXD 44。因此，每当执行分光时，CXD 44拍摄图像，并且因此输出第一至第四分光图像信号，如同第一实施例的情况。在第三实施例中，在成像窗口 50和聚焦透镜51之间可以使用特定(XD，而不是提供声学-光学可调过滤器111。该特定C⑶具有设置有仅让正常光NL中的第一特定光Ll 通过的过滤器的第一像素；设置有仅让第二特定光L2通过的过滤器的第二像素；设置有仅让第三特定光L3通过的过滤器的第三像素；和设置有仅让第四特定光L4通过的过滤器的第四像素。在第一实施例中，第一至第四特定光源用于产生第一至第四特定光Ll至L4。然而，去除了提供的第一至第四特定光源，可以设置如图17所示的旋转过滤器130去提取第一至第四特定光Ll至L4，而不是图2的光闸31。旋转过滤器130包括正常光透射区域 131，其用于让从正常光源30发射的正常光NL的整个分量通过；第一特定光透射区域132， 其用于让来自正常光NL的第一特定光Ll的分量通过；第二特定光透射区域133，其用于让第二特定光L2的分量通过；第三特定光透射区域134，其用于让第三特定光L3的分量通过；和第四特定光透射区域135，其用于让第四特定光L4的分量通过。旋转过滤器130是可旋转的，使得区域(过滤器)131至135根据应用的光被设置在正常光源30的光路中。如果去除正常光透射区域131，在应用正常光NL到体内部分中，旋转过滤器130可以从正常光源30的光路退出。在第一实施例中，通过每当应用第一至第四特定光Ll至L4中的每个时拍摄图像， 在特定光模式中拍摄了四帧的图像。然而，第一至第四特定光Ll至L4可以同时应用到体内部分，以便将待拍摄的帧的数量减少到一个。为了从同时应用光所获得的单个图像信号中取得第一至第四特定图像信号，上述特定CXD是有用的。在第一实施例中，在从正常光源发射的正常光NL直接应用到体内部分时，单色 CCD拍摄图像，并且根据该单色CCD所获得的正常图像信号产生正常图像。然而，用于产生正常图像的方法不局限于此。例如，正常图像可以通过帧序方法产生。在帧序方法中，旋转过滤器143具有B、G 和R三种颜色过滤器140至142，如图18所示，该旋转过滤器143设置在正常光源的前方。 在产生正常图像中，旋转过滤器143旋转，使得B颜色过滤器140、G颜色过滤器141和R颜色过滤器142依次地设置在正常光NL的光路中。通过旋转过滤器143的这种旋转，蓝色、 绿色和红色光依次地应用到体内部分。每当应用每种颜色的光时，单色CCD拍摄图像，从而获得三种颜色的图像信号， 即，蓝色、绿色和红色图像信号。根据三种颜色的图像信号产生彩色正常图像。在帧序方法中，在三种颜色的图像信号之中存在时滞，因为每当应用每种颜色的光时就拍摄图像。因此，如果在切换将被应用的颜色的光期间电子内视镜的体内部分或插入部分移动，那么产生的正常图像就会模糊。在帧序方法中，如图19所示，旋转过滤器150可以设置有与图18 相似的B、G和R三种颜色过滤器151至153和与图17相似的第一至第四特定光透射区域 154至157。这就不需要在光源单元13中提供第一至第四特定光源33至35和38。可以使用同步方法产生正常图像，而不是帧序方法。该同步方法使用具有敏感性取决于波长的B、G和R像素的彩色(XD。为了产生正常图像，正常光NL直接应用到体内部分，并且从人体部分反射的正常光NL被彩色CCD接收。因此，蓝色、绿色和红色图像信号分别同时从B、G和R像素输出。根据这些三种颜色的图像信号产生正常图像。在同步方法中，如上所述，时滞不会发生，因为三种颜色的图像信号同时输出。因此，即使电子内视镜的体内部分或插入部分移动，正常图像也不会模糊。作为彩色CCD，可以使用具有互补的三种颜色C (青色)、M(紫红色)和Y (黄色)的过滤器的补色CCD，而不是具有主色R、G和B的过滤器的主色(XD。本发明不仅可以应用于具有插入部分的可插入的电子内视镜等，而且可以应用于密封囊内视镜(capsule endoscope)，在该密封囊内视镜中，图像传感器(例如CCD)包含在密封囊中。
尽管已经通过参照附图的优选实施例全面地说明了本发明，但是对于本领域的熟练技术人员而言，各种变化和修改是显然的。因此，在不脱离本发明的保护范围的情况下， 这些变化和修改应当被认为落入本发明的保护范围中。


本发明公开一种电子内视镜系统。在一种特定光模式中，在第一至第四特定光下拍摄第一至第四特定图像，第一至第四特定光是窄波段光。亮度比计算器从每个特定图像提取包含血管的血管区域。亮度比计算器根据特定图像计算血管区域内的每个像素上的第一至第四亮度比。深度和血红蛋白指数计算器基于预先存储的血管深度和血红蛋白指数之间的关系，来计算与第一和第二亮度比对应的血管深度和血红蛋白指数。深度和氧饱和度计算器基于预先存储的血管深度和氧饱和程度之间的关系，来计算与第三和第四亮度比对应的氧饱和程度。