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巴列卡诺VS维戈塞尔塔: 生成示出生物組織中生物物質濃度分布圖像的方法和裝置.pdf

摘要
申請專利號:

维戈塞尔塔vs皇家社会 www.vmyqew.com.cn CN201480031366.3

申請日:

20140528

公開號:

CN105324064A

公開日:

20160210

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61B1/00,A61B1/04,A61B1/06,A61B5/1455 主分類號: A61B1/00,A61B1/04,A61B1/06,A61B5/1455
申請人: HOYA株式會社
發明人: 千葉亨
地址: 日本東京都新宿區中落合二丁目7番5號
優先權: 2013-114703
專利代理機構: 北京戈程知識產權代理有限公司 代理人: 程偉;王錦陽
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201480031366.3

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

用于生成包含于在預定波長帶從短波長端順序包括第一等吸光點、第二等吸光點、第三等吸光點以及第四等吸光點的吸收光譜的生物組織的第一生物物質與第二生物物質之間的摩爾濃度比的分布圖像的方法包括:通過使用配置成共同選擇性提取由第一等吸光點和第二等吸光點劃分的第一波長范圍的光、由第二等吸光點和第三等吸光點劃分的第二波長范圍的光以及由第三等吸光點和第四等吸光點劃分的第三波長范圍的光的第一濾光器從白光提取光得到生物組織的圖像獲取第一成像數據G1的步驟;通過使用配置成選擇性地提取第二波長范圍內的光的第二濾光器從白光提取光得到生物組織的圖像獲取第二成像數據G2的步驟;基于第一成像數據G1和第二成像數據G2生成分布圖像的步驟。

權利要求書

1.一種用于生成分布圖像的方法,所述分布圖像表示在生物組織中包含的第一生物物質與第二生物物質之間的摩爾濃度比,所述生物組織的吸收光譜在預定波長范圍內以波長遞升的次序具有第一等吸光點、第二等吸光點、第三等吸光點以及第四等吸光點,所述方法包括:通過使用第一濾光器從白光中提取的光來獲取生物組織的圖像而獲取第一成像數據G的步驟,所述第一濾光器被配置成共同選擇性地提取由所述第一等吸光點和所述第二等吸光點劃分的第一波長范圍內的光、由所述第二等吸光點和所述第三等吸光點劃分的第二波長范圍內的光,以及由所述第三等吸光點和所述第四等吸光點劃分的第三波長范圍內的光;通過使用第二濾光器從白光中提取的光來獲取所述生物組織的圖像而獲取第二成像數據G的步驟,所述第二濾光器被配置成選擇性地提取所述第二波長范圍內的光;以及基于所述第一成像數據G和所述第二成像數據G來生成分布圖像的步驟。2.根據權利要求1所述的方法,其中基于第一成像數據G和第二成像數據G來生成分布圖像的步驟進一步包括:基于第一成像數據G獲取所述第一濾光器的透射波長范圍內的生物組織的吸收率A的步驟;基于第二成像數據G獲取所述第二濾光器的透射波長范圍內的生物組織的吸收率A的步驟;以及基于所述吸收率A和所述吸收率A來生成分布圖像的步驟。3.根據權利要求2所述的方法,其中:獲取吸收率A的步驟包括使用表達式1或表達式2來計算吸收率A的步驟;以及(表達式1)A=-logG(表達式2)A=-G獲取吸收率A的步驟包括使用表達式3或表達式4來計算吸收率A的步驟(表達式3)A=-logG(表達式4)A=-G。4.根據權利要求2或3所述的方法,其中基于吸收率A和吸收率A來生成分布圖像的步驟進一步包括:使用表達式5來計算指數X的步驟;以及(表達式5)X=A-2kA(其中k為常數)基于指數X來生成分布圖像的步驟。5.根據權利要求4所述的方法,其中常數k是1。6.根據權利要求3到5中任一項所述的方法,其進一步包括通過使用第三濾光器從白光中提取光來獲取生物組織的圖像而獲取第三成像數據R的步驟,所述第三濾光器被配置成選擇性地提取第四波長范圍內的光,其中與所述預定波長范圍內的吸收率相比,所述第四波長范圍內生物組織的吸收率足夠低,其中獲取吸收率A的步驟包括:通過將第一成像數據G除以第三成像數據R來計算第一標準化反射率SR的步驟;以及使用表達式6或表達式7來計算吸收率A的步驟,并且(表達式6)A=-logSR(表達式7)A=-SR其中獲取吸收率A的步驟包括:通過將第二成像數據G除以第三成像數據R來計算第二標準化反射率SR的步驟;以及使用表達式8或表達式9來計算吸收率A的步驟(表達式8)A=-logSR(表達式9)A=-SR。7.根據權利要求6所述的方法,進一步包括:通過使用所述第一濾光器從白光中提取的光來獲取無色基準板的圖像而獲取第一基線圖像數據BL的步驟;以及通過使用所述第二濾光器從白光中提取的光來獲取所述基準板的圖像而獲取第二基線圖像數據BL的步驟,其中計算第一標準化反射率SR的步驟包括將第一成像數據G除以第一基線圖像數據BL的步驟,以及其中計算第二標準化反射率SR的步驟包括將第二成像數據G除以第二基線圖像數據BL的步驟。8.根據權利要求6所述的方法,其中第四波長范圍是650nm帶,并且其中第三成像數據R是通過包括在設置有RGB濾色器的攝像裝置中的設置有R過濾器的光接收元件獲取的成像數據。9.根據權利要求4所述的方法,其中常數k被確定為使得基于通過獲取已知摩爾濃度比的生物組織的圖像而獲取的第一成像數據G和第二成像數據G獲取的指數X最接近理論指數X。10.根據權利要求9所述的方法,其中獲取針對多個生物組織中的每一個的測量指數X,所述生物組織的每一個具有彼此不同的已知摩爾濃度比,并且常數k被確定為使得示出已知摩爾濃度比與測量指數X之間的關系的校準曲線最接近示出已知摩爾濃度比與理論指數X之間的關系的參考線。11.根據權利要求9或10所述的方法,其中在獲取第一成像數據G的步驟中使用第一濾光器從白光中提取的光變暗,從而使得獲取第一成像數據G時的曝光量和獲取第二成像數據G時的曝光量變得相等。12.根據權利要求1至11中任一項所述的方法,其中兩種類型的生物物質是氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白,并且其中生物組織中包含的第一生物物質和第二生物物質的摩爾濃度比是氧飽和度。13.根據權利要求1至12中任一項所述的方法,其中預定波長范圍是血紅蛋白的Q帶,并且其中第一成像數據G和第二成像數據G是通過包括在設置有RGB濾色器的攝像裝置中的設置有G過濾器的光接收元件獲取的成像數據。14.一種用于生成分布圖像的裝置,所述分布圖像示出生物組織中包含的第一生物物質與第二生物物質之間的摩爾濃度比,生物組織的吸收光譜在預定波長范圍內以波長遞升的次序具有第一等吸光點、第二等吸光點、第三等吸光點以及第四等吸光點,所述裝置包括:光源,其發射出白光;第一濾光器,其被配置成從白光共同選擇性地提取由所述第一等吸光點和所述第二等吸光點劃分的第一波長范圍內的光、由所述第二等吸光點和所述第三等吸光點劃分的第二波長范圍內的光,以及由所述第三等吸光點和所述第四等吸光點劃分的第三波長范圍內的光;第二濾光器,其被配置成從白光選擇性地提取第二波長范圍內的光;切換構件,其被配置成在所述第一濾光器與所述第二濾光器之間切換;攝像裝置,其被配置成使用所述光源發射出的光來得到生物組織的圖像;以及圖像處理器單元,其被配置成基于攝像裝置生成的成像數據來生成分布圖像。15.根據權利要求14所述的裝置,其中所述攝像裝置是包括設置在尖端部分的內窺鏡的內窺鏡裝置。

說明書

技術領域

本發明涉及一種用于生成示出生物組織中的生物物質濃度分布的圖像的方法和裝置。

背景技術

近來,已經提出了具有拍攝光譜圖像的功能的內窺鏡裝置(光譜內窺鏡裝置)。通過使用這樣的光譜內窺鏡裝置,可以獲得關于生物組織(如消化器官的黏膜)的光譜特性(例如,反射光譜)的信息。已知的是,生物組織的反射光譜反映這樣的信息:所述信息關于作為測量目標的生物組織的表層附近包含的組分的類型或密度。具體而言,已知根據生物組織的反射光譜計算得到的吸收率等于通過將構成生物組織的多種物質的吸收率線性疊加而得到的吸收率。

已知的是,病變生物組織中的物質的組成和量不同于健康生物組織中的物質的組成和量。在許多早期研究中表明,病變(如由癌癥表示)的異常與血液狀況(特別是與血液或氧飽和總量)極為密切相關。在光譜分析領域中,經常使用這樣的方法:通過使用兩個被聚焦的生物組織所具有的可見范圍內的光譜特征值來對所述兩個被聚焦的生物組織進行定性和定量。因此,通過將包括病變的生物組織中的血液的光譜特性與并未包括病變的生物組織中的血液的光譜特性進行比較,可以估計生物組織中的某些種類的病變的存在。

光譜圖像是使用不同波長的光來獲取的一系列的圖像信息組成,且生物組織的更詳細的光譜信息可以從具有更高的波長分辨率(即,用于獲取圖像信息的更大量的波長)的光譜圖像獲得。專利文件1公開了在400nm至800nm的波長范圍內以5nm的間隔來獲取光譜圖像的光譜內窺鏡裝置的示例性的配置。

現有技術文獻

專利文件

(專利文件1)第2012-245223A號日本專利臨時公開

發明內容

待解決的問題

然而,為了獲取具有高波長分辨率的光譜圖像(例如,公開于專利文件1中的光譜圖像)需要許多在改變圖像獲取波長的情況下獲取的圖像。此外,需要進行大量計算以分析大量圖像,因此分析這些圖像要耗費時間。也就是說,需要重復進行相對復雜的拍攝操作和計算,以獲得有效的診斷支持信息。因此,存在獲得有效診斷支持信息要耗費時間的問題。

鑒于上述情況而提出本發明,本發明的目的是提供能夠在短時間內獲取示出生物物質的分布(例如,氧飽和度分布)的圖像信息的方法和裝置。

解決問題的方法

根據本發明的一個實施方案,提供了用于示出生物組織中包含的第一生物物質與第二生物物質之間的摩爾濃度比的生成分布圖像的方法,所述生物組織的吸收光譜在預定波長范圍內以波長遞升的次序具有第一等吸光點、第二等吸光點、第三等吸光點以及第四等吸光點,所述方法包括:通過使用由第一濾光器從白光中提取的光來獲取生物組織的圖像而獲取第一成像數據G1的步驟,所述第一濾光器配置成共同選擇性地提取由第一等吸光點和第二等吸光點劃分的第一波長范圍內的光、由第二等吸光點和第三等吸光點劃分的第二波長范圍內的光以及由第三等吸光點和第四等吸光點劃分的第三波長范圍內的光;通過使用由第二濾光器從白光中提取的光來獲取生物組織的圖像而獲取第二成像數據G2的步驟,所述第二濾光器配置成選擇性地提取第二波長范圍內的光;以及基于所述第一成像數據G1和所述第二成像數據G2來生成分布圖像的步驟。

此外,在上述方法中,基于第一成像數據G1和第二成像數據G2來生成分布圖像的步驟可以進一步包括:基于第一成像數據G1來獲取第一濾光器的透射波長范圍中的生物組織的吸收率A1的步驟;基于第二成像數據G2來獲取第二濾光器的透射波長范圍中的生物組織的吸收率A2的步驟;以及基于所述吸收率A1和吸收率A2來生成分布圖像的步驟。

此外,在上述方法中,獲取吸收率A1的步驟可以包括使用表達式1或表達式2來計算吸收率A1的步驟;以及

(表達式1)

A1=-logG1

(表達式2)

A1=-G1

獲取吸收率A2的步驟可以包括使用表達式3或表達式4來計算吸收率A2的步驟。

(表達式3)

A2=-logG2

(表達式4)

A2=-G2

此外,在上述方法中,基于吸收率A1和吸收率A2來生成分布圖像的步驟可以包括:使用表達式5來計算指數X的步驟;以及

(表達式5)

X=A1-2kA2

(其中k為常數)

基于指數X來生成分布圖像的步驟。

此外,在上述方法中,常數k可以是1。

此外,上述方法可以進一步包括:通過使用由第三濾光器從白光中提取的光來獲得生物組織的圖像而獲取第三成像數據R3的步驟,所述第三濾光器配置成選擇性地提取第四波長范圍中的光,相比于預定波長范圍內的吸收率,生物組織在所述第四波長范圍中的吸收率足夠低,并且獲取吸收率A1的步驟可以包括:通過將第一成像數據G1除以第三成像數據R3來計算第一標準化反射率SR1的步驟;以及使用表達式6或表達式7來計算吸收率A1的步驟;而且

(表達式6)

A1=-logSR1

(表達式7)

A1=-SR1

獲取吸收率A2的步驟可以包括:通過將第二成像數據G2除以第三成像數據R3來計算第二標準化反射率SR2的步驟;以及使用表達式8或表達式9來計算吸收率A2的步驟。

(表達式8)

A2=-logSR2

(表達式9)

A2=-SR2

此外,上述方法可進一步包括:通過使用由第一濾光器從白光中提取的光來得到無色基準板的圖像而獲取第一基線圖像數據BL1的步驟;以及通過使用由第二濾光器從白光中提取的光來得到基準板的圖像而獲取第二基線圖像數據BL2的步驟,并且計算第一標準化反射率SR1的步驟可以包括將第一成像數據G1除以第一基線圖像數據BL1的步驟,而且計算第二標準化反射率SR2的步驟可以包括將第二成像數據G2除以第二基線圖像數據BL2的步驟。

此外,在上述方法中,第四波長范圍可以是650nm的帶,第三成像數據R3可以是通過包含在設置有RGB濾色器的攝像裝置中的設置有R過濾器的光接收元件得到的成像數據。

此外,在上述方法中,常數k可以確定為使得指數X(基于通過得到已知摩爾濃度比的生物組織的圖像而獲取的第一成像數據G1和第二成像數據G2來獲取所述指數X)變為最接近理論指數X。

此外,在上述方法中,可以獲取多個生物組織(每個生物組織具有彼此不同的已知摩爾濃度比)中的每一個的測量指數X,并且可以將常數k確定為使得示出已知摩爾濃度比與測量指數X之間的關系的校準曲線最接近示出已知摩爾濃度比與理論指數X之間的關系的參考線。

此外,在上述方法中,在獲取第一成像數據G1的步驟中,使用第一濾光器從白光中提取的光可以變暗,從而使得獲取第一成像數據G1時的曝光和獲取第二成像數據G2時的曝光變得相等。

此外,在上述方法中,兩種類型的生物物質可以是氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白,并且生物組織中包含的第一生物物質和第二生物物質的摩爾濃度比可以是氧飽和度。

此外,在上述方法中,預定波長范圍可以是血紅蛋白的Q帶,并且第一成像數據G1和第二成像數據G2可以是通過包括在設置有RGB濾色器的攝像裝置中的設置有G過濾器的光接收元件得到的成像數據。

此外,根據本發明的一個實施方案,提供了用于生成分布圖像的裝置,所述分布圖像示出包括在生物組織中的第一生物物質與第二生物物質之間的摩爾濃度比,所述生物組織的吸收光譜在預定波長范圍內以波長遞升的次序具有第一等吸光點、第二等吸光點、第三等吸光點和第四等吸光點,所述裝置包括:發射白光的光源;第一濾光器,其配置成共同選擇性地從白光中提取由第一等吸光點和第二等吸光點劃分的第一波長范圍中的光、由第二等吸光點和第三等吸光點劃分的第二波長范圍中的光,以及由第三等吸光點和第四等吸光點劃分的第三波長范圍中的光;第二濾光器,其配置成選擇性地從白光中提取第二波長范圍中的光;切換構件,其配置成在第一濾光器與第二濾光器之間切換;攝像裝置,其配置成使用光源發射出的光來得到生物組織的圖像;以及圖像處理器單元,其配置成基于攝像裝置生成的成像數據來生成分布圖像。

此外,上述裝置可以是包括設置在尖端部分的內窺鏡的內窺鏡裝置。

發明效果

根據本發明,可以在短時間內獲取示出生物物質的分布(例如,氧飽和度分布)的圖像信息。

附圖說明

[圖1]圖1示出血紅蛋白在Q帶處的吸收光譜。

[圖2]圖2是顯示根據本發明的實施方案的內窺鏡裝置的方框圖。

[圖3]圖3示出安置在攝像裝置中的濾色器的透射光譜。

[圖4]圖4是旋轉過濾器的外部示意圖。

[圖5]圖5是說明根據本發明的實施方案的圖像生成過程的流程圖。

[圖6]圖6示出用于確定校正系數k的示例性校準曲線。

[圖7]圖7示出使用根據本發明的實施方案的內窺鏡裝置生成的示例性內窺鏡圖像。(a)是常規觀測圖像,(b)是氧飽和度分布圖像。

符號說明

1光譜內窺鏡裝置

100電子內窺鏡

110插入管

111插入管尖端部分

121物鏡光學系統

131導光管

131a尖端部分

131b端部部分

132透鏡

141攝像裝置

141a濾色器

142電纜

200電子內窺鏡的處理器

300監視器

400光源單元

410旋轉過濾器

420過濾器控制單元

430光源

440準直透鏡

450聚光透鏡

500圖像處理器單元

510A/D轉換電路

520暫存器

530控制器

540視頻存儲器

550信號處理電路。

具體實施方式

下文將參考所附附圖來描述根據本發明的實施方案。

下文描述的根據本發明的實施方案的內窺鏡裝置是這樣的裝置:基于使用不同波長的光得到的多個圖像,定量分析目標的生物信息(例如,氧飽和度),并且將分析結果顯示為圖像。在下述氧飽和度的定量分析中,使用以下特性:血液光譜特性(即,血紅蛋白光譜特性)根據氧飽和度而持續改變。

(計算血紅蛋白和氧飽和度的光譜特性的原理)

在說明根據本發明的實施方案的內窺鏡裝置的詳細配置前,將會描述實施方案中使用的計算血紅蛋白和氧飽和度的光譜特性的原理。

圖1示出在550nm附近的波長下的血紅蛋白的吸收光譜。血紅蛋白具有強吸收帶(這是由于卟啉),稱為在550nm附近的波長下的Q帶。血紅蛋白吸收光譜根據氧飽和度(氧合血紅蛋白與總體血紅蛋白的比率)而改變。圖1中的實線所示的波形是在氧飽和度為100%時的血紅蛋白吸收光譜(即,氧合血紅蛋白HbO的吸收光譜),并且長虛線所示的波形是在氧飽和度為0%時的血紅蛋白吸收光譜(即,脫氧血紅蛋白Hb的吸收光譜)。短虛線顯示的波形是氧飽和度在0%到100%之間(10%、20%、30%……90%)的血紅蛋白(氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的混合物)吸收光譜。

如圖1所示,在Q帶處,氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白顯示出彼此不同的峰值波長。具體來說,氧合血紅蛋白在542nm附近的波長下具有吸收峰值P1,并且在576nm附近的波長下具有吸收峰值P3。另一方面,脫氧血紅蛋白在556nm附近的波長下具有吸收峰值P2。由于圖1示出了兩個組分的吸收光譜,其中,每個組分(氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白)的濃度總和是恒定的,出現了等吸光點E1、E2、E3和E4,吸收率在這些等吸光點處恒定而與每個組分的濃度(即氧飽和度)無關。在以下描述中,等吸光點E1與E2之間的波長范圍稱為波長范圍R1,等吸光點E2與E3之間的波長范圍稱為波長范圍R2,等吸光點E3與E4之間的波長范圍稱為波長范圍R3。另外,等吸光點E1與E4之間的波長范圍稱為波長范圍R0(即,波長范圍R1、R2和R3的結合)。

如圖1所示,相鄰等吸光點之間,血紅蛋白的吸收率隨氧飽和度而單調遞增或遞減。另外,相鄰等吸光點之間,血紅蛋白的吸收率隨氧飽和度近似線性改變。

具體來說,波長范圍R1和R3下的血紅蛋白的吸收率AR1和AR3隨著氧合血紅蛋白濃度(氧飽和度)而線性增加,在波長范圍R2下的血紅蛋白的吸收率AR2隨著脫氧血紅蛋白濃度(1-“氧飽和度”)而線性增加。因此,由以下表達式10限定的指數X隨著氧合血紅蛋白濃度(氧飽和度)而線性增加。

(表達式10)

X=(AR1+AR3)-AR2

因此,通過以實驗的方式獲取氧飽和度與指數X之間的定量關系,就可根據指數X計算出氧飽和度。

(內窺鏡裝置的配置)

圖2是示出根據本發明的實施方案的內窺鏡裝置1的方框圖。本實施方案的內窺鏡裝置1包括電子內窺鏡100、處理器200、以及監視器300。電子內窺鏡100和監視器300可拆卸地連接至處理器200上。另外,處理器200中包括有光源單元400和圖像處理器單元500。

電子內窺鏡100具有將插入到體腔中的插入管110。電子內窺鏡100設置有導光管131,導光管131在電子內窺鏡100的整個長度上延伸。導光管131的一個端部部分(尖端部分131a)被布置成靠近插入管110的尖端部分(插入管尖端部分111),并且導光管131的另一端部部分(近端部分131b)連接至處理器200。處理器200中包括光源單元400,光源單元400包括光源燈430,例如,產生大量白光WL的氙燈。光源單元400所產生的照射光IL入射在導光管131的端部部分131b上。入射在導光管131的近端部分131b上的光通過導光管131而被引導至尖端部分131a,并從尖端部分131a射出。在電子內窺鏡100的插入管尖端部分111處,配光透鏡132被布置成面對導光管131的尖端部分131a。從導光管131的尖端部分131a發射出的照射光IL穿過配光透鏡132,并且照射靠近插入管尖端部分111處的生物組織T。

物鏡光學系統121和攝像裝置141設置在插入管尖端部分111。由生物組織T的表面反射或散射的光(返回光)的一部分入射在物鏡光學系統121上并且聚集,并且在攝像裝置141的光接收表面上形成圖像。本實施方案的攝像裝置141是彩色圖像拍攝CCD(電荷耦合裝置)圖像傳感器,其包括位于其光接收表面上的濾色器141a,但是也可使用其他類型攝像裝置,諸如CMOS(互補金屬氧化物半導體)圖像傳感器。濾色器141a是所謂的集成過濾器,其中布置有透射紅光的R過濾器、透射綠光的G過濾器、以及透射藍光的B過濾器,濾色器141a直接形成在攝像裝置141的每個光接收元件上。R過濾器、G過濾器、以及B過濾器的每一個具有圖3所示光譜特性。即,本實施方案的R過濾器是透射具有長于570nm附近的波長的光的過濾器,G過濾器是透射具有在470nm至620nm附近之間的波長的光的過濾器,并且B過濾器是透射具有短于530nm附近的波長的光的過濾器。

攝像裝置141控制成與信號處理電路550(稍后將對其進行描述)同步驅動,并且周期性地(例如,1/30秒間隔)輸出對應于形成在光接收表面上的圖像的成像信號。從攝像裝置141輸出的成像信號經由電纜142發送至處理器200的圖像處理器單元500。

圖像處理器單元500包括A/D轉換電路510、暫存器520、控制器530、視頻存儲器540、以及信號處理電路550。A/D轉換電路510執行對從電子內窺鏡100的攝像裝置141經由電纜142傳輸的圖像信號的A/D轉換,以便輸出數字圖像數據。從A/D轉換電路510輸出的數字圖像數據被傳輸至并存儲于暫存器520。數字圖像數據(成像信號)包括由設置有R過濾器的光接收元件成像的R數字圖像數據(R成像信號)、由設置有G過濾器的光接收元件獲取的G數字圖像數據(G成像信號)、以及由設置有B過濾器的光接收元件獲取的B數字圖像數據(B成像信號)。

控制器530處理暫存器520中存儲的一段或多段圖像數據,以生成一段顯示圖像數據,并且將顯示圖像數據傳輸至視頻存儲器540。例如,控制器530生成顯示圖像數據(例如,從一段數字圖像數據生成的顯示圖像數據、其中排布有多段圖像數據的顯示圖像數據、或標識出健康區域和病變區域顯示圖像數據)或者示意圖(該示意圖基于多段數字圖像數據而通過針對每個像素(x,y)生成生物組織T的反射光譜來顯示對應于特定像素(x,y)的生物組織T的反射光譜),并將其存儲在視頻存儲器540中。信號處理電路550基于視頻存儲器540中存儲的顯示圖像數據生成具有預定格式(例如,符合NTSC或DVI標準的格式)的視頻信號,并且輸出視頻信號。從信號處理電路550輸出的視頻信號被輸入至監視器300。因此,電子內窺鏡100拍攝到的內窺鏡圖像等顯示在監視器300上。

如上所述,處理器200既起用于處理從電子內窺鏡100的攝像裝置141輸出的圖像信號的視頻處理器功能,又起用于將照射光IL供應至電子內窺鏡100的導光管131以照射作為對象的生物組織T的光源裝置功能。

除了上述光源430之外,光源單元400包括準直透鏡440、旋轉過濾器410、過濾器控制單元420、以及聚光透鏡450。從光源430發射的白光WL通過準直透鏡440轉換成準直射束、透射穿過旋轉過濾器410,并且隨后通過聚光透鏡450入射在導光管131的端部部分131b上。

旋轉過濾器410是包括多個濾光器的圓板型光學單元,并且配置成使其透射波長范圍根據其旋轉角度改變。旋轉過濾器410的旋轉角度由連接至控制器530的過濾器控制單元420控制。通過憑借過濾器控制單元420控制旋轉過濾器410的旋轉角度的控制器530可以切換穿過旋轉過濾器410供應至導光管131的照射光的光譜。

圖4是旋轉過濾器410的外部示意圖(前視圖)。旋轉過濾器410包括基本圓盤形的框架411、以及四個扇形濾光器415、416、417和418。四個扇形窗口414a、414b、414c和414d圍繞框架411的中心軸線以規則間隔來形成,并且濾光器415、416、417和418分別裝配到每個窗口414a、414b、414c和414d中。應當注意,雖然本實施方案的濾光器是多層電介質膜過濾器,但是也可使用其他類型的濾光器(例如,其中多層電介質被用作反射層的吸收型濾光器或標準過濾器)。

另外,軸套孔412形成在框架411的中心軸線上。過濾器控制單元420中包括的伺服電機(未示出)的輸出軸插入且固定至軸套孔412,并且旋轉過濾器410會隨伺服電機的輸出軸一起旋轉。

圖4示出白光WL入射在濾光器415上的狀態。然而,當旋轉過濾器410在由箭頭指示的方向上旋轉時,入射有白光WL的濾光器依次變為415、416、417和418,因此可以切換透射穿過旋轉過濾器410的照射光IL的光譜。

濾光器415和416是選擇性地透射550nm帶的光的光學帶通過濾器。如圖1所示,濾光器415配置成在等吸光點E1與E4之間的波長范圍(即,波長范圍R0)內以低損失透射光,并且隔斷在該波長范圍外的光。同樣,濾光器416配置成在等吸光點E2與E3之間的波長范圍(即,波長范圍R2)內以低損失透射光,并且隔斷在該波長范圍外的光。

濾光器415和416的透射波長范圍(圖1)包括在濾色器141a的G過濾器的透射波長范圍中(圖3)。因此,由透射穿過濾光器415或416的光形成的圖像由設置有G過濾器的光接收元件獲取,并獲取作為G數字圖像數據(G成像信號)。

濾光器417被設計成選擇性地僅透射的650nm帶(630nm至650nm)的光(其為生物組織T中的血紅蛋白的吸收率低的波長范圍)。濾光器417的透射波長范圍包括在濾色器141a的R過濾器的透射波長范圍中(圖3)。因此,透射穿過濾光器417的光形成的圖像由設置有R過濾器的光接收元件獲取,并獲取作為R數字圖像數據(R成像數據)。通過使用650nm帶的照射光來獲取的圖像數據用于標準化過程中,將在下文對該標準化過程進行說明。

另外,濾光器418是紫外線截止過濾器,并且透射穿過濾光器418的照射光IL(即,白光)用于獲取常規觀測圖像。應當注意,旋轉過濾器410可配置成不含濾光器418,使得框架411的窗口414d空置。

對于窗口414a,調光器過濾器419設置在濾光器415上。調光器過濾器419就整個可見光范圍而言不具有波長依賴性,并因此僅減少照射光IL的光量而不改變其光譜。透射穿過濾光器415和調光器過濾器419的照射光IL的光量通過使用調光器過濾器419來調節為與透射穿過濾光器416的照射光IL的光量基本相等的光量。因此,在使用透射穿過濾光器415的照射光IL和使用透射穿過濾光器416的照射光IL的這兩種情況下,可以利用相同曝光時間進行適當曝光來獲取圖像。

在本實施方案中,具有精細網孔大小的金屬網用作調光器過濾器419。除了該金屬網之外,也可使用其他類型的調光器過濾器(例如半鏡面鏡型)。另外,可以調節濾光器415和416自身的透射率而不使用調光器過濾器。另外,還可將調光器過濾器設置于窗口414c和414d。另外,可以改變窗口414a、414b、414c和414d的中心角度(即,孔隙區域)以調節透射光量。另外,可以針對每個濾光器改變曝光時間而不使用調光器過濾器,。

在框架411周邊處形成有通孔413。通孔413形成在框架411的旋轉方向上與窗口414a與414d之間的邊界位置相同的位置處。圍繞框架411來布置用于檢測通孔413的光電遮斷器422,使得光電遮斷器422環繞框架411周邊的一部分。光電遮斷器422被連接至過濾器控制器單元420。

本實施方案的內窺鏡裝置1具有四種操作模式:常規觀測模式、光譜分析(氧飽和度分布圖像顯示)模式、基線測量模式、以及校準模式。常規觀測模式是使用透射穿過濾光器418的白光來獲取彩色圖像的操作模式。光譜分析模式是這樣的模式:基于使用透射穿過濾光器415、416和417的照射光來獲取的數字圖像數據進行光譜分析并顯示生物組織中的生物分子的分布圖像(例如,氧飽和度分布圖像)?;卟飭磕J絞欽庋哪J劍涸謚蔥惺導誓誑倒鄄馇?或后)使用穿過濾光器415、416和417的照射光來將色彩基準板(諸如無色擴散板,例如,磨砂玻璃)或基準反射板的圖像獲取為對象,以獲取將用于標準化過程(稍后將描述)的數據。校準模式是這樣的過程:針對已知特性(諸如氧飽和度)的樣本進行光譜分析并調節參數(稍后將描述的校正系數k)以使得分析結果與理論值之間沒有偏差。

在常規觀測模式中,控制器530控制過濾器控制單元420以將旋轉過濾器410穩固于白光WL入射在濾光器418上的位置。隨后,在執行必要圖像處理過程后,攝像裝置141獲取到的數字圖像數據被轉換成視頻信號,并且顯示于監視器300上。

在光譜分析模式中,控制器530控制過濾器控制單元420來驅動旋轉過濾器410以恒定旋轉速度旋轉,同時使用透射穿過濾光器415、416、417和418的照射光順序獲取生物組織T的圖像。接著,基于使用濾光器415、416和417中的每個獲取到的數字圖像數據而生成指示生物組織中的生物分子的分布的圖像。然后,其中布置有通過使用濾光器418獲取的常規觀測圖像和分布圖像的顯示圖像生成并轉換成視頻信號,并且顯示在監視器300上。

在光譜分析模式中,過濾器控制單元420基于光電遮斷器422檢測通孔413的時間來檢測旋轉過濾器410的旋轉相位,將旋轉相位與控制器530供應的定時信號的相位進行比較,并且調節旋轉過濾器410的旋轉相位。來自控制器530的時間信號與用于攝像裝置141的驅動信號同步。因此,旋轉過濾器410被驅動成以與攝像裝置141的驅動同步的方式來以基本恒定旋轉速度旋轉。具體來說,旋轉過濾器410的旋轉被控制為使得濾光器415、416、417或418(窗口414a、414b、414c或414d)(白光WL將入射于其上)在每次攝像裝置141獲取一個圖像(三個?。篟、G和B)時進行切換。

在基線測量模式中,控制器530控制過濾器控制單元420使旋轉過濾器410旋轉,同時使用透射穿過濾光器415、416和417的照射光IL順序獲取色彩基準板的圖像。使用透射穿過濾光器415和416的照射光IL獲取到的每段G數字圖像數據分別作為基線圖像數據BL415(x,y)和BL416(x,y)存儲在控制器530的內部存儲器531中。另外,使用透射穿過濾光器417的照射光IL獲取到的R數字圖像數據作為基線圖像數據BL417(x,y)存儲在控制器530的內部存儲器531中。

接著,將會描述在光譜分析模式下通過圖像處理器單元500來執行的圖像生成過程。圖5是說明圖像生成過程的流程圖。

當通過用戶操作選擇光譜分析模式時,如上所述,過濾器控制單元420驅動旋轉過濾器410以恒定旋轉速度來旋轉。隨后,從光源單元400處,順序供應透射穿過濾光器415、416、417和418的照射光IL,并且使用照射光IL的每一個順序獲取圖像(S1)。具體來說,使用透射穿過濾光器415的照射光IL獲取到的G數字圖像數據G415(x,y)、使用透射穿過濾光器416的照射光IL獲取到的G數字圖像數據G416(x,y)、使用透射穿過濾光器417的照射光IL獲取到的R數字圖像數據R417(x,y)、以及使用透射穿過濾光器(紫外線截止過濾器)418的照射光IL獲取到的R數字圖像數據R418(x,y)、G數字圖像數據G418(x,y)和B數字圖像數據B418(x,y)存儲在控制器530的內部存儲器532中。

隨后,圖像處理器單元500執行像素選擇過程S2,像素選擇過程S2通過使用過程S1中獲取的R數字圖像數據R418(x,y)、G數字圖像數據G418(x,y)和B數字圖像數據B418(x,y)來選擇作為以下分析過程(過程S3至S7)的目標的像素。根據對應于不包含血液的部分或組織顏色主要受到除血紅蛋白外的物質影響的部分的像素的色彩信息來計算氧飽和度或血液流速無法獲得有意義的值,并且因此值僅變為噪聲。這種噪聲的計算和提供不僅干擾醫生診斷,而且還通過向圖像處理器單元500施加無用負載來降低處理速度而造成不利影響。因此,本實施方案的圖像生成過程被配置成選擇適合于分析過程的像素(即,記錄有血紅蛋白光譜特性的像素)并對所選像素執行分析過程。

在像素選擇過程S2中,僅將滿足表達式11、表達式12和表達式13中表達的所有條件的像素選擇為該分析過程的目標。

(表達式11)

B418(x,y)/G418(x,y)>a1

(表達式12)

R418(x,y)/G418(x,y)>a2

(表達式13)

R418(x,y)/B418(x,y)>a3

其中a1、a2和a3是正的常數。

以上三個表達式是基于血液透射光譜中的這樣的值大小關系設定:G組分<B組分<R組分。應當注意,像素選擇過程S2可以使用以上三個條件表達式中的一個或兩個執行(例如,通過針對特定于血液的紅色來使用表達式12和表達式13執行)。

隨后,圖像處理器單元500執行標準化過程。本實施方案的標準化過程包括用于校正內窺鏡裝置1本身的特性的第一標準化過程S3(例如,濾光器的透射率和攝像裝置的光接收敏感性)以及用于校正因作為對象的生物組織T的表面狀態的差異和照射光IL至生物組織T的入射角度造成的反射率變化的第二標準化過程S4.

在該標準化過程中,圖像處理器單元500通過利用使用透射穿過濾光器415的照射光IL而得到的G數字圖像數據G415(x,y)、使用透射穿過濾光器417的照射光IL而得到的R數字圖像數據R417(x,y)、以及基線圖像數據BL415(x,y)和BL417(x,y)來使用以下表達式14計算標準化反射率SR415(x,y)。應當注意,取決于內窺鏡裝置1的特性(器械功能)的組分通過將數字圖像數據G415(x,y)和R417(x,y)各自除以相應基線圖像數據BL415(x,y)和BL417來移除(第一標準化過程S3)。另外,因生物組織T的表面狀態的差異和照射光至生物組織T的入射角度造成的反射率變化通過將G數字圖像數據G415(x,y)除以R數字圖像數據R417(x,y)進行校正(第二標準化過程S4)。

(表達式14)

SR 415 ( x , y ) = G 415 ( x , y ) / BL 415 ( x , y ) R 417 ( x , y ) / BL 417 ( x , y ) ]]>

類似地,使用以下表達式15計算標準化反射率SR416(x,y)。

(表達式15)

SR 416 ( x , y ) = G 416 ( x , y ) / BL 416 ( x , y ) R 417 ( x , y ) / BL 417 ( x , y ) ]]>

生物組織T相對于透射穿過濾光器415和416的照射光IL的吸收率A415(x,y)和A416(x,y)使用以下表達式16和17計算(S5)。

(表達式16)

A415(x,y)=-log[SR415(x,y)]

(表達式17)

A416(x,y)=-log[SR416(x,y)]

應當注意,可以使用以下表達式18和(19)近似計算吸收率A415(x,y)和A416(x,y)。

(表達式18)

A415(x,y)=-SR415(x,y)

(表達式19)

A416(x,y)=-SR416(x,y)

此外,可以僅通過消除以上所提及的標準化過程(S3、S4)執行光譜分析。在這種情況下,使用以下表達式20和21計算吸收率A415(x,y)和A416(x,y)。

(表達式20)

A415(x,y)=-logG415(x,y)

(表達式21)

A416(x,y)=-logG416(x,y)

另外,在這種情況下,吸收率A415(x,y)和A416(x,y)可以分別使用以下表達式22和23近似計算。

(表達式22)

A415(x,y)=-G415(x,y)

(表達式23)

A416(x,y)=-G416(x,y)

此外,很顯然,根據圖1示出的血紅蛋白的吸收波長范圍R1、R2和R3與濾光器415和416的透射波長范圍之間的關系,生物組織T相對于波長范圍R1、R2和R3的吸收率AR1(x,y)、AR2(x,y)和AR3(x,y)以及生物組織T相對于透射穿過濾光器415和416的照射光IL的吸收率A415(x,y)和A416(x,y)具有由以下表達式24和25來表達的關系。

(表達式24)

AR1(x,y)+AR3(x,y)=A415(x,y)-kA416(x,y)

(表達式25)

AR2(x,y)=kA416(x,y)

因此,指數X(表達式10)由以下表達式26表達。

(表達式26)

X(x,y)=[AR1(x,y)+AR3(x,y)]-AR2(x,y)

=[A415(x,y)-kA416(x,y)]-kA416(x,y)

=A415(x,y)-2kA416(x,y)

在此,k是常數(校正系數)。由于濾光器415和416的透射波長范圍的寬度顯著不同,因此透射穿過兩個過濾器的光量同樣顯著不同。因此,如上所述,調光器過濾器419設置在具有較大透射光量的濾光器415上方,用以控制光量,使得可以采用相同曝光時間來獲得適當曝光(即使該濾光器發生切換)。因此,在使用濾光器415獲取的吸收率A415(x,y)與使用濾光器416獲取的吸收率A416(x,y)之間的定量關系被打破。另外,在透射波長范圍內濾光器415和416的透射率并非100%,并且濾光器415和416具有在此基礎上變化的透射損失。此外,濾光器415和416的透射波長范圍存在誤差。因此,即使未使用調光器過濾器419,吸收率A415(x,y)與吸收率A416(x,y)之間的定量關系也會包括恒定誤差。校正系數k是用于校正吸收率A415(x,y)與吸收率A416(x,y)之間的定量關系的誤差的常數。稍后將會描述用于獲取校正系數k的方法。應當注意,如果未執行該校正,那么校正系數k設置為1。

另外,可以通過使用表達式16和17來整理表達式26獲得以下表達式27。

(表達式27)

X = - log [ SR 415 ( x , y ) ] + 2 k log [ SR 416 ( x , y ) ] = - log [ G 415 ( x , y ) / BL 415 ( x , y ) R 417 ( x , y ) / BL 417 ( x , y ) ] + 2 k log [ G 416 ( x , y ) / BL 416 ( x , y ) R 417 ( x , y ) / BL 417 ( x , y ) ] = - { [ logG 415 ( x , y ) - logBL 415 ( x , y ) ] - [ logR 417 ( x , y ) - logBL 417 ( x , y ) ] } + 2 k { [ logG 416 ( x , y ) - logBL 416 ( x , y ) ] - [ logR 417 ( x , y ) - logBL 417 ( x , y ) ] } = - [ logG 415 ( x , y ) - logBL 415 ( x , y ) ] + 2 k [ logG 416 ( x , y ) - logBL 416 ( x , y ) ] + ( 1 - 2 k ) [ logR 417 ( x , y ) - logBL 417 ( x , y ) ] ]]>

因此,根據G數字圖像數據G415(x,y)和G416(x,y)、R數字圖像數據R417(x,y)、以及基線圖像數據BL415(x,y)、BL416(x,y)和BL417(x,y),可以通過使用表達式27計算指數X的值(S6)。

另外,還可使用以下表達式28近似計算指數X。

(表達式28)

X = - l o g [ SR 415 ( x , y ) ] + 2 k l o g [ SR 416 ( x , y ) ] ≅ - SR 415 ( x , y ) + 2 kSR 416 ( x , y ) ]]>

預先以實驗方式獲取的表示氧飽和度與指數X之間的定量關系的數值列表存儲在設置給控制器530的非易失性存儲器532中??刂破?30參考該數值列表獲取對應于使用表達式27或28計算的指數X的值的氧飽和度SatO2(x,y)。隨后,控制器530生成圖像數據(氧飽和度分布圖像數據),該圖像數據的每個像素(x,y)的像素值是通過將所獲取的氧飽和度SatO2(x,y)乘以預定值而獲得的值(S7)。

另外,控制器530從使用透射穿過濾光器(紫外線截止過濾器)418的照射光IL(白光)獲取的R數字圖像數據R418(x,y)、G數字圖像數據G418(x,y)和B數字圖像數據B418(x,y)生成常規觀測圖像數據。圖7示出了控制器530生成的圖像數據的顯示示例。圖7(a)是常規觀測圖像數據的示例性顯示圖像,圖7(b)是氧飽和度分布圖像數據的示例性顯示圖像。

另外,控制器530生成屏幕圖像數據,該屏幕圖像數據用于根據產生的氧飽和度分布圖像數據和常規觀測圖像數據來布置常規觀測圖像和氧飽和度分布圖像并將常規觀測圖像和氧飽和度分布圖像顯示于單個屏幕上,并且將屏幕數據存儲在視頻存儲器540中。應當注意,控制器530可以生成各種屏幕圖像,諸如僅顯示出氧飽和度分布圖像的屏幕圖像、僅顯示出常規觀測圖像的屏幕圖像、或根據用戶操作來在氧飽和度分布圖像和/或常規觀測圖像上附加相關信息(諸如患者ID信息或觀測條件)的屏幕圖像。

接著,將會描述用于在校準模式下確定校準系數k的方法。在本實施方案中,將理論計算的指數X和測量指數X進行比較,并且確定校正系數k,使得測量指數X變得最接近于理論地計算的指數X。

圖6示出在本發明的實施方案中用于確定校正系數k的示例性的校準曲線。圖6(a)是公共校準曲線的示例,其中水平軸線為理論指數X,豎直軸線為通過上述分析過程獲取的測量指數X。實心圓是測量值的繪制圖,并且折線Ma是以最小平方方法擬合測量值的直線。另外,實線顯示了表示在獲得與理論值相等的測量值的情況下的繪制圖的基準線Ref。

通過使用氧飽和度已知的生物組織樣本(例如,血液)來進行分析過程以獲取測量指數X。另外,利用實際使用的濾光器415和416的透射光譜以及血液的反射光譜(或吸收光譜)來計算由表達式26限定的理論指數X。具體來說,通過使用將濾光器415(濾光器416)的透射光譜乘以血液的反射光譜并將乘積積分為吸收率A415(吸收率A416)獲得的值來利用表達式26計算理論指數X。

基準線Ref與測量值Ma之間的差異被表達為校準曲線梯度。使用調光器過濾器419會導致無法獲得足夠敏感性的現象(即,梯度小的現象是由于表達式26中的吸收率A415(x,y)與吸收率A416(x,y)之間的不適當的定量關系)。通過將適當值選擇作為校正系數k,可以校正調光器過濾器419所造成的誤差,并因此可實現測量指數X與理論指數X之間的誤差最小化且測量指數X與理論指數X具有最高相關關系的狀態。

圖6(b)是校準曲線的變化。在圖6(b)所示的校準曲線中,水平軸線是樣本的氧飽和度,豎直軸線是指數X。實心圓是測量值的繪制圖,并且折線Ma是以最小平方方法擬合測量值的直線。另外,實線Mb顯示理論上計算值。應當注意,樣本的氧飽和度是從理想光譜獲取的正確測量值。作為通過改變圖6(a)所示校準曲線的水平標尺獲得的曲線,這條校準曲線基本上等同于圖6(a)的曲線,但是有利的是,可以容易地讀取與氧飽和度的正確關系。

應當注意,雖然上述用于使用校準曲線確定校準系數k的方法是使用具有不同的氧飽和度的多個樣本的分析結果的方法,但是校正系數k也可以使用來自僅一個樣本的分析結果確定。

另外,針對血紅蛋白的吸收波長范圍R1、R2和R3(即,濾光器415的透射波長),吸收率AR1(x,y)、AR2(x,y)和AR3(x,y)根據氧飽和度變化而改變,但是這些吸收率的總和Y(表達式29所示)是基本恒定的。此外,由于吸收率的總和Y與生物組織中的血紅蛋白總量(氧合血紅蛋白HbO2和脫氧血紅蛋白Hb的總和)成比例,因此將總和Y用作針對血紅蛋白總量的指數是合理的。

(表達式29)

Y(x,y)=AR1(x,y)+AR2(x,y)+AR3(x,y)=A415

已知的是,在惡性腫瘤組織中,血紅蛋白總量大于健康組織中的血紅蛋白總量,這是因為血管再生和氧飽和度因顯著的氧代謝而低于健康組織中的血管再生和氧飽和度。因此,控制器530可以:提取指數Y(其使用表達式29計算并表示血紅蛋白總量)大于預定的基準值(第一基準值)并且指數X(其使用表達式25計算并表示氧飽和度)小于預定的基準值(第二基準值)的像素;生成例如病變區域高亮圖像數據,其中高亮過程是針對對應于常規觀測圖像數據中的提取像素的像素來執行;以及在監視器300上連同常規觀測圖像和/或氧飽和度分布圖像一起(或單獨地)顯示病變區域高亮圖像。

示例性的高亮過程包括用于增加對應像素的像素值的過程、用于改變色彩相位的過程(例如,用于增加R組分以改變微紅色彩的過程或用于將色彩相位旋轉預定角度的過程)、以及用于使對應像素閃爍(或周期性地改變色彩相位)的過程。

另外,例如,控制器530可配置成基于與指數X(x,y)的平均值的偏差以及與指數Y(x,y)的平均值的偏差計算指示惡性腫瘤的概率的指數Z(x,y),并且生成指數Z(x,y)來作為像素值的圖像數據(惡性概率圖像數據)來代替病變區域高亮圖像數據。

上文是說明本發明的實施方案以及該實施方案的具體示例。然而,本發明并不限于上述配置,并且可以在本發明的技術理念內具有各種變型。

在上述實施方案中,從根據指數X的值的數值列表中獲取氧飽和度值并且將氧飽和度乘以預定的常數來計算氧飽和度分布圖像的像素值,但本發明并不限于此配置。由于指數X是隨氧飽和度單調遞增的值,因此指數X本身(或乘以預定常數的指數X)可以用作氧飽和度分布圖像的像素值。

此外,將本實施方案的攝像裝置141說明為用于獲取彩色圖像的攝像裝置,所述攝像裝置在其前表面上包括原色過濾器R、G和B,但攝像裝置并不限于此配置。例如,可以使用用于獲取彩色圖像的、包括互補濾色器Y、Cy、Mg、G的攝像裝置。

此外,本實施方案的攝像裝置141被說明為包括集成濾色器141a的、用于獲取彩色圖像的攝像裝置,但攝像裝置并不限于此配置。例如,可以使用用于拍攝黑白圖像的攝像裝置,以配置為包括所謂的幀連續型濾色器的攝像裝置。此外,濾色器141a并不限于集成配置,而是可以設置在光源430與攝像裝置141之間的光路上。

此外,在上述實施方案中,使用旋轉過濾器410;但本發明不限于此配置。也可以使用可切換透射波長的其他類型的波長可變過濾器。

此外,在上述實施方案中,在配置中旋轉過濾器410設置在光源側并且將照明光IL過濾,但本發明并不限于此配置。旋轉過濾器410可以設置在攝像裝置側(例如,在物鏡光學系統121與攝像裝置141之間)并且配置成過濾來自物體的返回光。

此外,在上述實施方案中,采用旋轉過濾器410以恒定旋轉速度旋轉同時在光譜分析模式中以預定時間間隔獲取圖像的配置,但本發明并不限于此配置。例如,裝置可配置成使得旋轉過濾器410的旋轉位置以預定時間間隔逐步改變,并且在旋轉過濾器的旋轉停止時拍攝圖像。

此外,上述實施方案是本發明應用于采用數字攝像機形式的電子內窺鏡裝置的示例,但本發明也可以應用于使用其他類型的數字攝像機(例如,單反數字攝像機或數字視頻攝像機)的系統。例如,如果本發明應用于靜態式數字攝像機,那么可以在開顱手術期間執行對體表組織的觀測或對腦組織的觀測(例如,快速檢測腦血流動)。

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