内窥镜检查系统和用于该内窥镜检查系统的方法

摘要

本发明涉及内窥镜检查系统和用于该内窥镜检查系统的方法。胶囊型内窥镜由病人吞入，以捕获来自病人消化道的内壁表面的图像，同时检测所述胶囊型内窥镜的成像位置。医生观察由所述胶囊型内窥镜捕获的图像，以选择包括怀疑为病灶的部分的目标点图像，以及一些表示在气囊型内窥镜的插入路线上的通过点的图像。在将所述气囊型内窥镜的探测头插入病人中以详细检查可疑部分的同时，检测在由所述气囊型内窥镜捕获的图像与作为通过点和目标点之一的目的地点的图像之间的相似程度，以通过所述相似性判断所述探测头是否已经到达所述目的地点。因此，医生可以容易地使探测头到达目标点。

说明书

技术领域

本发明涉及一种内窥镜检查系统和用于内窥镜检查系统的方法，其中 将胶囊型内窥镜(capsule endoscope)用于初步检查，并且将挠性内窥镜用于 捕获来自根据初步检查结果确定需要详细检查的那些身体部位的图像。

背景技术

采用胶囊型内窥镜的内窥镜检查最近被投入实际应用。胶囊型内窥镜 具有集成到微胶囊中的组件，包括成像装置和光源。病人首先吞入胶囊型 内窥镜，使得在光源照射内部身体部位，即病人管道的内表面的同时，成 像装置捕获来自这些部位的图像。将通过成像装置捕获的图像数据以无线 电信号的形式传输至连接到病人上的接收器。将图像数据按序记录在被安 置在接收器中的存储介质例如闪速存储器上。

与采用胶囊型内窥镜将身体部位成像并行的是，检测病人体内的胶囊 型内窥镜的位置。例如，JPA 2005-192880和JPA 2007-236700提出从胶囊 型内窥镜发出无线电波，并且检测天线接收的无线电波的强度，所述天线 可以被安装在病人穿戴的防护服等上。然后，由所接收的电波的强度得到 关于胶囊型内窥镜的位置的数据，并且将该数据与被检查的部位的图像数 据相关地记录在存储介质上。

为了采用胶囊型内窥镜完成内窥镜检查，通过USB线等将接收器连 接至信息处理设备例如工作站，以将存储在接收器中的全部图像数据输入 信息处理设备。在输入信息处理设备中的图像数据的基础上，医生将捕获 的图像显示在监视器上，以对它们进行解释。当医生在某些图像中发现任 何可疑部分，即看起来像病灶的部分时，医生采用挠性内窥镜例如气囊型 内窥镜(balloon endoscope)从可疑部分拍摄图像，以进行完全的检查。

如果在小肠内部拍摄的那些图像中发现可疑部分，则将气囊型内窥镜 的探测头插入小肠内，以通过置于探测头中的成像装置拍摄目标点的图 像。目标点是可能存在可疑部分之处，并且其位置是在与可疑部分的图像 数据相关地记录的胶囊型内窥镜的位置数据的基础上预先定位的。将来自 成像装置的图像信号输送至连接到气囊型内窥镜上的处理器。然后，处理 器处理图像信号以将内窥镜图像显示在监视器上，以便医生解释所显示的 图像以进行诊断。

为了将气囊型内窥镜的探测头插入小肠以到达目标点，采用被安置在 探测头上的气囊将小肠进行内拉(draw in)。结果，医生往往失去目标点的 踪迹，原因是在被拉的小肠中的目标点与在正常状态的小肠中由胶囊型内 窥镜检测的位置数据表示的目标点不符。因此，寻找目标点需要相当长的 时间，这延长了内窥镜检查所需要的总时间，因此增加了病人的负担。

发明内容

考虑到上述情况，本发明的主要目的是提供一种内窥镜检查系统和内 窥镜检查方法，所述系统和方法可以在将探测头插入到被检体内的同时， 检测被检体内的挠性内窥镜例如气囊型内窥镜的探测头的相对位置，前提 是所述内窥镜检查系统和内窥镜检查方法使用胶囊型内窥镜和具有带成 像装置的挠性插入器的挠性内窥镜，所述胶囊型内窥镜被被检体吞入以捕 获来自被检体内部的第一种图像，所述挠性内窥镜在医生根据第一种图像 的解释结果发现必须进行被检体内的目标点的详细检查时，被插入被检体 中以通过成像装置捕获第二种图像。

本发明的内窥镜检查系统包括：目标点选择装置，所述目标点选择装 置响应医生的操作从第一种图像中选择含有目标点的目标点图像；相似性 检测装置，所述相似性检测装置用于在挠性插入器向目标点移动的同时， 检测目标点图像与由成像装置捕获的第二种图像之间的相似性；位置信息 获取装置，所述位置信息获取装置用于在由相似性检测装置检测的相似性 的基础上，获得关于被检体内的挠性内窥镜的成像装置的相对位置的信 息；和显示装置，所述显示装置用于显示关于被检体内的成像装置的相对 位置的信息。

根据一个优选实施方案，内窥镜检查系统还包括：通过点选择装置， 所述通过点选择装置用于从第一种图像中选择至少一个通过点图像，所述 通过点图像是在从挠性插入器的入口至目标点的路线上的通过点的代表， 其中相似性检测装置还在将挠性插入器插入到被检体内的同时，检测通过 点图像和第二种图像之间的相似性，并且位置信息获取装置在通过点图像 和第二种图像之间的相似性的基础上、或在目标点图像和第二种图像之间 的相似性的基础上，分别获取关于成像装置相对于通过点或目标点的相对 位置的信息。

优选地，所述显示装置显示成像装置是否已经到达通过点和目标点的 信息作为关于成像装置的相对位置的信息。

优选地，相似性检测装置通过采用通过点图像和第二种图像的图像特 征值进行计算，检测通过点图像和第二种图像之间的相似性，并且通过采 用目标点图像和第二种图像的图像特征值进行计算，检测目标点图像和第 二种图像之间的相似性。

根据一个优选实施方案，内窥镜检查系统还包括：第一光谱图像产生 装置，其用于分别由目标点图像和通过点图像产生适当选择的光谱频带的 光谱图像；和第二光谱图像产生装置，其用于由第二种图像的每一个产生 光谱图像，使得在插入器的成像装置向通过点移动的同时，光谱图像具有 与通过点的光谱图像相同的光谱频带，以及在插入器的成像装置从通过点 向目标点移动的同时，光谱图像具有与目标点的光谱图像相同的光谱频 带，其中第一图像特征值取得装置从目标点和通过点的光谱图像中取得图 像特征值，而第二图像特征值取得装置相应地从第二种图像的光谱图像中 取得图像特征值。

优选地，由第一和第二图像特征值取得装置取得的图像特征值表示被 检体内部的血管图。

根据另一个优选实施方案，检测被检体内部的表面凹凸不平度作为图 像特征值。在此情况下，胶囊型内窥镜优选包括多个光源，所述多个光源 被设置在不同位置，并且按序发光以照射被检体内的相同部分。胶囊型内 窥镜与光源向相同部分的按序发射同步地，从相同部分捕获数量与光源数 量对应的图像。然后，第一图像特征值取得装置分别在从通过点捕获的图 像和从目标点捕获的图像的基础上估算通过点和目标点的表面凹凸不平 度。另一方面，挠性内窥镜的插入器配置有在成像装置的不同侧的多个照 明窗口，以从照明窗口一个接一个地向被检体内的相同部分按序地投射照 明光，并且挠性内窥镜的成像装置与照明光从照明窗口向相同部分的按序 投射同步地，从相同部分捕获数量与照明窗口对应的图像。然后，第二图 像特征值取得装置在由挠性内窥镜的成像装置从相同部分捕获的图像的 基础上，估算相同部分的表面凹凸不平度。

本发明的内窥镜检查方法包括以下步骤：在将挠性插入器插入被检体 之前，从第一种图像中选择含有目标点的目标点图像；在将挠性插入器向 目标点移动的同时，检测目标点图像和由成像装置捕获的第二种图像之间 的相似性；在目标点图像和第二种图像之间的相似性的基础上，获得关于 被检体内的挠性内窥镜的成像装置的相对位置的信息；和显示所得到的关 于成像装置的相对位置的信息。

根据本发明，在从由胶囊型内窥镜捕获的第一种图像中选择的目标点 图像与由挠性内窥镜捕获的第二种图像之间的相似性的基础上，获得关于 被检体内的挠性内窥镜的成像装置的相对位置的信息。因此，即使在采用 挠性内窥镜的内窥镜检查过程中，被检体内的目标点的相对位置从采用胶 囊型内窥镜的内窥镜检查过程中目标点的相对位置变化时，本发明也确保 检测挠性内窥镜的成像装置是否已经到达目标点。结果，医生可以在比常 规更短的时间内让挠性内窥镜的成像装置到达目标点，这有助于缩短检查 的总时间，从而降低病人的负担。

附图说明

当结合附图阅读时，从下列优选实施方案的详细描述中，本发明的上 述和其它目的和优点将变得更加明显，其中在所有的数幅图中相同的标记 表示相同或相应的部件，并且其中：

图1是示出作为根据本发明的一个实施方案的内窥镜检查系统的组件 的胶囊型内窥镜检查系统的示意图；

图2是示出作为所述内窥镜检查系统的另一个组件的电子内窥镜检查 系统的示意图；

图3是示出胶囊型内窥镜检查系统的电结构的框图；

图4是示出接收器的电结构的框图；

图5是示出作为胶囊型内窥镜检查系统的组件的第一处理器的电结构 的框图；

图6是示出存储在第一处理器的数据存储器中的数据的说明图；

图7是示出内窥镜插入路线上的目标点和通过点的说明图，所述目标 点和通过点是由医生参考由胶囊型内窥镜捕获的图像选择的；

图8是示出医生选择与目标点和通过点对应的图像文件的点图像选择 屏的说明图；

图9是示出作为电子内窥镜检查系统的组件的第二处理器的电结构的 框图；

图10是示出在显示气囊型内窥镜的末端还未到达目的地点的阶段中， 该末端是否已经到达目的地点的点检测屏的说明图；

图11是示出处于末端已经到达第一通过点，并且将第二通过点设定 为下一个目的地点的阶段的点检测屏的说明图；

图12是从被医生选择的目标点和通过点的相应图像数据中抽取图像 特征值的方法的流程图；

图13是示出检测气囊型内窥镜末端已经到达内窥镜插入路线上的哪 个点的方法的流程图；

图14是示出从病人肛门起的内窥镜插入路线上的目标点和通过点的 说明图；

图15是示出根据本发明的第二实施方案的内窥镜检查系统中使用的 点图像特征值的说明图；

图16是示出根据第二实施方案的点检测屏的说明图；

图17是根据本发明的第三实施方案的内窥镜检查系统中使用的胶囊 型内窥镜的截面图；

图18是示出在第一光源和第二光源之间切换照明光的同时，第三实 施方案的胶囊型内窥镜如何从一个部分捕获一对图像的说明图；

图19是示出在通过第三实施方案的胶囊型内窥镜从相同的被观察部 位捕获的一对图像的基础上，估算关于该被观察部位的表面凹凸不平度的 信息的方法的说明图；

图20是用于第三实施方案的气囊型内窥镜的插入器的末端的表面端 部的正视图；

图21是用于第三实施方案的另一种胶囊型内窥镜的截面图；

图22是用于第三实施方案的又一个胶囊型内窥镜的截面图；和

图23是用于第三实施方案的另一种气囊型内窥镜的末端的透视图。

具体实施方案

如图1和2中所示，内窥镜检查系统2由胶囊型内窥镜检查系统3和 电子内窥镜检查系统4组成。在内窥镜检查系统2中，病人或被检体10 的内窥镜检查首先是使用胶囊型内窥镜检查系统3进行的，并且如果发现 了可能是病灶等的任何可疑部分，则使用电子内窥镜检查系统4进行可疑 部分的详细检查。

胶囊型内窥镜检查系统3由病人10吞入的胶囊型内窥镜11、病人10 携带的便携式接收器12和工作站13组成，所述工作站13接收由胶囊型 内窥镜11捕获的图像，并且显示医生对其进行解释的图像。

胶囊型内窥镜11捕获来自病人10的管道例如小肠的内壁的图像，以 将捕获的图像数据按序以无线电波14的形式输送至接收器12。接收器12 配置有用于显示各个设置屏的液晶显示器(LCD)16，以及用于在设置屏上 设置接收器12的操作部17。接收器12接收并且存储以无线电波14的形 式从胶囊型内窥镜11传输的图像数据，该图像数据在下面被称为CE图像 数据。

无线电波14在胶囊型内窥镜11和接收器12之间的传输通过天线18 和20进行，其中天线18被安装在胶囊型内窥镜11中，如图3中所示， 而天线20被安装在病人10穿戴的防护服19上。每一根天线20具有用于 测量来自胶囊型内窥镜11的无线电波14的场强的内置电场强度传感器 21。

工作站13配置有第一处理器24、包括键盘和鼠标的操作部件25，以 及LCD26。例如通过USB线27，将第一处理器24连接至接收器12以交 换数据。第一处理器24可以通过无线通信例如红外线通信连接至接收器 12。在采用胶囊型内窥镜11的胶囊型内窥镜检查过程中，或者在胶囊型 内窥镜检查结束时，第一处理器24开始处理来自接收器12的CE图像数 据以单独地积累并且处理每一个病人的CE图像数据。同时，第一处理器 24基于CE图像数据产生内窥镜图像，该CE图像数据对应上述发明内容 中规定的第一种内窥镜图像，并且在下面被称为CE图像。第一处理器24 在LCD 26上显示CE图像，以便医生解释LCD 26上的CE图像。

第一处理器24还通过LAN 29连接至电子内窥镜检查系统4的第二处 理器32。当医生通过操作第一处理器24的操作部件25选择一些CE图像 时，第一处理器24从所选择的CE图像的图像数据中抽取图像特征值，并 且通过LAN 29将抽取的特征值传输至第二处理器32。

在图2所示的实施方案中，电子内窥镜检查系统4是用于小肠检查的 挠性内窥镜，所述挠性内窥镜由以下组成：通过嘴或另一个入口插入到病 人10中的气囊型内窥镜31，第二处理器32，照明装置33，包括键盘和鼠 标的操作部件34，以及LCD 35。气囊型内窥镜31配置有插入到病人体内 的挠性插入器37、连接至插入器37的基座的柄38，以及连接至第二处理 器32和照明装置33的通用线39。

探测头37a连接至插入器37的远端。如图9中所示，将物镜41和成 像装置42安装在探测头37a中，以捕获来自病人管道，即该实施方案中 的小肠的内壁的图像。将从成像装置42输出的模拟图像信号转换为数字 图像数据(以下称为BE图像数据)并且通过通用线39输送至第二处理器 32。同时，来自照明装置33的照明光通过被安装在插入器37中的光纤电 缆等被传导至探测头37a，并且从探测头37a向小肠内壁投射。

将可弯曲部分37b安置在探测头37a后面。可弯曲部分37b由多个部 分组成，所述多个部分以这样的方式相互连接使得可弯曲部分37b随着柄 38的角度旋钮(angle knob)的操作而在任何方向上弯曲，以推拉被安装在插 入器37中的线。从而，医生可以通过操作角度旋钮将探测头37a在被检 体内定位到任何适宜的方向上。在可弯曲部分37b后面安置的是挠性柔软 部分37c。

气囊48被安装在探测头37a和可弯曲部分37b之间。气囊48由弹性 可膨胀材料例如胶乳橡胶制成。通风机(未显示)通过沿着插入器37和通 用线39内部安置的通风管(未显示)输送空气进出气囊48，从而使气囊48 鼓起和缩小。如在本领域中所知，探测头37a通过利用气囊48的收缩和 膨胀拉曳小肠而前进到小肠中，以采用气囊型内窥镜31进行小肠内窥镜 检查。

第二处理器32在来自气囊型内窥镜31的BE图像数据的基础上产生 内窥镜图像，并且在LCD 35上显示内窥镜图像。下面，将基于BE图像 数据产生的内窥镜图像称为BE图像，该对应如上述发明内容中规定的第 二种内窥镜图像。由于BE图像比CE图像更清楚，因此采用气囊型内窥 镜31的内窥镜检查适用于通过采用胶囊型内窥镜11的内窥镜检查发现的 怀疑为病灶的身体部分的详细检查。第二处理器32还在经由LAN 29从第 一处理器24输送的CE图像数据的图像特征值的基础上，检测病人10体 内的气囊型内窥镜31的探测头37a的相对位置，这将参考图10和11进 行详细描述。

现在，将参考图3更详细地描述组成胶囊型内窥镜检查系统3的胶囊 型内窥镜11、接收器12和第一处理器24。通过CPU 50监督胶囊型内窥 镜11的总体操作。CPU 50连接至ROM 51、RAM 52、成像驱动器53、 调制器电路54、供电电路56和照明装置驱动器57。由图3中的标记140 表示的是检测病人10体内的胶囊型内窥镜11的物理姿态的姿态传感器， 这将与第二实施方案相关地进行描述。

CPU 50从ROM 51读取所必需的程序和数据，并且将它们在RAM 52 上展开(expand)以按序处理读取的程序。成像驱动器53连接至成像装置60 和信号处理电路61。成像装置60是例如CCD或CMOS，其当通过物镜 59形成图像时，捕获被观察部位(身体部位或身体部分)的图像。物镜59 在正面视角下具有140至180的成像区域，并且形成存在于成像区域中的 被观察部位的全方位图像。成像驱动器53控制成像装置60和信号处理电 路61的操作，从而以给定的帧频和快门速度捕获图像。由标记O表示的 是物镜59的光轴。

信号处理电路61通过相关的二次抽样、放大和模拟至数字的转换处 理从成像装置60输出的图像信号，以将其转换为数字CE图像数据。信号 处理电路61还对CE图像数据进行γ校正和其它图像处理操作。

调制器电路54连接至信号处理电路61的输出端和发送器电路63的 输入端，所述发送器电路63连接至天线18。调制器电路54根据来自信号 处理电路61的CE图像数据调制无线电波，并且将所调制的无线电波14 输出到发送器电路63中。在将无线电波14进行放大并且带通滤波之后， 发送器电路63将无线电波14输出至气囊型内窥镜18。因此，将CE图像 数据从胶囊型内窥镜11无线传输至接收器12。

供电电路56将来自电池64的功率供给至胶囊型内窥镜11的各个组 件。照明装置驱动器57在CPU 50的控制下驱动照明装置65，从而在成 像过程中以给定的光量照射被观察部位或目标身体部位。

如图4中所示，通过CPU 67控制接收器12的总体操作。数据总线 68将CPU 67连接至接收器12的各个组件，包括ROM 69、RAM 70、解 调器电路71、图像处理电路72、数据存储器73、输入接口(I/F)74和位置 检测器电路75。数据总线68还连接至：LCD驱动器76，其用于驱动 LCD 16；通信接口(I/F)78，其通过USB连接器77用于调停接收器12和 第一处理器24之间的数据交换；以及供电电路80，其用于将来自电池79 的功率供给至接收器12的各个组件。

CPU 67从ROM 69读取所必需的程序和数据，并且在RAM 70上将 它们展开，以按序处理读取的程序。CPU 67还控制接收器12的各个组件， 以根据经由操作部17输入的操作信号工作。解调器电路71连接至接收器 电路81的输出端，而接收器电路81的输入端连接至天线20。解调器电路 71将从胶囊型内窥镜11接收的无线电波14解调，以变成原始的CE图像 数据，并且将CE图像数据输出至图像处理电路72。在将在天线20接收 的无线电波14进行放大和带通滤波之后，接收器电路81输出无线电波14。

图像处理电路72处理由解调器电路71解码的CE图像数据，并且将 处理的CE图像数据输出至数据存储器73，同时将ID信息例如文件名附 于CE图像数据的各个单独的图像文件。数据存储器73是例如具有存储容 量约为1GB的闪速存储器。数据存储器73存储从图像处理电路72输出 的CE图像数据。输入接口74从电场强度传感器21获得测量结果，并且 将结果输出至位置检测器电路75。

位置检测器电路75在通过电场强度传感器21测量的无线电波14的 场强的基础上，检测被检体内的胶囊型内窥镜11的当前位置，并且位置 检测器电路75将关于胶囊型内窥镜11的检测位置的信息(以下称为成像位 置数据)输出至数据存储器73。数据存储器73在由成像位置数据表示的成 像位置，记录与通过胶囊型内窥镜11获得的CE图像数据相关的成像位置 数据。因为在来自胶囊型内窥镜11的无线电波14的场强的基础上检测被 检体内的胶囊型内窥镜11的位置的方法在本领域中是熟知的，因此从本 说明书中省略这种方法的详情。

如图5中所示，工作站13的第一处理器24包括监控工作站13的总 体操作的CPU 83。数据总线84将CPU 83连接至RAM 86、通信接口(I/F) 87和数据存储器88。数据总线84连接至驱动LCD 26的LCD驱动器89， 并且连接至LAN接口(I/F)90，所述LAN接口(I/F)90连接至LAN 29。

CPU 83从数据存储器88读出所必需的程序和数据，并且将它们在 RAM 86上展开，以按序处理读取的程序。CPU 83还控制工作站13的各 个组件以根据通过操作部件25输入的操作信号工作。通信接口87通过 USB连接器91调停工作站13和接收器12之间的数据交换，并且从接收 器12接受CE图像数据和成像位置数据。将所接受的CE图像数据和成像 位置数据存储在数据存储器88中。

如图6中所示，数据存储器88具有图像数据存储部93、成像位置数 据存储部94、程序存储部95和图像特征值存储部96。图像数据存储部和 成像位置数据存储部94分别存储CE图像数据和成像位置数据，同时将病 人的数据逐个分类。

除用于控制第一处理器24的操作的各种程序和数据以外，程序存储 部95还存储点图像选择程序97。当激活点图像选择程序97时，将点图像 选择屏98(参见图8)显示在LCD 26上，从而允许从与通过接收器12输送 的CE图像数据对应的这些图像之中选择图像。

如例如图7中所示，如果医生根据在LCD 26上的图像解释发现含有 可能是病灶的这种可疑部分的CE图像，则医生选择含有可疑部分的CE 图像作为目标点的CE图像。之后，医生至少选择在从胶囊型内窥镜11 进入病人10的插入位置至目标点的路径上拍摄的第二CE图像。在图7 所示的实例中，将胶囊型内窥镜11和气囊型内窥镜31通过嘴10a插入病 人10的消化道，并且按序选择沿着气囊型内窥镜31的插入路线R(在该 实施方案中对应于胶囊型内窥镜11的移动过程)的中间点作为第一至第Z 通过点(Z是大于1的整数)。

尽管本实施方案是在目标点和通过点位于小肠的假设下进行描述的， 但是这些点可以位于被检体内的任何位置。

气囊型内窥镜31的探测头37a经由嘴10a进入，并且经由第一至第Z 通过点到达目标点。在下列描述中，目标点的CE图像称为目标点图像， 并且第一至第Z通过点的CE图像分别称为第一至第Z通过点图像。

目标点图像和第一至第Z通过点图像用于在采用气囊型内窥镜31的 内窥镜检查过程中检测探测头37a在去目标点的路上已经到达哪个点。如 上所述，气囊型内窥镜31的气囊48将小肠向里拉，以将气囊型内窥镜31 的插入器37推入小肠中。将通过气囊型内窥镜31得到的BE图像数据与 在相应通过点和目标点得到的CE图像数据进行比较，以检查它们之间的 相似性。基于它们之间的相似性，可以检测探测头37a已经到达哪个点。 应指出，采用从相应图像数据抽取的图像特征值来判断BE图像数据和CE 图像数据之间的相似性。

再次参考图5，当激活点图像选择程序97时，将失真校正处理器(展 开图像产生装置)100，光谱图像发生器(第一光谱图像发生器)101和图像特 征值抽取器(第一图像特征值取得装置)102装配到CPU 83中。

失真校正处理器100处理医生通过对操作部件25进行操作而选择的 这些CE图像的图像数据以校正梯形失真，称为梯形失真校正。如上所述， 胶囊型内窥镜11的物镜59(参见图3)形成所观察的身体部位的全方位图 像，因此CE图像数据是全方位图像数据。因为BE图像是平面图像，因 此必须将CE图像展开为平面图像，以检测BE图像和CE图像之间的相似 性或重合性。

为此目的，失真校正处理器100将由医生选择的这些CE图像的图像 数据进行梯形失真校正处理，以产生展开图像数据。从而，将相应点的图 像数据转变为展开图像数据。可以通过与梯形失真校正不同的其它已知失 真校正方法或图像展开方法产生展开图像数据。

Te 101从展开图像数据产生任意的光谱频带(波带)的光谱图像数据， 所述展开图像数据是由失真校正处理器100产生的。为了在采用气囊型内 窥镜31的内窥镜检查过程中精确地检测探测头37a是否已经到达选择点， 适宜的是点图像数据与选择点周围的周围区域的CE图像数据确实不同。 如果一个点的点图像数据类似于该点周围的周围区域的CE图像数据，可 能发生在探测头37a到达目的地点之前探测头37a被认为到达该点的错 误。

为了防止这种错误，光谱图像发生器101从通过失真校正处理器100 产生的展开图像数据产生光谱图像数据(第一光谱图像)。因此，将由医生 选择的相应图像的每一个点图像数据转变为展开图像数据，然后转变为光 谱图像数据。在采用内窥镜检查的医疗诊断领域中，通常产生目标物的光 谱图像以便发现病灶，原因是光谱图像可以增强目标物例如血管或一些器 官例如胃内壁和肠表面组织的适合特征，而无需将目标物着色。产生相应 点的光谱图像数据以增强这些点例如血管的一些特征是增大点图像数据 和选择点周围的CE图像数据之间的差别。因为对增大点图像数据和周围 CE图像数据之间的差别有效的光谱频带根据目标器官而变化，因此设计 光谱图像发生器101以产生可变光谱频带的光谱图像数据，该可变光谱频 带可通过操作部件25调节。

当对操作部件25进行用于显示光谱图像的操作时，光谱图像发生器 101从数据存储器88或另一个存储器位置读取系数矩阵(未显示)，以进行 用于将展开图像数据与矩阵系数相乘的矩阵计算，从而产生光谱图像数 据。因为采用系数矩阵产生光谱图像数据的方法在本领域中是熟知的，并 且在例如JP A 2007-319442中被公开，因此在此省略这种方法的描述。可 以采用另一种用于产生光谱图像数据的方法。

图像特征值抽取器102从第一至第Z通过点的光谱图像数据和目标点 的光谱图像数据抽取特征值。下面，将通过点的光谱图像数据和目标点的 光谱图像数据称为通过点光谱图像数据和目标点光谱图像数据。目标点光 谱图像数据以及通过点光谱图像数据的特征值，其与第一次提及的第一图 像特征值对应，表示关于单独的图像的特征值的数值信息，包括每一个图 像的总色调、颜色分布、轮廓分布和形状。这些特征值用于计算BE图像 数据与图像的相似性。在本实施方案中，抽取在单独的点图像中表示血管 图的图像特征值。

表示血管图的图像特征值可以是“血管的边缘方向的分布”、“血管曲 率的分布”、“脉管分支点的数量及其相对位置”和“血管边缘方向的变化 图”。血管边缘方向的分布是指血管边缘(轮廓的横向或径向末端)方向的分 布。具体地，将基于点光谱图像数据的目标点和各个通过点的光谱图像中 所含的所有血管再分为恒定长度的段，并且以相对于可以适当预定的参考 方向的角度(0°至180°)的形式检测每一段血管的方向。因此，边缘方向的 分布表示各个血管段的方向的分布。

曲率分布表示在各个点的光谱图像中所包含的所有血管的各段的曲 率分布。脉管分支点的数量及其相对位置表示在选择点的每一光谱图像中 的血管的分支点的数量，以及这些分支点之间的位置关系。例如，分支点 之间的位置关系可以在XY坐标系中表示，该XY坐标系的参考点(0，0) 是在图像中的分支点中的适当分支点确定的。脉管边缘的方向上的变化图 表示在相应点的光谱图像中所含的血管的变化图。作为变化图的一个实 例，血管分开成两个分支，而两个分支分别进一步分开为两个和三个方向。

抽取血管图的图像特征值的方法可以是常规方法，因此在此省略血管 图抽取方法的描述。通过图像特征值抽取器102抽取的点图像特征值的数 据伴随有关于点光谱图像数据的光谱频带以及关于作为相应点光谱图像 的原图的相应点图像的图像文件的文件名的附加信息。光谱频带数据是由 光谱图像发生器101得到的，而文件名数据是由图像数据存储部93得到 的。

图像特征值抽取器102将从点光谱图像数据抽取的相应点图像的特征 值输出到数据存储器88。然后，数据存储器88的图像特征值存储部96 临时存储相应点图像特征值，同时根据病人将它们分类(参见图6)。

图8显示了点图像选择屏98，其用于从通过接收器12获取的CE图 像中选择点图像。点图像选择屏98配置有病人选择框105、图像显示窗口 107、光谱频带输入框108和选择结果显示窗口109。

病人选择框105用于选择病人10作为图像解释的对象，并且从数据 存储器88读取通过胶囊型内窥镜11从所选择的病人获得的CE图像。当 指示光标110放在病人选择框105的右端指示倒三角的标记上，并且点击 鼠标，病人名字和身份证号码的名单以下拉菜单的形式显示。通过点击病 人名字中的一个，选择一个病人作为所述对象。

图像显示窗口107显示在病人选择框105中选择的病人10的CE图像。 例如，CE图像以与通过胶囊型内窥镜11成像的时间顺序相同的顺序逐一 地显示在图像显示窗口107上。医生可以通过点击控制栏107a上的相应 标记，控制播放、暂停和停止图像显示窗口107上的显示。因此，医生在 按序显示CE图像的同时，对它们逐一地进行解释或研究。

当医生在所显示的CE图像中没有发现任何可能是病灶的部分时，医 生继续到下一个CE图像，而不进行任何特别的操作。如果医生在显示的 CE图像中发现了可能是病灶的可疑部分，因此医生暂停显示以更详细地 研究CE图像。下面，将含有可疑部分的CE图像称为目标点候选图像。 在CE图像的情况下，其文件名和成像位置数据显示在图像显示窗口107 的上区。如果医生判断必需进行被捕获作为目标点候选图像的部位的详细 检查，则医生进行用于产生目标点候选图像的光谱图像的操作。

具体地，医生在光谱频带输入框108输入光谱频带，以产生光谱图像， 同时目标点候选图像在图像显示窗口107上暂停。接着，医生在光谱图像 显示按钮111上点击指示光标110。从而，通过展开目标点候选图像数据 产生展开图像数据，然后由这种展开图像数据产生具有由医生输入的光谱 频带的光谱图像数据。基于产生的光谱图像数据，将光谱图像显示在图像 显示窗口107上。

当医生在光谱频带输入框108中改变光谱频带，之后点击光谱图像显 示按钮111时，在图像显示窗口107上显示具有改变的光谱频带的光谱图 像。因此，医生可以重复相同的操作直至在图像显示窗口107上显示最适 宜的光谱图像，例如具有增强的血管图的光谱图像。当显示适宜的光谱图 像时，医生在点选择按钮112上点击指示光标110。然后，选择所显示的 光谱图像的光谱图像数据作为目标点图像数据。同时，从目标点图像数据 中抽取图像特征值，并且将抽取的目标点特征值存储在数据存储器88的 图像特征值存储部96中(参见图6)。

选择结果显示窗口109显示被医生选择作为点图像的那些光谱图像的 文件名和相应的光谱频带。例如，当选择目标点图像数据时，在选择结果 显示窗口109上的“目标点”行中显示所选择的图像数据的文件名和光谱频 带。

在选择目标点图像数据之后，医生在点图像选择屏98上选择相应通 过点的图像数据。首先，在图像显示窗口107上逐一显示这些CE图像， 其是从所选择的病人10在从嘴10a或用于气囊型内窥镜31的插入器37 的入口至目标点的路径上以与成像的时间顺序相同的顺序捕获的。医生观 察连续的CE图像，并且在显示可以是第一通过点图像的这种CE图像(以 下称为第一通过点候选图像)时，通过操作控制栏107a暂停显示。此时， 在图像显示窗口107的上区上显示第一通过点候选图像的文件名和成像位 置数据。

医生在图像显示窗口107上检查第一通过点候选图像及其文件名和成 像位置数据，以确定候选图像是否为第一通过点图像。如果医生没有确定 候选图像为第一通过点图像，则医生操作控制栏107a以重新按序显示CE 图像。当医生选定第一通过点图像时，医生在光谱频带输入框108中输入 第一通过点图像的光谱频带，并且点击光谱图像显示按钮111。从而，展 开第一通过点图像的CE图像数据，并且由展开图像数据产生具有指定的 光谱频带的光谱图像数据。基于光谱图像数据，在图像显示窗口107上显 示光谱图像。

医生重复输入光谱频带，并且在图像显示窗口107上检查具有输入的 光谱频带的光谱图像，直至所显示的光谱图像包含有助于区别第一通过点 图像和其它点图像的增强的血管图。当在图像显示窗口107上显示适宜的 光谱图像时，医生点击点选择按钮112，通过点击，在选择结果显示窗口 109上的“第一通过点”行中显示所选择的光谱图像的文件名和光谱频带。 这表示选择在图像显示窗口107上显示的第一通过点光谱图像的图像数据 作为第一通过点图像数据。

在选择第一通过点图像数据的同时，从第一通过点图像数据中抽取图 像特征值，并且将所抽取的第一通过点的特征值存储在数据存储器88的 图像特征值存储部96中，从而完成第一通过点图像数据的选择。

以与第一通过点相同的方式选择第二和后面的通过点光谱图像的图 像文件，并且将第二和后面的通过点的图像特征值存储在图像特征值存储 部96中。当完成选择所有必需的点及其光谱图像时，医生在选择完成按 钮113上点击指示光标110。然后，通过LAN接口90和LAN 29将相应 点图像的图像特征值从图像特征值存储部96传输至第二处理器32。

现在将详细描述构成电子内窥镜检查系统4的气囊型内窥镜31和第 二处理器32。如图9中所示，通过物镜41在气囊型内窥镜31的成像装置 42的成像表面上形成被观察部位或目标部位的光学图像，并且成像装置 42将来自其相应像素的模拟图像信号输出到模拟前端(AFE)电路115。AFE 电路115采用相关的二次抽样、放大和模拟至数字的转换处理图像信号， 将它们转化为数字BE图像数据。AFE电路115通过通用线39将BE图像 数据输出到第二处理器32。作为选择，可以将AEF电路115装配在第二 处理器32中，并且在第二处理器32中将从成像装置42输出的图像信号 转换为BE图像数据。

第二处理器32的CPU 116控制电子内窥镜检查系统4的总体操作。 数据总线117将CPU 116连接至RAM 119、数字信号处理器(DSP)120、 图像存储器121和数据存储器122。还将数据总线117连接至LCD驱动器 123和LAN接口(I/F)124，LCD驱动器123用于驱动LCD 35，LAN接口 (I/F)124连接至LAN 29。对LAN接口124提供从第一处理器24经由LAN 29输送的相应点图像的图像特征值。将图像特征值储存在数据存储器122 中。

CPU 116从数据存储器122读取必需的程序和数据，并且在RAM 119 上将它们展开，以按序处理所读取的程序。CPU 116还控制第二处理器32 的相应组件根据通过操作部件34输入的操作信号工作。数字信号处理器 120处理从气囊型内窥镜31输送的BE图像数据。将经处理的BE图像数 据临时存储在图像存储器121中。图像存储器121用从数字信号处理器120 照原样输送的新BE图像数据重写以前存储的BE图像数据。

LCD驱动器123连接至VRAM(未显示)，该VRAM存储从图像存储 器121读取的BE图像数据。将BE图像数据写入VRAM和从VRAM中 读出是相互并行地进行的。LCD驱动器123将从VRAM读出的BE图像 数据转换为模拟复合信号以将BE图像显示在LCD 35上。

数据存储器122具有图像特征值存储部126和程序存储部127。将从 第一处理器24输送的相应点图像的图像特征值存储在图像特征值存储部 126中，同时将它们对于病人逐个分类。在为了详细检查目标点而将气囊 型内窥镜31的插入器37插入病人10体内的同时，基于相应点图像的图 像特征值，CPU 116检测探测头37a已经到达相应通过点和目标点之中的 哪个点。具体地，CPU 116计算BE图像数据的图像特征值和存储的相应 点图像的图像特征值之间的相似程度。

除用于控制第二处理器32的操作的各种程序和数据以外，程序存储 部127还存储点检测程序128。当激活点检测程序128时，在LCD 35上 显示点检测屏129(参见图10和11)，从而显示气囊型内窥镜31的探测头 37a已经到达哪个点。当激活点检测程序128时，将光谱图像发生器(第二 光谱图像发生器)131、图像特征值抽取器(第二图像特征值取得装置)132 和点检测器(位置信息获取装置)133装配在CPU 116中。

光谱图像发生器131从图像存储器121读出BE图像数据，并且用读 取的BE图像数据产生BE光谱图像数据(第二光谱图像)，使得在气囊型内 窥镜31的探测头37a正在接近的目的地点的图像特征值(光谱频带数据) 的基础上，BE光谱图像数据具有与目的地点的第一光谱图像数据相同的 光谱频带。

例如，当目的地点为第一通过点时，光谱图像发生器131从数据存储 器122的图像特征值存储部126检索第一通过点图像特征值的光谱频带数 据。在读取的光谱频带数据的基础上，光谱图像发生器131产生光谱频带 与第一通过点的第一光谱图像数据的光谱频带相同的BE光谱图像数据。 对于第二和下面的通过点以及目标点，在探测头37a到达这些点之前，光 谱图像发生器131产生光谱频带与相应点的第一光谱图像数据的光谱频带 相同的BE光谱图像数据。

将由光谱图像发生器131产生的BE光谱图像数据临时储存在RAM 119的光谱图像数据存储器位置(未显示)。每当在RAM 119中写入新的一 组BE光谱图像数据时，就修改在RAM 119的光谱图像数据存储器位置的 BE光谱图像数据。

图像特征值抽取器132从写入RAM 119的光谱图像数据存储器位置 的BE光谱图像数据中抽取BE光谱图像的图像特征值，该图像特征值在 下面被称为与第一次提及的第二图像特征值对应的BE图像特征值。与上 述点图像特征值类似，该BE图像特征值表示在所观察部位的血管图的图 像特征值。将由图像特征值抽取器132抽取的BE图像特征值临时存储在 RAM 119的图像特征值存储器位置(未显示)中。每当将新的一组BE光谱 图像数据写入RAM 119时，图像特征值抽取器132抽取BE图像特征值。 每当在RAM 119中写入新的一组BE图像特征值数据时，就修改在RAM 119的图像特征值存储器位置的BE图像特征值数据。

点检测器133计算存储在RAM 119中的BE图像特征值与存储在图像 特征值存储部126中的目的地点的点图像特征值之间的相似程度，所述点 图像特征值是在目的地点通过胶囊型内窥镜11得到的CE光谱图像数据。 基于相似程度，点检测器133判断通过气囊型内窥镜31得到的BE光谱图 像数据是否与目的地点的点图像数据类似。即，点检测器133判断气囊型 内窥镜31的探测头37a是否到达目的地点。

作为用于计算相似程度的公式，点检测器133采用随着两个比较物之 间的相似程度变得越高，具有越大的值的这种函数。例如，点检测器133 采用下式：

D＝C-∑{ai×(vxi-vsi)²}

其中vx是目的地点的图像特征值，vs是BE图像特征值，ai是各个 参数的加权系数，并且i是参数号。

点检测器133将所计算的相似程度与预定的阈值进行比较。当计算的 相似程度小于预定的阈值时，点检测器133判断BE图像数据与目的地点 的点图像数据不类似，并且气囊型内窥镜31的探测头37a未到达目的地 点。如果计算的相似程度等于或大于预定的阈值，则点检测器133判断气 囊型内窥镜31的探测头37a已经到达目的地点。

然而，即使在气囊型内窥镜31和胶囊型内窥镜11捕获来自相同点的 图像时，如果此时图像具有彼此不同的姿态，则BE图像的姿态也不同于 CE图像的姿态。在此情况下，当BE图像旋转适当的角度例如180度时， BE图像可能与CE图像重合。在不校正BE图像的姿态的情况下，即使气 囊型内窥镜31的探测头37a实际上到达了目的地点，计算的相似程度也 可能小于预定的阈值。为了避免这个问题，可以降低阈值，这增加在探测 头37a实际上未到达目的地点时，错误地判断气囊型内窥镜31的探测头 37a到达了目的地点的可能性。

为了解决这个问题，根据本实施方案，在将图像的姿态改变到不同方 向上的同时，由BE光谱图像数据产生多组旋转光谱图像数据。从这些不 同组的旋转光谱图像数据中，抽取相应的旋转图像特征值。然后，点检测 器133计算相应的旋转图像特征值和目的地点的点图像特征值之间的相似 程度，以及BE图像特征值与目的地点的点图像特征值之间的相似程度。 如果这些计算的相似程度中的至少一个等于或大于阈值，则点检测器133 判断气囊型内窥镜31的探测头37a到达了目的地点。

当判断探测头37a到达目的地点时，将下一个点设定为目的地点。即， 当判断探测头37a到达第一通过点时，将第二通过点设定为目的地点。当 判断探测头37a到达最后一个通过点时，将目标点设定为目的地点。CPU 116的相应组件131至133产生BE光谱图像数据，抽取BE图像特征值， 并且在新设定的下一个点的点图像特征值的基础上计算相似程度。当判断 探测头37a到达目标点时，CPU 116的相应组件131至133终止处理。

如图10和11中所示，点检测屏129显示关于在第一至第Z通过点和 目标点之中气囊型内窥镜31的探测头37已经到达的点的信息。点检测屏 129具有图像显示窗口135、目的地点显示窗口136、光谱频带显示窗口 137和消息显示窗口138。

图像显示窗口135显示目前由气囊型内窥镜31得到的BE图像。可以 在BE光谱图像数据的基础上与BE图像同时显示BE光谱图像。目的地点 显示窗口136显示目的地点例如第一通过点的名称。光谱频带显示窗口 137显示附于目的地点的点图像特征值数据上的光谱频带的信息。

消息显示窗口138显示通知气囊型内窥镜31的探测头37a是否已经 到达目的地点的消息。例如，在目的地点为第一通过点并且探测头37a未 到达第一通过点时，如图10中所示，在消息显示窗口138中显示“未到达 第一通过点”的消息。

当探测头37a已经到达第一通过点时，如图11中所示，在消息显示 窗口138中显示“到达第一通过点”的消息。此时，将第二通过点设定为 新的目的地点，因此目的地点显示窗口136显示“第二通过点”，并且光谱 频带显示窗口137显示与第二通过点的点图像特征值对应的光谱频带数 据。当探测头37a已经通过第一通过点时，将消息显示窗口138中的消息 修改为适合的消息，例如“还未到达第二通过点”。

以与上述相同的方式，在气囊型内窥镜31的探测头37a朝第二和下 面的通过点和目标点移动的同时，在相应的窗口136至138中显示目的地 点的名称、关于目的地点的光谱图像的光谱频带数据，以及相应的消息。 因此，医生可以检查气囊型内窥镜31的探测头37a是否到达目的地点。 如果探测头37a未到达目的地点，则医生可以向前或向后移动探测头37a 以使其到达目的地点。以这种方式，气囊型内窥镜31的探测头37a最终 到达目标点。

现在，将描述如上配置的内窥镜检查系统2的操作。在内窥镜检查系 统2中，对病人10首先进行采用胶囊型内窥镜11(胶囊型内窥镜检查系统 3)的内窥镜检查，并且如果胶囊型内窥镜的结果显示任何可疑部分，则对 病人10进行采用气囊型内窥镜31(电子内窥镜检查系统4)的内窥镜检查以 详细研究可疑部分。

首先，将参考图12描述胶囊型内窥镜检查系统3中的程序。作为内 窥镜检查的准备，病人10穿上防护服19并且戴上接收器12。然后，在打 开胶囊型内窥镜11的电源开关之后，病人10吞入胶囊型内窥镜11。当胶 囊型内窥镜11通过病人的管道时，它捕获来自管道的内表面的图像，并 且以无线电波14的形式按序传输捕获的图像的CE图像数据。在天线20 上接收无线电波14。同时，通过被装配在每根天线20上的电场强度传感 器21检测所接收的无线电波14的场强。将来自各个传感器21的检测结 果输入到接收器12的位置检测器电路75中。

将在天线20上接收的无线电波14经由接收器电路81输送至解调器 71，以将其解调为原始的CE图像数据。将CE图像数据在图像处理电路 72中处理并且输出到数据存储器73。位置检测器电路75在来自电场强度 传感器21的检测结果的基础上检测病人10中的胶囊型内窥镜11的目前 位置，并且将胶囊型内窥镜11的目前位置的数据，即成像位置数据，输 出到数据存储器73中。数据存储器73存储与从图像处理电路72输送的 图像数据相关的成像位置数据。

当完成采用胶囊型内窥镜11的成像或内窥镜检查时，接收器12经由 USB线27连接至第一处理器24。接着，医生对操作部件25进行操作以 将来自数据存储器73的CE图像数据和成像位置数据传输至第一处理器 24。然后，将CE图像数据存储在数据存储器88的图像数据存储部93中， 并且将成像位置数据存储在数据存储器88的成像位置数据存储部94中。 在将所有数据从数据存储器73传输至数据存储器88之后，医生对操作部 件25进行操作以激活点图像选择程序97，从而在LCD 26上显示点图像 选择屏98。

医生操作指示光标110以在点图像选择屏98上的病人选择框105中 选择病人10。CPU 83从图像数据存储部93读出所选择的病人的CE图像 数据，以在图像显示窗口107上按序显示该病人的CE图像。如果显示的 CE图像不含任何看起来像病灶的可疑部分，则医生显示下一个CE图像， 以对其进行研究。如果医生在从接收器12传输的任何CE图像中未发现任 何可疑部分，则医生关闭点图像选择屏98以终止点图像选择处理。

相反，如果医生在图像显示窗口107中显示的CE图像中发现被怀疑 为病灶的这种部分，则医生操作控制栏107a，以暂停显示的CE图像，并 且研究所显示的作为目标点候选图像的CE图像。如果医生判断不必进行 在目标点候选图像中包含的可疑部分的详细检查，则医生操作控制栏 107a，以重新开始CE图像的按序显示。如果医生判断必需进行在目标点 候选图像中包含的可疑部分的详细检查，则医生对操作部件25进行操作， 以在光谱频带输入框108中输入适合的光谱频带，并且点击光谱图像显示 按钮111。

通过点击光谱图像显示按钮111，CPU 83的失真校正处理器100从目 标点候选图像的图像数据产生展开图像数据，并且从展开图像数据，光谱 图像发生器101产生在光谱频带输入框108中输入的输入光谱频带的光谱 图像数据。然后，CPU 83在由光谱图像发生器101产生的光谱图像数据 的基础上，在图像显示窗口107中显示出光谱图像。

医生重复上述操作直至显示适宜的光谱图像，例如具有增强的血管图 的光谱图像。当显示适宜的光谱图像时，医生点击点选择按钮112。从而， 在选择结果显示窗口109的“目标点”行中显示所选择的图像的文件名和光 谱频带。因此，选择了目标点的光谱图像数据。同时，图像特征值抽取器 102从目标点的光谱图像数据中抽取目标点的图像特征值，并且将这些值 输出到数据存储器88。然后，将目标点的图像特征值临时存储在图像特征 值存储部96中。

当完成目标点的光谱图像数据的选择时，医生开始选择通过点和通过 点的光谱图像。当医生通过操作部件25等进行用于开始选择通过点图像 数据的操作时，CPU 83访问存储在成像位置数据存储部94中的成像位置 数据，并且让在胶囊型内窥镜11从嘴10a向目标点移动时从病人10拍摄 的那些CE图像按序在图像显示窗口107中显示。在检查按序显示的CE 图像时，医生通过操作控制栏107a暂停可能是第一通过点图像的CE图像 的显示。

然后，医生检查在图像显示窗口107中静止显示的CE图像及其成像 位置数据，以决定该候选图像是否应当被选择为第一通过点图像。当医生 决定不选择该候选图像作为第一通过点图像时，医生重新开始CE图像的 按序显示。

当医生决定选择该候选图像作为第一通过点图像时，医生输入光谱频 带，并且点击光谱图像显示按钮111。然后，失真校正处理器100由第一 通过点候选图像的图像数据产生展开图像数据，并且由展开图像数据，光 谱图像发生器101产生输入的光谱频带的光谱图像数据。然后，在由光谱 图像发生器101产生的光谱图像数据的基础上，在图像显示窗口107中显 示光谱图像。医生重复上述操作直至显示适宜的光谱图像，例如具有增强 的血管图的光谱图像。

当显示适宜的光谱图像时，医生点击点选择按钮112。从而，在选择 结果显示窗口109的“第一通过点”行中显示所选择的图像的文件名和光谱 频带。因此，选择了第一通过点的光谱图像数据。同时，图像特征值抽取 器102从第一通过点的光谱图像数据中抽取图像特征值，并且将这些值输 出到数据存储器88。然后，将第一通过点的图像特征值临时存储在图像特 征值存储部96中。

以与第一通过点相同的方式选择第二和后面的通过点光谱图像，并且 将第二和下面的通过点的图像特征值存储在图像特征值存储部96中。当 完成选择所有必需的点及其光谱图像时，医生点击选择完成按钮113。然 后，将相应点图像的图像特征值从图像特征值存储部96经由LAN 29传输 至第二处理器32，并且存储在数据存储器122的图像特征值存储部126 中。在采用胶囊型内窥镜11的每一次内窥镜检查中，进行上述操作和处 理。

接着，医生对通过采用胶囊型内窥镜11的内窥镜检查所发现的目标 点进行详细检查。将参考图13描述采用电子内窥镜检查系统4的详细检 查的程序。首先，医生输入关于作为电子内窥镜检查对象的病人10的信 息，将气囊型内窥镜31的通用线39连接至第二处理器32和照明装置33， 并且通过对操作部件34进行操作来激活点检测程序128。

当激活点检测程序128时，在LCD 35上显示点检测屏129。CPU 116 首先建立第一通过点作为目的地点，并且从数据存储器122的图像特征值 存储部126中读出受检病人10的第一通过点图像的图像特征值。然后， 在点检测屏129的相应窗口136至138中显示下一个目的地点的名称、相 应的光谱频带数据和消息。

当在LCD 35上显示点检测屏129时，医生打开照明装置33，并且将 气囊型内窥镜31的插入器37通过嘴10a插入到病人10的管道中，使得 置于探测头37a中的成像装置42捕获来自管道的内表面的图像。通过AFE 电路115将从成像装置42输出的模拟图像信号转换为数字图像数据。经 由通用线39将通过气囊型内窥镜31以这种方式得到的BE图像数据输送 到第二处理器32中。

将BE图像数据在第二处理器32的数字信号处理器120中处理，然后 存储在图像存储器121中。基于存储在图像存储器121中的BE图像数据， 在点检测屏129的图像显示窗口135中显示BE图像。在图像显示窗口135 中观察BE图像的同时，医生通过采用气囊型内窥镜31的气囊48拉曳病 人的小肠，使探测头37a向第一通过点前进。

同时，CPU 116的光谱图像发生器131在第一通过点图像特征值中包 括的光谱频带数据的基础上，产生光谱频带与第一通过点的光谱图像数据 的光谱频带相同的BE光谱图像数据，该第一通过点图像特征值是预先从 图像特征值存储部126中读出的。然后，图像特征值抽取器132从由光谱 图像发生器131产生的BE光谱图像数据中抽取BE图像特征值。

接着，点检测器133计算由图像特征值抽取器132抽取的BE图像特 征值与第一通过点图像特征值之间的相似程度。如果计算的相似程度小于 预定的阈值，则点检测器133判断BE 31的探测头37a未到达第一通过点。 然后，在消息显示窗口138中显示消息“未到达第一通过点”，因此医生使 气囊型内窥镜31的探测头37a进一步前进，以到达第一通过点。

当计算的相似程度达到预定的阈值时，CPU 116判断探测头37a已经 到达第一通过点，并且在消息显示窗口138中显示“到达第一通过点”的消 息。因此，医生可以证实探测头37a已经到达第一通过点。因为通过气囊 48内拉小肠以将探测头37a移动至第一通过点，因此在采用胶囊型内窥镜 11的内窥镜检查与采用气囊型内窥镜31的内窥镜检查之间，病人10中的 第一通过点的相对位置通常可能变化。然而，根据本实施方案，判断探测 头37a是否已经到达第一通过点是在BE图像特征值和第一通过点图像的 图像特征值之间的相似性的计算结果的基础上进行的。因此，与第一通过 点的相对位置的变化无关，可以精确地判断探测头37a已经到达第一通过 点。

当CPU 116判断探测头37a已经到达第一通过点时，它将第二通过点 设定为下一个目的地点，并且从图像特征值存储部126中读出第二通过点 图像的图像特征值。然后，在窗口136中显示“第二通过点”作为下一个目 的地点的名称，并且在相应的窗口137和138中显示相应的光谱频带数据 和消息。在第二通过点图像的图像特征值的基础上，CPU 116的相应组件 131至133从由气囊型内窥镜31得到的BE图像数据产生BE光谱图像数 据，抽取BE图像特征值，并且计算BE图像特征值和第二通过点图像特 征值之间的相似程度。

当气囊型内窥镜31的探测头37a向第二和下面的通过点并且进一步 向目标点移动时，在由气囊型内窥镜31得到的BE图像数据和下一个目的 地点的点图像特征值的基础上进行与上述相同的程序：产生BE光谱图像 数据，抽取BE图像特征值，并且计算相似程度。根据相似程度是否大于 或小于阈值，进行关于探测头37a是否到达目的地点的判断。在点检测屏 129上显示判断结果。因此，医生可以使探测头37a按序地前进至各个通 过点，并且最终前进至目标点。当探测头37a到达目标点时，医生用气囊 型内窥镜31准确地检查目标点。

如上所述，在本发明的内窥镜检查系统2中，首先进行采用胶囊型内 窥镜11的内窥镜检查以找到用气囊型内窥镜31详细检查的目标点。在通 过胶囊型内窥镜11得到的CE图像之中，选择表示目标点和通过点的那些 CE图像作为点图像。气囊型内窥镜31向目标点前进，同时检查每一个选 择点图像与通过气囊型内窥镜31得到的BE图像之间的相似性。因此，即 使通过用气囊48内拉小肠使气囊型内窥镜31的探测头37a通过小肠，也 可以精确地检测探测头37a已经到达病人身体的哪个点。即，可以检测探 测头37a在病人10的管道或小肠中的相对位置。

由相应点的点图像产生CE光谱图像数据，并且在CE光谱图像数据 和BE光谱图像数据的基础上判断每一个点图像与BE图像之间的相似 性，确保了气囊型内窥镜31的探测头37a是否已经到达目的地点的精确 检测。在一个点捕获的图像数据与在该点周围捕获的图像数据之间的差别 在光谱图像数据中得到增强的事实，防止了当探测头37a在目的地点周围 时判断探测头37a已经到达目的地点的错误。

尽管已经就其中通过病人10的嘴10a插入气囊型内窥镜31的插入器 37的上述实施方案对本发明进行了描述，但是如图14中所示，本发明适 用于其中气囊型内窥镜31的插入器37经由病人10的肛门10b插入的情 况。在此情况下，气囊型内窥镜31的插入路线Ra从肛门10b延伸至目 标点。因此，与第一实施方案相反的是，第一至第Z通过点是以倒转胶囊 型内窥镜11的路径的顺序选择的。

在上述实施方案中，“血管边缘方向的分布”、“血管曲率的分布”、“脉 管分支点的数量及其相对位置”和“在血管边缘方向上的变化图”被称为表 示血管图的图像特征值。但是图像特征值不限于这些因素。例如，因为血 管的分支结构是分形结构的类型，因此可以计算每个点图像中的血管边缘 的分形维数值，并且利用分形维数值作为图像特征值。分形维数值量化图 形或结构的复杂性水平，该图形或结构在本实例中为脉管边缘。分形维数 值越大，表示图形的复杂性水平越高。因为许多用于计算分形维数值的方 法是已知的，例如在JP A 2007-151608中，因此将省略其描述。

作为计算点图像和BE图像之间的相似程度的另一种方法，可以将点 图像和BE图像的展开图像二进制化，然后细化(thin)，从而产生点图像和 BE图像的细化图像，以计算细化图像之间的相似程度，在本实例中细化 图像表示血管的芯线(core line)。注意二进制化是其中将“白”的密度值，例 如“1”，赋予具有高于预定阈值的密度值的那些像素，而将“黑”的密度值， 例如“0”，赋予具有等于或低于阈值的密度值的那些像素的处理。细化是 其中将图像数据的连通分量(connected component)转变为线性结构的处 理。二进制化和细化是熟知的，参见例如JP A 2007-117108和JP A 2005-157902，将省略这些处理的描述。

在上述实施方案中，基于来自胶囊型内窥镜11的无线电波14的电场 强度的测量结果，检测表示被检体内的胶囊型内窥镜11位置的成像位置 数据。但是成像位置数据可以用其它方式进行检测。例如，胶囊型内窥镜 11可以配置有加速传感器，该加速传感器用于检测胶囊型内窥镜11在三 个轴向上的加速程度。这些加速程度的二重积分(Dural integration)将提供 胶囊型内窥镜11的移动距离，并且可以基于移动距离检测成像位置数据。

尽管上述实施方案由每一个点图像的展开图像数据产生单个光谱频 带的光谱图像，但是本发明不限于此，而可以由每一个点图像的展开图像 数据产生具有不同的光谱频带的两种以上的光谱图像。在此情况下，应当 由每一个BE图像产生多组光谱图像数据，以分别具有与点光谱图像相应 的光谱频带。然后，独立地判断在相同光谱频带的点光谱图像数据和BE 光谱图像数据之间的相似性。将可变频带的点光谱图像与相应频带的BE 光谱图像进行比较，有助于提高关于气囊型内窥镜31的探测头37a是否 已经到达目的地点的检测精度。

通过由一个CE图像产生具有可变频带的多个光谱图像，可以对每一 个病人单独地或者对全部病人共同地确定一组不同的光谱频带或波带。可 以由医生人工或者根据病人的信息例如病史和可疑病症自动地确定该组 不同的光谱频带。可以在处理器等中自动产生不同光谱频带的光谱图像数 据，代替由医生人工产生。

尽管医生对于每一点适当地选择光谱频带，以由通过胶囊型内窥镜11 得到的CE点图像的展开图像数据产生点光谱图像数据，但是本发明不限 于此。例如，可以根据得到点图像数据的部位或器官，例如胃、小肠或大 肠，确定光谱图像数据的光谱频带。这是因为每一个器官或部位通常具有 最佳地增强在该器官或部位的脉管图的光谱频带。

接着，将描述根据本发明的另一个实施方案的内窥镜检查系统。因为 第一实施方案没有检测在管道(即该实例中的小肠)的内表面上的哪个部分 是胶囊型内窥镜11捕获图像的部分，哪一个被选择作为表示的目的地点 (即通过点或目标点)的点图像，因此有时难以在由气囊型内窥镜31捕获的 BE图像的基础上发现通过点或目标点。例如，当点图像为小肠内壁的前 侧部分的图像时，如果气囊型内窥镜31从相反侧(即背侧)捕获BE图像， 则即使在探测头37a到达由点图像表示的目的地点(即该点图像的胶囊型 内窥镜11的成像位置)时，在点图像和BE图像之间的相似性也不高。

为了解决这个问题，根据第二实施方案，不仅检测在管道内部的胶囊 型内窥镜11的相对位置，而且检测胶囊型内窥镜11的姿态，例如物镜59 面向内壁的哪一侧，并且将它们存储作为成像位置数据。在医生使气囊型 内窥镜31的探测头37a向目的地点前进的同时，在LCD 35上显示关于胶 囊型内窥镜11在目的地点的成像位置的姿态的信息。

为了这种目的，如图3中所示，将姿态传感器140安置在胶囊型内窥 镜11中，以检测在被检体管道内部的胶囊型内窥镜11的姿态或方位。姿 态传感器140可以是任何传感器，只要它可以检测胶囊型内窥镜11的姿 态即可。例如，姿态传感器140可以是三轴加速度计或重力传感器或姿态 回转仪。因为从例如JP 3631265、JP A 2006-239053和JP A 2006-068109 中，在本领域中已知许多采用姿态传感器检测胶囊型内窥镜11的姿态的 方法，因此将省略其描述。

通过调制器电路54，用CE图像数据将姿态传感器140的检测结果， 即姿态数据，调制为无线电波14，并且将无线电波14从发送器电路63 送至天线18。因此，将姿态数据从胶囊型内窥镜11无线传输至接收器12。 接收器12将姿态数据存储在数据存储器73中，同时使其与图像数据相关 联。

如同第一实施方案，将姿态数据以及图像数据输送至第一处理器24 中，并且医生选择通过点和目标点的图像。然后，将目标点和相应通过点 的图像特征值抽取并且存储在数据存储器88的图像特征值存储部96中。 此时，将在每一点表示胶囊型内窥镜11姿态的姿态数据加到每一点的点 图像特征值上。

将包括姿态数据的各个点的点图像特征值经由LAN29输送至第二处 理器32，并且存储在数据存储器122的图像特征值存储部126中。当在采 用气囊型内窥镜31的内窥镜检查开始处激活点检测程序128时，如图16 中所示，在LCD 35上显示点检测屏141。

点检测屏141可以与第一实施方案的点检测屏129(参见图10)基本上 相同，只是点检测屏141具有与第一实施方案不同的目的地点显示窗口 142。在CPU 116的控制下，目的地点显示窗口142不仅显示目的地点的 名称，而且在加到该点的点图像特征值上的姿态数据的基础上，显示关于 胶囊型内窥镜11在该目的地点的姿态的信息。例如，显示“前侧”或“背侧” 等作为关于姿态的信息。

当在点检测屏141上显示关于姿态的信息时，医生可以看到目的地点 存在于小肠内壁上的哪一侧。因此，在医生使探测头37a向目的地点前进 的同时，医生可以将探测头37a聚焦于存在目的地点的那侧。这对于医生 变得更容易使探测头37a到达目的地点。

现在，将描述根据本发明的第三实施方案的内窥镜检查系统。尽管第 一和第二实施方案从CE点图像和BE图像中抽取表示脉管图的图像特征 值，但是第三实施方案使用与上述实施方案的内窥镜11和31不同的胶囊 型内窥镜145和气囊型内窥镜146，并且由通过这些内窥镜145和146得 到的点图像数据和BE图像数据估算或者检测关于管道(例如小肠)的内壁 表面的凹凸不平度的信息。使用关于表面凹凸不平度的信息作为图像特征 值。

如图17中所示，胶囊型内窥镜145是基本上以与胶囊型内窥镜11相 同的方式配置的，但是在胶囊型内窥镜145中，一对照明装置光源147R 和147L是相对于成像装置60对称设置的。第一和第二照明装置光源147R 和147L由例如LED制成。这些光源147R和147L交替打开以照射同一被 观察部位，即相同的身体部分，并且在来自各个光源147R和147L的光下， 从同一被观察部位捕获一对图像。将在光源147R和147L之间切换的速度 设定为与胶囊型内窥镜145穿过小肠的移动速度相比是如此高，以致于可 以从同一被观察部位捕获图像两次。

当光源147R和147L交替照射肠内壁时，肠内壁的凹凸不平度投射阴 影。因为第一光源147R和第二光源147L彼此分开，因此由第一光源147R 在小肠内壁上投射的阴影在位置和尺寸上不同于由第二光源147L投射的 阴影。因此，在来自光源147R的光下捕获的一种CE图像CER的像素具 有与另一CE图像CEL的相同像素不同的亮度值，所述另一CE图像CEL 是在来自第二光源147L的光下从同一被观察部位捕获的。

假设光源147R和147L在离小肠内壁基本上相同的距离处，像素的各 个亮度值在CE图像CER和CE图像CEL之间不同，这取决于小肠内壁 的凹凸不平度，并且更具体地，取决于小肠内壁的倾斜度。该事实将参考 图18和19所示的实例进行说明，其中成像装置60面向凸出肠内壁部分S 的峰P2，因此与第一光源147R相对的点P1在峰P2的一侧，并且与第二 光源147L相对的点P3在峰P2的另一侧。应指出，假定成像装置60和光 源147R以及147L被设置在同一平面上，以避免附图的复杂化。

如果vR表示CE图像CER的像素的亮度值，而vL表示CE图像CEL 的相应像素的亮度值，并且D表示CE图像CER和CEL的对应像素之间 的亮度差值，则差值D(＝vR-vL)根据相应的光源147R和147L相对于被 观察部位上与图像CER和CEL中的对应像素相对应的点的相对位置而变 化。具体地，因为与第二光源147L相比，第一光源147R在点P1具有更 接近垂直于被观察部位表面的入射角，因此在来自第一光源147R的光下， 从点P1反射(散射)的光更强烈。因此，如图19中所示，在第一CE图像 CER中，与在第二CE图像CEL中相比，对应于点P1的像素的亮度值更 大，因此点P1的差值D为正值。因为两个光源147R和147L在点P2具 有大致相同的入射角，因此差值D基本上为0。在点P3，与第一光源147R 相比，第二光源147L具有更接近于垂直在点P3的被观察部位表面的入 射角，因此点P3的差值D为负值。差值D的绝对值越大，在点P1或P3 的被观察部位表面的倾角变得越大。相反，在肠内壁的被观察部位表面凹 入的情况下，在凹面底部的点P2的差值D基本上为0，并且点P1的差 值D为负值，而点P3的差值D为正值。

以这种方式，考虑第一光源147R和第二光源147L相对于成像装置60 的相对位置，由每对CE图像CER和CEL的对应像素的亮度值之间的比 较，可以计算关于肠内壁的凹凸不平度的信息。

在第三实施方案中，如图20中所示，气囊型内窥镜146在其探测头 37a中具有观察窗口149、第一和第二照明窗口150R和150L、设备出口 151和气体/水喷嘴152。例如，与图9中所示类似，在观察窗口149后面 设置物镜41和成像装置42。将照明窗口150R和150L相对于观察窗口149 对称地放置，以从照明装置33向肠内壁投射照明光。设备出口151和气 体/水喷嘴152是熟知的，因此将省略这些构件的描述。

照明装置33被来自第二处理器32的CPU 116的控制信号控制，以从 第一照明窗口150R，然后从第二照明窗口150L交替地投射照明光，并且 在来自相应的照明窗口150R和150L的光下从同一被观察部位捕获一对图 像BER和BEL。因此，以与胶囊型内窥镜145相同的方式，考虑第一和 第二照明窗口150R和150L相对于观察窗口149的相对位置，由每一对 BE图像BER和BEL的对应像素的亮度值之间的比较，可以计算关于肠 内壁的凹凸不平度的信息。

在第三实施方案中，第一处理器24的CPU 83和第二处理器32的CPU 116各自具有代替第一实施方案的图像特征值抽取器的脊信息估算器(未 显示)。在CPU 83中的脊信息估算器通过由医生选择作为点图像的那些 CE图像CER和CEL计算脊信息获得点图像特征值。在CPU 116中的脊 信息估算器通过由气囊型内窥镜146捕获的BE图像BER和BEL计算脊 信息获得BE图像特征值。

通过检查点图像特征值和BE图像特征值之间的相似性，可以以对第 一实施方案所述的相同方式，检测在采用气囊型内窥镜146的内窥镜检查 中气囊型内窥镜146的探测头37a已经到达哪个点。除脊信息以外，还可 以获得表示脉管图的图像特征值。

尽管在第三实施方案中，物镜59的光轴O平行于胶囊型内窥镜145 的纵轴定向，使得从被观察部位反射的光进入胶囊型内窥镜145的表面端 部，但是本发明不限于此种胶囊型内窥镜。例如，如图21中所示，可使 用这种胶囊型内窥镜154：物镜59的光轴O垂直于胶囊型内窥镜154的 纵轴定向，并且从被观察部位反射的光通过在胶囊型内窥镜154的一侧形 成的观察窗口进入。在胶囊型内窥镜154中将第一光源147R和第二光源 147L相对于光轴O对称地设置在成像装置60的相反侧，便得能够以与胶 囊型内窥镜145相同的方式估算关于肠内壁的凹凸不平度的信息。

尽管在胶囊型内窥镜145和154中将第一光源147R和第二光源147L 设置在成像装置60的附近，但是如图22中所示，可以将一对光源147R 和147L设置在胶囊型内窥镜155的相反端部。

尽管在第三实施方案的气囊型内窥镜146中，将观察窗口149以及照 明窗口150R和150L安置在探测头37a的表面端部，但是本发明不限于此。 例如，如图23中所示，可以将观察窗口149安置在气囊型内窥镜156的 探测头37a的一个侧面上，并且相对于观察窗口149对称地形成第一照明 窗口150R和第二照明窗口150L，其中为了清楚起见，从该附图中省略了 设备出口和气体/水喷嘴。这种构造实现了与气囊型内窥镜146相同的目 的。

尽管上述胶囊型内窥镜145、154和155具有相对于成像装置60对称 地设置的一对照明光源，但是照明光源的数量和安置不限于示出的实施方 案，而可以适当地进行改变。同样，气囊型内窥镜的照明窗口的数量和安 置可以从气囊型内窥镜146和156的那些实施方案适当地变化。此外，对 于胶囊型内窥镜154和155，可以将成像装置60和光源147R和147L一 起打开。这同样适用于气囊型内窥镜156的观察窗口149以及照明窗口 150R和150L。

在第三实施方案中，被观察部位(肠内壁)的表面凹凸不平度是通过比 较CE图像CER和CEL的对应像素的亮度值而估算的，所述CE图像CER 和CEL是由胶囊型内窥镜145从相同部分捕获的，并且使用表面凹凸不 平度的信息作为点图像特征值。作为检测点图像的图像特征值的另一种方 法，例如在JP A 2005-151099中公开，可以进行微分演算，以产生表示特 定点的CE图像CER和CEL之间的差别的微分图像数据，并且二进制化 或者细化微分图像数据以从二进制化或细化的微分图像数据抽取关于阴 影的信息。可以使用关于阴影的信息作为特定点的点图像特征值。在此情 况下，以与CE图像相同的方式，从每对BE图像BER和BEL抽取关于 阴影的信息，以将其用作BE图像特征值。

此外，可以从第二光源147L的照明光波长改变第一光源147R的照明 光波长，以在CE图像CER和CEL之间的颜色差别的基础上，检测关于 所观察的部位的表面凹凸不平度的信息。在该实施方案中，来自第一照明 窗口150R的照明光也具有与从第二照明窗口150L投射的照明光不同的 波长，以在BE图像BER和BEL之间的颜色差别的基础上，检测关于所 观察的部位的表面凹凸不平度的信息。

还可以在点检测屏129(参见图10)的图像显示窗口135中的BE图像 上，以增强的方式显示关于表面凹凸不平度的信息或者目的地点的CE图 像的阴影。因而，医生可以在视觉上观察气囊型内窥镜146的探测头37a 是否已经到达目的地点。

尽管在上述实施方案中胶囊型内窥镜检查系统3和电子内窥镜检查 系统4具有各自的处理器24和32，但本发明不是限于此构造，而是系统 3和4可具有共用的处理器。在此情况下，可以将CE图像数据从接收器 12传输至第二处理器32，使得第二处理器32进行处理，以接受医生对相 应点图像数据的选择，并且抽取点图像特征值。另一方面，第一处理器24 仅仅必须起着将CE图像数据从接收器12传输至第二处理器32的作用。

在上述实施方案中，通过计算BE图像的图像特征值和点图像的图像 特征值之间的相似程度，判断通过气囊型内窥镜31获得的BE图像与被医 生选择的点图像的相似性。然而，本发明不限于此方法，而可以直接计算 每个点图像的光谱图像数据与BE图像的光谱图像之间的相似程度。在此 情况下，应当将相应点图像的光谱图像数据文件存储在第二处理器32中。 计算图像数据文件之间的相似性的方法可以是常规方法，因此将省略描 述。

尽管上述实施方案通过LAN 29将点图像特征值的数据从第一处理器 24传输至第二处理器32，但本发明不限于此，而可以使用各种可移动介 质传输数据。

尽管在上述实施方案中由医生选择通过点图像，但本发明不限于此。 例如，在选择目标点及其光谱图像数据之后，在存储于成像位置数据存储 部94中的成像位置数据的基础上，CPU 83可以从在自气囊型内窥镜31 的插入器37的入口(例如病人的嘴)至目标点的路径上捕获的那些CE图像 数据之中自动选择几个通过点的图像数据。通过点图像的自动选择可以以 适当的方式进行，例如，从预定数量的CE图像帧(以恒定的时间间隔)中 选择一个，或者在用于捕获CE图像的预定时长中选择1次。由自动选择 的通过点图像，医生可以各自独立地产生光谱图像，或者可以以如上所述 的方式自动确定每一个通过点的光谱图像的波长参数或光谱频带。

尽管上述实施方案被设计为从由胶囊型内窥镜11捕获的CE图像之中 选择目标点图像和至少一个通过点图像，但是本发明不限于此。例如，在 目标点位于气囊型内窥镜31的插入器37的入口附近的情况下，医生可能 必须单独选择目标点图像。

在第一实施方案中，点图像选择屏98(参见图8)配置有点选择按钮 112，该点选择按钮112用于选择目标点图像数据以及通过点图像数据， 但是可以将目标点选择按钮和通过点选择按钮分开设置。此外，点图像选 择屏98可以具有显示例如图7所示的人体的示意性图解的窗口，该窗口 在所选择的点图像数据的成像位置数据的基础上显示选择点，所述成像位 置数据是作为CE图像的成像位置数据存储在成像位置数据存储部94中 的。

尽管上述实施方案涉及作为插入被检体的挠性内窥镜的小肠用气囊 型内窥镜，但是本发明不限于此，而适用于使用其它类型的挠性内窥镜的 任何情况。

因此，本发明不限于上述实施方案，相反，在不偏离后附权利要求的 范围的情况下，各种修改是可以的。