JP5735031B2 - コンパクトな蛍光内視鏡映像システム - Google Patents

Description

（関連出願の相互参照）
本願は、２０００年７月１４日に出願された米国特許出願第０９／６１５，９６５号の
一部継続出願であり、米国特許法第１２０条に基づく主張している出願日の利益がある。

（発明の分野）
本発明は，一般に医療用画像診断システムに関し、特には、蛍光内視鏡検査ビデオシス
テムに関する。

（発明の背景）
蛍光内視鏡検査は、正常な組織と初期癌の疑いのある組織との蛍光反応の差を用いて癌
などの検出および位置の特定のツールとして利用する。蛍光内視鏡検査中に励起される蛍
光発光する化合物または蛍光担体（ｆｌｕｏｒｏｐｈｏｒｅ）が、光学活性薬が疑いのあ
る組織に優先的に堆積して外因的に追加され得るか、または、これらは全ての組織に存在
する内在的な蛍光担体であり得る。後者の場合、組織からの蛍光は典型的に、自動蛍光ま
たは自然発光として呼ばれる。組織の自動蛍光は典型的に、ＵＶおよび可視スペクトルの
青色部分の吸収帯域ならびに可視スペクトルの緑色〜赤色部分の発光帯を有する蛍光担体
によるものである。初期癌の疑いのある組織において、自動蛍光スペクトルの緑色部分は
顕著に抑圧される。組織の自動蛍光に基づく蛍光内視鏡検査は、このスペクトルの差を利
用して、疑いのある組織と正常な組織とを区別する。

組織内における内在的な蛍光担体の濃度および／または量子効果は比較的低いので、こ
れらの蛍光担体によって発光される蛍光は典型的に、裸眼では見えない。その結果として
微光画像センサを用いることによって、蛍光内視鏡検査が行われ、内視鏡を介して発光し
ている組織の画像を得る。これらのセンサによって得られた画像は、ビデオ信号として最
も頻繁に符号化され、カラービデオモニタに表示される。組織の自動蛍光を画像処理する
代表的な蛍光内視鏡検査のビデオシステムは、Ｐａｌｃｉｃらによって出願された米国特
許第５，５０７，２８７号、ＭａｃＡｕｌａｙらによって出願された米国特許第５，５９
０，６６０号、Ｐａｌｃｉｃらによって出願された米国特許第５，８２７，１９０号、お
よびＺｅｎｇらによって出願された米国特許第５，６４７，３６８号に開示される。これ
らの特許のそれぞれは、本発明の譲渡人であるＸｉｌｌｉｘ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ
Ｃｏｒｐ．（カナダ、ブリティッシュコロンビア州、リッチモンド）に譲渡される。上
記参照された特許に開示されるシステムは、初期癌の検出の分野において顕著に進んでい
る上に、改良がなされ得る。

これらの前述のシステムは典型的に、内視鏡の挿入端に位置されたカメラと共に微光セ
ンサが取りつけられるか、または利用される内視鏡と併せて使用される。特に、記載され
るカメラのサイズ、コスト、および重さを減少することが、これらシステムに対して望ま
れる。蛍光内視鏡検査は、一般に従来の白色光内視鏡検査の付属として行われていたので
、同じカメラおよび光源を用いてカラー画像および蛍光画像の両方を得ることができるこ
ともまた、システムに対して望まれる。例えば蛍光内視鏡検査などのビデオシステムは、
異なる器官の様々な種類の癌を検出するように最適化し、異なる種類の内視鏡の使用を簡
単に較正されるような特徴を提供することが望まれる。このようなシステムが、外因的に
追加される光活性薬の使用に対して互換性があることもまた望まれる。最後に、通常の細
胞と疑いのある細胞とのコントラストが、表示された蛍光画像に強調され得るシステムの
必要性がある。

（発明の要旨）
本発明による蛍光内視鏡ビデオシステムは、
白色光、蛍光励起光、または標準反射光を有する蛍光励起光のいずれか一つを生成する
マルチモードにおいて操作可能である内視鏡の光源と、
観察のもとで組織に光を伝搬する光ガイド、および観察のもとで組織からの光を受光す
るための画像処理ガイドまたは小型カメラのいずれか一方を含む内視鏡と、
内視鏡の画像処理ガイドからの光を受信し、カラー画像またはマルチチャンネル蛍光お
よび反射画像を得るためにマルチ画像モードにおいて操作可能である小型カメラ（得られ
た画像は、カメラの固定されたビームスプリッターによって一つ以上の画像センサに光学
的に分割されて投影され、ビームスプリッターからのビームの一部は、カラー画像を得る
画像センサに向けられ、残りのビーム（単数または複数）は、蛍光画像および／または反
射画像を得るために単一または第１のビームに併せて使用される）と、
カラービデオ信号として画像信号をデジタル化して、処理して、符号化する画像プロセ
ッサおよびシステムコントローラと、
プロセッサ／コントローラにあり得るコントラスト強調機能（この機能は、蛍光／反射
（または蛍光／蛍光）画像信号の相対強度に基づいた処理された基準画像信号に単一性の
ない利得係数を適用する）と、
処理されたビデオ信号を表示するカラービデオモニタと、
システムの応答が異なる内視鏡の光学特性および／または他の画像信号経路の可変量を
較正することができるカラー較正機構と
を含む。

本発明の前述の局面および結果として伴なう多くの利点は、添付の図面と共に考慮し、
次の詳細な説明を言及することによってより理解されると、より容易に理解される。

（好適な実施形態の詳細な説明）
図１Ａは、本発明の現在好適な実施形態による蛍光内視鏡ビデオシステム５０のブロッ
ク図である。システムは、カラー画像を得るための白色光を生成するマルチモード光源５
２を含む。第２の操作モードにおいて、光源５２は、組織の自動蛍光を含む励起光を生成
する。第３の操作モードにおいて、光源５２は、組織の自動蛍光および基準反射光を含む
励起光を生成する。蛍光／蛍光画像モードの励起光および蛍光／反射画像モードの励起光
＋反射光の使用は、以下にさらに詳細に記載される。光源５２からの光は、次に画像化さ
れるべき組織標本５８を照射する内視鏡６０の照射ガイド５４に供給される。

図２は、より詳細に光源５２の構成要素を示す。光源５２は、反射材７２によって囲ま
れるアーク灯７０を含む。本発明の好適な実施形態において、アークランプ７０は、高圧
水銀アークランプ（例えば、Ｏｓｒａｍ ＶＩＰ Ｒ １２０Ｐ２４）である。代替的に
他のアークランプまたは広帯域光源が使用され得るが、高圧水銀ランプは、濃い青色光出
力、合理的に均一の白色光スペクトル、および小さいアークサイズの組み合わせが現在好
ましい。

アークランプ７０からの光は、適切な光学機器である光収集７４、スペクトルフィルタ
リング７６、および集光７８を介してそれぞれ内視鏡６０の光ガイド５４に接続される。
アークランプからの光は、システムの操作モードによる所望の波長の光を通すか、または
拒否するように操作する、多数の光学フィルタ７６Ａ、７６Ｂ、７６Ｃ・・・のうち一つ
によってスペクトル的にフィルタリングされる。カラー画像に関して、光学フィルタ７６
Ａは、任意のスペクトルピークを除外し、アークランプ７０によって生成される光の色温
度を変更する。蛍光／反射画像モードおよび蛍光／蛍光画像モードのそれぞれに関して、
光源フィルタ７６Ｂ、７６Ｃ・・・の伝搬特性は、カメラフィルタ１１８、１１９Ａ、１
１９Ｂ・・・の特性と合わせて以下に記載される。

光経路に沿って伝搬された光量を調節する強度制御８０が、アークランプ７０および内
視鏡の光ガイド５４の間の適切な場所に位置付けされる。さらに、シャッター機構８２が
、ランプからのいずれの光も光ガイドに届くことを遮断するために同様の光学経路におい
て位置付けされ得る。コントローラ８６は、フィルタ７６Ａ、７６Ｂ、または７６Ｃを光
路に、および光路の外へ移動するアクチュエータを操作する。コントローラ８６はまた、
強度制御８０の配置およびシャッター機構８２の操作を制御する。

図１Ａに示されるように、システムはまた、マルチモードカメラ１００を含む。内視鏡
６０によって組織から収集された光は、画像ガイド５６を介して伝搬され、マルチモード
カメラ１００に投射される。蛍光内視鏡は、一般的に、白色内視鏡の付属物として使用さ
れるので、以下に記載されるカメラの多様な実施形態のそれぞれは、カラーならびに蛍光
／反射画像処理および／または蛍光／蛍光画像処理の両方に使用され得る。

図１Ｂは、代替の蛍光内視鏡ビデオシステム５０のブロック図である。これは、マルチ
モードカメラ１００が内視鏡の挿入端に設置される点および内視鏡が画像ガイド５６を含
まない点において、図１Ａに示されるビデオシステムと異なる。これらの差異のために、
結果として生じる内視鏡６０は、実用的に現在の市場におけるビデオ内視鏡（例えば、Ｏ
ｌｙｍｐｕｓ ＣＦ−２４０Ｌ）に類似する蛍光ビデオ内視鏡として特徴付けられ得るが
、カラーおよび蛍光／反射画像および／または蛍光／蛍光画像の両方で使用することがさ
らに可能である。

内視鏡の挿入端におけるマルチモードカメラ１００の位置および内視鏡画像ガイド５６
の欠落以外は、図１Ｂのシステムと図１Ａに示されるシステムは同一である。以下に記載
されるカメラの多様な実施形態により、実施形態自体が、カメラの小型化のため、蛍光ビ
デオ内視鏡における実施に役立つ。

この代替のシステムにおいて、マルチモードカメラ１００は、組織によって放射した光
を直接収集する。内視鏡の挿入端にカメラを設置することによって、ビデオ内視鏡の特有
の利点が得られる。すなわち、画像を形成するために利用できる光および画像解像度は、
画像が内視鏡画像ガイドを介して身体の外へ伝搬される場合に比較して改良される。

図３Ａに示される第１の実施形態では、カメラ１００Ａは、内視鏡６０の画像ガイド５
６からの光を受光し、光をカラー画像センサ１０２および低光画像センサ１０４に向ける
。従来技術のカメラ設計では、典型的には、光路に選択的に挿入される移動可能なミラー
を用いて、光は２つの画像センサ１０２または１０４のいずれかに向けられる。このよう
なミラーは、狭い許容差内で移動するように注意深く構成される必要がある。このことは
、カメラの複雑さおよびコストを大幅に追加される。また、このシステムの寿命にわたっ
てこれらの狭い許容差を維持する必要性が、カメラの信頼性を低減する。

本発明の好適な実施形態によるカメラ１００Ａは、移動ミラーを、入射光を２つのビー
ムに分割する固定された光ビームスプリッタ１０６に置き換える。光ビームは、内視鏡６
０から受信されたより小さい割合の光がカラー画像センサ１０２に向けられ、より大きい
割合の入射光が低光光画像センサ１０４に向けられるように分割する。この実施形態では
、図４Ａ〜図４Ｃに示されるように、標準的な入手可能な単一板８８、シングルキューブ
８９、単一の薄膜設計９０であり得る。内視鏡６０と画像センサとの間の光路が、奇数回
の反射（例えば、単一素子ビームスプリッタから）を含む場合、センサ上に投影された画
像は左右に反転される。このような画像の向きは画像処理によって修正される必要がある
。

いくつかの例では、スプリッタ１０６による光分割が同一の画像面内に投影されること
が望ましい。従って、光ビームスプリッタ１０６は、図４Ｄ〜図４Ｅに示されるような簡
単な素子またはカスタムプリズム設計の組み合わせであり得る。図４Ｄに示されるキュー
ブアセンブリは、アセンブリに組み合わせられる、標準的な入手可能なガラス素子（ビー
ムスプリッタキューブ８９、直角プリズム９１、および単純なガラスブロック９２）の例
である。コリメートされていない光がスプリッタ１０６によって分割される場合、直角プ
リズム９１を通過する光の光路が、ビームスプリッタキューブ８９を通過する光路よりも
長いため、異なる光路長を補償するように、ガラスブロック９２が直角プリズム９１の背
後に配置されて、両方のビームが同一の画像平面内にフォーカスされる。

図４Ｅに示されるカスタムプリズムは３つのプリズムから構成される。第１のプリズム
上の第１の部分的なミラー面９５は、第１のプリズム上の十分な反射面９６に入射光の一
部を向ける。面９６から離れて反射された光は、第２のプリズム９９を通過する。部分的
なミラー面９５を通過する光は、第３のプリズムの十分な反射面９７および９８から離れ
て反射される。部分的なミラー面９５によって反射されたビームの光路長は、部分的なミ
ラー面９５を通過する光の光路長と同一である。

図４Ｅに示されるカスタムプリズムは、キューブアセンブリよりもよりコンパクトであ
り、画像センサ（単数または複数）が配置され得る連続的な面を供給する利点を有する。
ビームスプリッタのこれらのバージョンの両方では、分割画像の２つの経路は、奇数回の
反射および長さが光学的に等価である。以下の図３Ｃに説明されたように、光学画像構成
の場合では、これは、両方の画像が同一の画像面（例えば、両方の画像が単一の画像セン
サで画像化された場合に要求される）に投影されることを可能にする。

図３Ａでは、光コリメート素子１１０は、内視鏡６０とビームスプリッタ１０６との間
に配置され、画像光学素子１１２および１１４は、それぞれカラー画像センサ１０２およ
び低光画像センサ１０４より前に配置される。図３Ｂに示された代替的な光学構成は、コ
リメート光学素子１１０が除去された。このような構成は、図３Ａにおいて、内視鏡６０
からの光ビームが既にコリメートされる場合に好ましい。

カメラ１００Ａの現在の好ましい構成は、図３Ｃに示される。この実施形態では、コリ
メート光学素子１１０が除去され、内視鏡６０とビームスプリッタ１０６との間に配置さ
れた画像光学素子１１３の単一のセットで置換されている。この構成の利点は、全ての画
像化が同一の画像素子１１３によって実施され、そして制御される。このような構成は、
全てのビーム経路が同一の光路長を有することを要求するが、この制限は、ビームスプリ
ッタ１０６、ならびに、画像センサ１０２および１０４への経路において配置される一対
のスペクトルフィルタ１１８および１１９の設計において考慮される必要がある。スペク
トルフィルタ１１９が取り除かれる場合、ガラスブロック１２１は光路に挿入される。さ
らに、これらの光学素子が収束ビーム経路において配置されるという事実がこれらの素子
を特定する場合において、および画像光学素子１１３の設計において考慮される必要があ
る。上述のコリメート光学素子および画像光学素子のための光学素子の全て、および付随
する利益および欠点はまた、図５、図６、図８、および図１０に示されるカメラの実施形
態の以後の説明に付与する。

図３Ａ〜図３Ｃに示されるように、スペクトルフィルタ１１８は、ビームスプリッタ１
０６と低光画像センサ１０４との間の光路において配置される。あるいは、スペクトルフ
ィルタ１１８は、ビームスプリッタ１０６の素子として組み込まれ得る。

第２のスペクトルフィルタ１１９がビームスプリッタ１０６とカラー画像センサ１０２
との間の光路の内部および外部に移動し得るように配置される。ビーム分割がコリメート
されていないビーム経路において生じる場合において、フィルタ１１９がずれる場合、フ
ィルタ１１９と同じ光路長を有するガラスブロック１２１は、一定の光路長を維持するよ
うに、ビームスプリッタ１０６とカラー画像センサ１０２との間の位置に移動する。ある
いはこの挿入可能なスペクトルフィルタ１１９およびガラスブロック１２１（必要であれ
ば）は、内視鏡６０とカラー画像センサ１０２との間の光路長における他の場所で組み込
まれ得る。光路の内部および外部に移動することは、ミラーを移動する場合のような厳密
な機械的要求および光学的要求がないため、単純なメカニズムで為され得る。

低光画像センサ１０４は、好ましくは、単色電荷結合素子（ＣＣＤ）、荷電キャリア増
倍を用いる単色電荷結合素子（Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＴＣ２５３または
Ｍａｒｃｏｎｉ Ｔｅｃｈｏｎｏｌｏｇｉｅｓ ＣＣＤ６５）、増感電荷結合素子（ＩＣ
ＣＤ）、電荷注入素子（ＣＩＤ）、電荷変調素子（ＣＭＤ）、相補型金属酸化物画像セン
サ（ＣＭＯＳ）、または電子ビーム電荷結合素子（ＥＢＣＣＤ）型のセンサである。カラ
ー画像センサ１０２は、好ましくは、カラーＣＣＤ、電荷キャリア変調を用いるカラーＣ
ＣＤ、電荷キャリア変調を用いる３ＣＣＤカラー画像センサアセンブリ、３ＣＣＤカラー
画像センサアセンブリ、カラーＣＭＯＳ画像センサ、または３ＣＭＯＳカラー画像センサ
アセンブリである。

図１Ａに示されるように、システムはまた、プロセッサ／コントローラ６４および映像
モニタ６６を含む。プロセッサ／コントローラ６４は、カメラ１００からの変換された画
像信号を受信し、これらの信号をデジタル化および処理する。これらの信号の処理は、以
下に説明された所定のコントラスト増強アルゴリズムの適用を含み得る。次いで処理され
た信号は、映像フォーマットに符号化され、カラー映像モニタ６６上に表示される。

オペレータの入力に基づいて、処理装置／制御装置６４は、さらに、蛍光内視鏡検査ビ
デオシステムのための制御機能を提供する。これらの制御機能は、以下を行う制御信号を
提供することを含む。

・全ての画像モードでのカメラのゲイン（ｇａｉｎ）を制御する。

・カメラおよび光源の画像モードを調整する。

・光源のための光レベル制御信号を提供する。

・画像データを記録および保管するために用いられ得る任意の画像データ管理システム
のための制御信号を提供する。

異なる波長帯域内で２つの異なる画像が、蛍光／反射モードおよび蛍光／蛍光モードの
内視鏡ビデオシステムで取得される理由が、本明細書において説明される。一定の波長帯
域内の自動蛍光の強度が、組織の異常がますます増大する（すなわち、組織が明白な癌に
進行する）につれて変化することが知られている。しかしながら、自動蛍光のこのような
波長帯域内に画像を取得するとき、病状に起因する信号強度におけるこれらの変化および
画像のジオメトリおよび陰に起因するこれらの変化を区別することは容易ではない。第二
の蛍光画像または反射された光画像は、画像信号が組織の病変によって十分に影響されな
い波長帯域で取得され、第一の蛍光画像が「正規化され」得る信号強度を有する基準信号
として利用され得る。

この正規化は、二つの画像信号のそれぞれを異なる表示色に割り当てること、すなわち
、画像信号を、カラービデオモニターの異なるカラー入力に提供することによって行われ
得る。カラービデオモニタ上に表示されると、二つの画像は、単一の画像を形成するため
に効果的に結合され、画像の結合された色は、二つの画像色の信号の相対的な強度を表す
。結合された画像の色は、分離した画像信号の絶対強度から独立しているので、色は、組
織サンプル５８または他の画像ジオメトリ要素に対する内視鏡６０の距離または角度内の
変化の結果として変化しない。しかしながら、二つの画像信号の相対的な強度で変化を生
じさせる観察された組織の自己蛍光スペクトルの形状に変化がある場合、このような変化
は、表示された画像の色の変化として表現される。

正常な組織および初期の癌が疑われる組織が表示された色の混合は、二つの分離した画
像信号のそれぞれに付与されたゲインに依存する。初期の癌が疑われる組織が正常の組織
よりも明瞭に異なる色として蛍光画像に現れるのための最適のゲイン比がある。このゲイ
ン比は、オペレータに、感度（疑わしい組織を検出する能力）および特異性（正しく識別
する能力）の最良の組み合わせを提供するために表される。基準画像信号に付与されたゲ
インが蛍光画像信号に付与されたゲインに比較して過度に高い場合、疑わしいように見え
るが、その病状が正常であることが判明する組織領域の数が増える。逆に、基準信号に付
与された相対的なゲインが低すぎる場合、感度が低下し、疑わしい組織が正常な組織のよ
うに見える。したがって、最適なシステムの性能のために、画像信号に付与されたゲイン
の比は、全時間で維持される必要がある。

生体内の分光学が組織の自動蛍光および反射スペクトルにおいてどの相違が病理的な根
拠であるかを決定するために用いられる。これらのスペクトルの性質は、蛍光／反射画像
モードに取得された自動蛍光および反射された光の特定の波長帯域、または蛍光／蛍光画
像モードに取得された自動蛍光の特定の二つの波長帯域を決定する。スペクトルの性質は
組織の種類に依存するので、重要な自動蛍光バンド（単数または複数）の波長は、画像化
される組織およびこれらの組織内の位置に依存し得る。以下に記載される最適なフィルタ
の特異性は、これらのスペクトルの特徴の結果であり、画像化される組織に最適であるよ
うに選択される。

蛍光内視鏡ビデオシステムの好適な実施形態の動作が、ここで記載される。図１に示さ
れるカメラ１００は、色画像モード、蛍光／反射画像モード、および蛍光／蛍光画像モー
ドが可能である。カラー画像モードにおいて、処理装置／制御装置６４は、制御信号をマ
ルチモード光源（それは白色光モードであるべきである）５２に提供する。光源５２は、
適切な光学フィルタ７６Ａを選択し、アークランプ７０と内視鏡の光ガイド５４との間の
光学パスに位置付けする。このフィルタ７６Ａは、任意のスペクトルピークを取り除き、
アークランプ７０によって生成された光の色温度を調整する。光源５２からのフィルター
された光は、内視鏡の光ガイド５４に投影され、組織５８を照明するために内視鏡６０の
先端に伝達される。

処理装置／制御装置６４は、さらに、感度の高い低光画像センサ１０４への損傷を避け
るためにカメラが正しい画像モードにあることを保証する。低光画像センサ１０４が、例
えば、ＩＣＣＤである場合、光電陰極にわたる電圧は、０に設定される。組織５８によっ
て反射された光は、内視鏡画像ガイド５６によって集められ、カメラビームスプリッタ１
０６を通してカラー画像センサ１０２上に投影される。スペクトルフィルタ１１９は、こ
の画像モードの間の光学パスから取り除かれ、（必要な場合）ガラスブロック１２１によ
って置き換えられる。カラー画像は、カラー画像センサ１０２によって変換され、その結
果として生じる画像信号は、処理装置／制御装置６４に伝達される。

カラー画像の輝度に基づき、処理装置／制御装置６４は、制御信号をマルチモード光源
５２に提供して、強度制御８０を調整し、これにより、内視鏡６０による光ゲインのレベ
ルを調整する。処理装置／制御装置６４は、さらに、カラー画像センサ１０２のゲインを
調整するために、制御信号をカメラ１００に送信し得る。処理された後、カラー画像は、
ビデオモニタ６６上に表示される。画像動作の全ては、実時間で発生し、すなわち、アナ
ログビデオ表示速度で発生する（ＮＴＳＣフォーマットについて３０フレーム／秒、およ
びＰＡＬフォーマットについて２５フレーム／秒）。

蛍光／反射画像モードに切り替えると、処理装置／制御装置６４は、蛍光／反射モード
であるべきことを指示するために、制御信号をマルチモード光源５２に提供する。光源５
２は、適切な光学フィルタ７６Ｂを選択し、アークランプ７０と内視鏡光ガイド５４との
間の光学パスに位置付ける。このフィルタ７６Ｂは、蛍光検査に基づいて組織５８を誘導
するこれらの光の波長を伝達する。フィルタ７６Ｂは、さらに、可視光スペクトルの緑ま
たは赤の部分の基準反射光を伝達し、あるいは代替として、青の励起光が参照のために利
用され得る。全ての他の波長の光が以下に記載されるように遮断される。フィルタリング
された光は、次いで、内視鏡光ガイド５４に投影され、組織５８を照射するために内視鏡
６０の先端に伝達される。

処理装置／制御装置６４は、さらに、カメラ１００が正しい画像モードにあることを、
電力を低光画像センサ１０４に提供することによって保証する。反射された励起光と共に
、組織５８によって放射された蛍光および反射された反射光は、内視鏡画像ガイド５６に
よって集められ、カメラビームスプリッタ１０６を通して低光画像センサ１０４およびカ
ラー画像センサ１０２上に投影される。スペクトルフィルタ１１８は、低光画像センサ１
０４に伝搬された光を緑または赤のいずれかの自動蛍光光のみに制限し、光源フィルタ７
６Ｂによって、伝搬された励起および基準波長帯域の光を遮断する。スペクトルフィルタ
１１９は、画像モード中のカラー画像センサ１０２の光学経路に挿入され、反射された基
準波長帯域の光のみを送達する。フィルタ１１９および光源フィルタ７６Ｂの反射光伝達
特異性は、カラー画像センサ１０２での反射された光の強度が、結果として、良好な信号
対ノイズ特性を有し、顕著な飽和がない、変換された画像信号となると同時に、十分な自
動蛍光が画像化のために励起することができるように選択される。（スペクトルフィルタ
１１９は、ビームスプリッタ１０６と内視鏡６０との間に位置される場合、低光画像セン
サ１０４によって検出された自動蛍光光を伝達しなければならないことに留意のこと。）
自動蛍光画像は、次いで、低光画像センサ１０４によって送信され、基準画像は、カラー
画像センサ１０２によって変換され、結果として生じる画像信号は、処理装置／制御装置
６４に送信される。

変換された画像の輝度に基づき、処理装置／制御装置６４は、制御信号をマルチモード
光源５２に提供して、強度制御８０を調整し、これにより、内視鏡６０に配送された光の
レベルを調整し得る。処理装置／制御装置６４は、さらに、制御信号をカメラ１００に送
信して、以下により詳細に記載されるように一定の相対的ゲインを保持している間の一定
の画像輝度を維持するために、低光画像センサ１０４およびカラー画像センサ１０２のゲ
インを調整し得る。処理された後、二つのセンサからの画像は、単一の画像に結合され、
この画像は、ビデオモニタ６６上に表示される。再度、画像動作の全てが、実時間で発生
する。

結合された画像が最適な臨床的な意義を有するために、組織によって放射され、本シス
テムによって受信された基準光信号に対する蛍光の所与の割合に対する一定の割合が、ビ
デオモニタ上に表示された処理された画像信号間にさらに存在することが必要である。こ
れは、蛍光内視鏡ビデオシステムの（光）信号応答が較正されることを意味する。

信号応答の較正は、処理装置／制御装置６４で実行され得る。本システムを較正するた
めに、蛍光画像センサおよび基準画像センサのゲイン応答が特徴付けられ、それらの応答
特徴が蛍光および反射画像信号パス間の一定のゲイン比を確立するために用いられる。当
然、蛍光内視鏡ビデオシステムの光応答を較正する場合、全体の信号パスが考慮されなけ
ればならない。簡単のため、この実施形態では、画像信号パスの残り（すなわち、画像セ
ンサを除く）上の画像信号に付与されるゲインが、全体の画像信号ゲインの比率に寄与し
ないように調整され、固定される。その結果として、一定のシステム画像信号ゲイン比を
維持することが、二つの画像センサ間の一定のゲイン比を確立することに低減される。

蛍光および基準画像センサのゲイン応答を較正する方法が、ここで記載される。較正方
法の特色は、利用されるセンサの種類に依存する。本明細書において記載される較正方法
は、より好ましいセンサタイプ（低光画像センサ１０４のためのＩＣＣＤ、およびカラー
画像センサ１０２のための色ＣＣＤ）用である。

ＩＣＣＤセンサのゲイン（Ｋ_ＩＣＣＤ）は、通常、アナログゲイン制御信号（Ｇ）を変
更することによって制御される（このようなゲイン制御信号は、増強装置のマルチチャン
ネルプレートでの光信号増幅を制御する加速する電圧上で動作する）。このようなセンサ
において、ゲインは、約４桁の大きさの光強度を介して変更され得る。ゲイン／制御電圧
の関係は、ほぼ指数関数的であり、次の式によって特徴付けられ得る。

ここで、Ｋ_０は、０に設定しているゲイン制御を有するＩＣＣＤの全ゲインであり、ｆ_{Ｉ
ＣＣＤ}（Ｇ）＝ａ_１・Ｇ＋ａ_２・Ｇ^２＋ａ_３・Ｇ^３は、係数ａ_ｉが変化するゲインを有す
るＩＣＣＤの応答の経験的な測定によって決定される多項式によって近似された擬似線形
関数である。

色ＣＣＤのゲインは、次の二つの方法：１）約３桁の大きさの光強度を超える感度の変
化を許容する電子のシャッター時間（通常、別々のステップで）変化させることによって
、２）約１桁の大きさの光強度を超える感度の変化を許容するアナログの電子ゲインを変
化させることによって制御される。ＣＣＤのために、アナログの電子ゲインは、通常、制
御電圧（Ｒ）に伴って指数関数的に変化する。ＣＣＤのゲイン応答は、したがって、次の
式である。

ここで、Ｋ_６０は、標準ビデオ領域速度（例えば、ＮＴＳＣビデオについて１／６０秒）
での電子シャッタを有し、且つ、０に設定された制御電圧を有する全ＣＣＤゲインであり
、Ａ_{ｓｈｕｔｔｅｒ}は、電子シャッタによって提供される減衰であり、ｆ_ＣＣＤ（Ｒ）＝
ｂ_ｒ１・Ｒ＋ｂ_ｒ２・Ｒ^２＋ｂ_ｒ３・Ｒ^３は、係数ｂ_ｉが変化するゲインを有するＣＣＤ
応答の経験的な測定によって決定される多項式によって近似された擬似線形関数である。
ＣＣＤのゲインは、Ｒ（これは、狭い範囲上の連続的な変化を許容する）と結合して、Ａ
_{ｓｈｕｔｔｅｒ}（これは、広範囲での順次進行の変化を提供する）を変更することによっ
て光強度での広い範囲に適応されるように調整され得る。

画像センサからの一定の相対的な光信号応答を維持するために、以下のゲイン比が一定
に維持される：

この一定のゲイン比は、一つの画像センサを「マスター（ｍａｓｔｅｒ）」として設計す
ることによって実行され得る。「マスター」画像センサの所与の設定に関して、Ｒ、Ａ_{ｓ
ｈｕｔｔｅｒ}（またはＧ）の適切な値を見出すために、他の画像センサ（「スレイブ（ｓ
ｌａｖｅ）」）のゲイン設定は式１を解くことによって決定される。いずれの画像センサ
もマスターとして利用され得る。どの画像センサがマスターとして利用されるか、および
どれがスレイブかに関する選択は、式を解くための技術であるどの画像信号が画像処理装
置のデジタル領域において優勢であるかの要素、および各画像センサがゲインの変化に応
答する時間に依存する。

他の種類の画像センサに要求されるゲイン較正方法は、制御可能なパラメータに関して
各センサのゲインを記載する式で開始する工程、ゲインの比の等式を計算する工程、ゲイ
ン比が一定であることを仮定する工程、および他のセンサのパラメータおよび定数に関し
て一つのセンサのパラメータのためのゲイン比の等式を解く工程を包含する、同様の原理
を利用し、同様の手法で引き出され得る。

蛍光／蛍光モードにおいて、本システムの動作は、蛍光／反射モードの動作に類似し、
このため、異なる点のみが記載される。最初に、光源５２は、適切な光学フィルタ７６Ｃ
を選択し、アークランプ７０と内視鏡光ガイド５４との間の光学パスに位置決めされる。
このフィルタ７６Ｃは、蛍光検査の中で組織５８を誘導する光波長を実質的に伝搬する。

組織５８によって放射された自動蛍光は、内視鏡画像ガイド５６によって集められ、カ
メラビームスプリッタ１０６を通して低光画像センサ１０４およびカラー画像センサ１０
２上に投影される。スペクトルフィルタ１１８は、低光画像センサ１０４に伝搬された光
を緑または赤のいずれかの自動蛍光光のみに制限し、励起波長帯域の光を除外する。スペ
クトルフィルタ１１９は、この画像モード中にカラー画像センサ１０２への光学パスに挿
入され、低光画像センサ１０４に伝達されない波長帯域内の自動蛍光光のみを伝搬する。
（スペクトルフィルタ１０９および必要であればガラスブロック１２１は、このモードの
動作ではビームスプリッタ１０６と内視鏡６０との間に配置されることができないことに
留意のこと。）自動蛍光画像は、次いで、低光画像センサ１０４およびカラー画像センサ
１０２によって変換され、その結果である画像信号は、処理装置／制御装置６４に送信さ
れる。処理された後、二つのセンサからの画像は単一の蛍光／蛍光画像に結合され、この
画像は、ビデオモニタ６６上に表示される。画像センサのゲインは、蛍光／反射画像に対
するのと同様に較正された様式で制御される。

カラー画像センサ１０２によって検出された自動蛍光画像は、非常に暗いので、この種
のセンサよって得られる画像は、なんらかの型の信号増幅（例えば、画素ビンニング（ｐ
ｉｘｅｌ ｂｉｎｎｉｎｇ）、電荷キャリア増幅を有するＣＣＤ等が提供されなければ、
実時間に取得され、処理されおよび表示されない可能性がある。現在、カラー画像センサ
１０２からの時間で平均化された画像を、低光画像センサ１０４からの実時間の画像と結
合し、次いで、結果として結合された画像を表示することも可能である。代替として、両
センサからの画像は、表示される前に時間平均されて結合され得る。

本発明の第二の実施形態が、本明細書中に記載される。第一の実施形態と類似する全て
の点は、理解されたと仮定され、異なる点のみが記載される。

この第二の実施の形態において、本システムの全ての局面が、カメラ１００Ａ以外は第
一の実施の形態の局面に類似する。蛍光内視鏡ビデオシステムのこの実施形態のためのカ
メラ１００Ｂが、図５のように示される。このカメラ１００Ａは、第一の実施形態におけ
るカメラと全ての画像モードが単一で高感度のカラー画像センサ１０２Ａ（好ましくは電
荷キャリア増幅を有するＣＣＤ）、電荷キャリア増幅を有する３つのＣＣＤ画像センサア
センブリ、カラーＣＣＤ、３つのＣＣＤカラー画像センサアセンブリ、カラーＣＭＯＳ画
像センサ、または３つのＣＭＯＳカラー画像センサアセンブリを利用している点で異なっ
ている。

この実施の形態では、二つの画像は、センサ１２０Ａ上に同時に投影される。画像は、
画像処理装置６４によって分離されて処理され、本システムの画像モードにより表示され
る。カラー画像モードでは、カラー画像は、他の画像から分離され、処理され、ビデオモ
ニタ６６上に表示される。カラー画像モードのために、フィルタ１１９は、光パスおよび
ガラスブロック１２１から移動され、必要であれば、位置に移動される。蛍光／反射およ
び蛍光／反射画像モードのために、蛍光および反射画像は、最初に、画像処理装置６４に
よって分離され、処理され、次いで、再度、各画像を異なるモニタ色入力に付与すること
によってビデオモニタ６６上に重ね合わされる。

単一の高感度カラー画像センサを用いる直接の結果は、この実施の形態において記載さ
れたように、センサのゲインが変化されたときに蛍光および反射画像のゲインが自動的に
互いにゲインとしてトラキングすることである。二つの画像信号のゲイン比は、カメラ、
および光源内の７６Ｂまたは７６Ｃ内のフィルタ１１８および１１９の伝達特性によって
決定され維持される。画像処理装置６４は、さらに、処理の間に他に対して一つの画像の
輝度を変化させることによって、ゲイン比内の小さい変化を実行するために利用され得る
。

以前に言及したように、カラー画像センサ１０２Ａによって検出された自動蛍光画像は
、非常に暗いので、このため、この種のセンサで得られた画像は、何らかのかたちの信号
増幅（例えば、画素ビンニング、電荷キャリア増幅を有する色ＣＣＤ等）が提供されなけ
れば、実時間で取得され、処理され、および表示されない可能性がある。代替として、カ
メラシステムは、自動蛍光を非実時間モードで画像にするために用いられ得る。

カメラのこのような構成は、また、さらなる制限を光学サブシステムの設計に追加する
。この制限の効果は、いずれかの画像光学構成要素１１２が、画像光学構成要素１１４と
、両画像が同一の画像平面上に投影されるのように異なるか、または、ビームスプリッタ
１０６が、光を内視鏡６０から分離した後、両ビームに対して実質的に同等の光学パス長
を利用し、類似の画像光学構成要素１１２および１１４に関連して、両画像を同じ画像平
面上に投影することを必要とする。このようなビームスプリッター１０６は、図４Ｄ−Ｅ
に示された種類のマルチコンポーネントまたはカスタム（ｃｕｓｔｏｍ）ビームスプリッ
タ１０６を必要とする。これらの図面に示されたビームスプリッタは、さらに、図３の画
像光学構成に記載されたように、同等の光学パス長に対する必要性を予想する。

本発明の第三の実施形態が、ここで、記載される。第一の実施形態に類似する全ての点
が理解されていると仮定され、異なる点のみが記載される。

この第三の実施形態において、本システムの全ての局面が、カメラ１００Ａ以外の第一
の実施形態の局面に類似している。蛍光内視鏡ビデオシステムのこの実施の形態のカメラ
１００Ｃが、図６のように示されている。このカメラ１００Ａは、第一の実施形態におけ
るカメラ１００Ａとカラー画像センサ１０２がカラー画像モードのためにのみ利用されて
いる点で異なる。結果として、フィルタ１１９は、カラー画像センサ光学パスから除去さ
れ、これは、さらに、フィルタ移動機構の必要性を取り除く。その代わりとして、ビーム
スプリッタ１０６によって分離された後、カラー画像センサ１０２に投影されない光は、
二色性分離およびフィルタリングアセンブリ１２０に投影される。このアセンブリ１２０
は、光ビームスプリッタ１０６から二つのスペクトルコンポーネントへの光をさらに分離
しフィルタリングする。

入来する光を、同じスペクトルを有するが、入来した光の断片の強度を有する二つのビ
ームに分離するよりもむしろ、二色性スプリッタ１２０は、入来する光をスペクトルで分
割し、その結果、一定の波長が反射される一方で、他の波長が透過される。さらなるフィ
ルタリングが、次いで、このスペクトルによって分割された光ビームに付与され得る。

このような二色性分離およびフィルタリングアセンブリ１２０に対するいくつかの可能
な構成が図７に示されている。図に示されるように、二色性の分離およびフィルタリング
アセンブリ１２０は、立方体ダイクロイック１３０または板状ダイクロイック１３３を含
み得る。スペクトルフィルタ１１８、１１９は、二色性ミラーから離れて位置決めされ得
るか、または、立方体の場合、立法体上の被覆として形成され得る。さらに、いずれかの
実施形態では、反射ミラー１４０が、二色性ミラーから反射された画像を逆にするために
用いられ得る。さらに、二色性スプリッタは、図９に示されるように、カスタムプリズム
アセンブリとして構成され得る。

内視鏡６０と画像センサとの間の光学パスが奇数回の反射（例えば、単一のコンポネン
トビームスプリッタまたはダイクロイックから等）を含む場合、センサ上に投影された画
像は、左から右に逆転されることに、再度、留意されるべきである。このような画像の配
向は、画像処理によって補正されることを必要とする。

アセンブリ１２０を出た後、スペクトルコンポーネントの一つは、低光画像センサ１０
４上に投影され、第二のコンポーネントが分離した反射センサ１０５上に投影される。反
射センサ１０５は、好ましくは、単色ＣＣＤ、電荷キャリア増幅を有する単色ＣＣＤ、Ｉ
ＣＣＤ、ＣＩＤ、ＣＭＤ、ＣＭＯＳまたはＥＢＣＣＤ型のセンサを含むが、それは、さら
に、カラーＣＣＤ、３つのＣＣＤカラー画像センサアセンブリ、電荷キャリア増幅を有す
るカラーＣＣＤ、電荷キャリア増幅を有する３色ＣＣＤ画像センサアセンブリ、カラーＣ
ＭＯＳ画像センサ、または３つのＣＭＯＳカラー画像センサアセンブリであり得る。カラ
ー画像センサの場合には、センサの感度に依存して、取得される自動蛍光画像は、なんら
かのかたちの信号増幅（例えば、画素ビンニング、電荷キャリア増幅を有するＣＣＤ等）
が提供されなければ、実時間で取得され、処理され、および表示される可能性はない。代
替として、蛍光／蛍光モード動作のために、カメラは、実時間の（低光画像センサ１０４
からの）自動蛍光画像を、参照されたセンサ１０５からの時間平均された画像と結合し得
、または、全ての自動蛍光画像を非実時間モードで提供し得る。

この実施形態のための光信号パスの較正は、画像センサの好ましい選択ための第一の実
施の形態の較正に類似する。この画像センサでは、ＩＣＣＤは、低光画像センサ１０４お
よびＣＣＤは、基準画像センサ１０５である。基準画像センサもＩＣＣＤまたはＥＢＣＣ
Ｄ等の補力されたセンサである場合のために、二つのいセンサのためのゲイン比を記載し
ている式がわずかに異なっている。

上記に言及したように、ＩＣＣＤ（またはＥＢＣＣＤ）画像センサのゲイン／制御電圧
特性は、ほぼ指数関数的であり、下式によって特徴付けられ得る。

ここで、Ｋ_０は、０に設定するゲイン制御を有するＩＣＣＤの全てのゲインであり、Ｇは
、増強装置のゲイン信号、およびｆ_ＩＣＣＤ（Ｇ）＝ａ_１・Ｇ＋ａ_２・Ｇ^２＋ａ_３・Ｇ^３
は、係数ａ_ｉが変化するゲインを有するＩＣＣＤの応答の経験による測定によって決定さ
れた多項式によって近似された擬似関数である。

二つのＩＣＣＤによって、一定に維持されるべきゲイン比は、下記式（２）である。

以前の実施形態に記載されたように、一つの画像センサ（マスター）のゲイン設定Ｇ_{ｆ
ｌｕｏｒ}（またはＧ_ｒｅｆ）は、自動のゲイン制御によって決定される。他の画像センサ
（「スレイブ」）のゲイン設定は、式２を解いて、Ｇ_ｒｅｆ（またはＧ_{ｆｌｏｕｒ}）の適
切な値を見出すことによって決定される。以前に議論されたように、いずれかの画像セン
サが、マスターとして利用され得る。

次に、本発明の第４の実施形態を説明する。第３の実施形態と同様のポイントはいずれ
も理解されたものと仮定して、異なるポイントのみを説明する。

この第４の実施形態では、システムのいずれの局面も、カメラ１００Ｃを除いて、第３
の実施形態の局面と同様である。蛍光内視鏡ビデオシステムのこの実施形態のカメラ１０
０Ｄを図８に示す。第３の実施形態のカメラ１００Ｃと異なる点は、低光画像センサ１０
４を利用して、第１の蛍光画像と基準蛍光画像または反射画像との両方を撮像する点であ
る。

第２の実施形態のビームスプリッタ１０６の構成を用いた場合と同様に、（必要に応じ
て、撮像光学構成要素１１４Ａおよび１１４Ｂを組み合わせた）二色性スプリッタおよび
フィルタアセンブリ１２０の構成は、一次蛍光画像と基準画像との両方を同じ画像平面に
投影する。

二色性ミラーを通る光と、同じ平面内で二色性ミラーで反射した光とを投影するために
、二色性アセンブリ１２０は、図９Ａに示されるように、異なる光路長を補償する直角プ
リズム１３１およびガラスブロック１３２を含み得る。あるいは、図９Ｂに示されるよう
に、二色性アセンブリ１２０は、図４Ｅに示されるビームスプリッタと同様にして構成さ
れる、一部反射面と、完全反射面とを有する複数のプリズムを含み得る。ただし、一部反
射面９５は二色性ミラー面と置き換えられている。別の代替例では、撮像光学構成要素１
１４Ａは、両方の画像が同じ画像平面に投影されるように、撮像光学構成要素１１４Ｂと
異なる。

蛍光／反射率撮像用に図８に示されるカメラを用いた場合、基準反射画像用に用いられ
るフィルタ（例えば、１１４Ｂ）、および、図２の光源フィルタ７６Ｂの透過率は、可能
性のある励起光強度のいずれについても蛍光画像の透過率と同様である。また、第２の実
施形態で説明したのと同様に、低光画像センサ１０４によって変換された画像は、画像プ
ロセッサ６４によって分離され、処理される。その後、その画像は、各画像を異なるモニ
タ色入力に当てはめることによって、ビデオモニタ６６に再度重ね合わせられる。この実
施形態を利用する蛍光内視鏡ビデオシステムは、第２の実施形態において説明されたのと
同様にして較正され、一定の利得比が維持される。

次に、本発明の第５の実施形態を説明する。第１の実施形態と同様のポイントはいずれ
も理解されたものと仮定して、異なるポイントのみを説明する。

この第５の実施形態では、システムのいずれの局面も、カメラ１００Ａを除いて、第１
の実施形態の局面と同様である。蛍光内視鏡ビデオシステムのこの実施形態のカメラ１０
０Ｅを図１０に示す。第１の実施形態のカメラ１００Ａと異なる点は、すべての撮像モー
ドが高感度色画像センサ１０２Ａを利用する点である。第２の実施形態のカメラと異なる
点は、ビームスプリッタが取り除かれており、スペクトルフィルタ１１８および１１９の
必要性がない点である。高感度色画像センサ１０２上の各ピクセル要素は、インテグレイ
テッドフィルタ（典型的には赤色フィルタ、緑色フィルタまたは青色フィルタ）によって
覆われている。これらのフィルタは反射励起光を遮蔽し、蛍光および反射光がピクセル要
素に到達し得る。あるいは、色画像センサ上のフィルタによって励起光を十分遮蔽するこ
とができない場合には、別の青色遮蔽フィルタ１１８’が設けられ得る。青色遮蔽フィル
タ１１８’は、青色波長およびそれよりも短い波長の光を遮蔽し、かつ、緑色波長および
それよりも長い波長の光を透過する長波長パスフィルタである。このような青色遮蔽フィ
ルタ１１８’が利用されると、反射励起光の強度は、ピクセル要素上のインテグレイテッ
ドフィルタが、光感度色画像センサ１０２Ａに達する蛍光および反射光の波長を規定する
にさらに十分なフィルタリング性を提供する点まで低減する。

この実施形態では、一次蛍光画像および反射画像は、画像センサ１０２Ａの同じ領域上
に重ね合わせられるが、個々のフィルタが各ピクセル上に配置されるので、これらの画像
は、異なるセンサピクセルによって検出される。次いで、別の一次蛍光画像信号および反
射画像信号が、１つのＣＣＤ画像信号から画像プロセッサ６４によって生成され得る。

色撮像モードでは、蛍光撮像に利用される場合、青色遮蔽フィルタ１１８’は光路から
取り除かれ、必要に応じて、ガラスブロック１２１が所定の位置に移動される。色画像は
、画像プロセッサ６４によって処理され、ビデオモニタ６６上に表示される。蛍光／反射
撮像モードおよび蛍光／蛍光撮像モードの場合、蛍光画像および反射画像は、画像プロセ
ッサ６４によって処理され、各画像をモニタの異なる色入力に当てはめることによって、
ビデオモニタ６６上で重ね合わせられる。一定の利得比を維持するためにこの実施形態を
較正する方法は、第２の実施形態について説明した方法と同様である。

光源フィルタ７６Ｂまたは７６Ｃ、および、画像センサ１０２Ａと一体化された選択カ
ラーフィルタの両方の反射光の基準光の透過仕様は、色画像センサのアクティブな要素に
おける反射光の強度が、良好な信号対ノイズ特性を有し、目立った飽和のない画像信号に
変換されるように、選択される。同時に、これらのフィルタは、一次蛍光の励起および撮
像に適切な光透過仕様を有する必要がある。フィルタ透過特性は、さらに、画像センサに
おいて一次相対蛍光強度対基準光強度の所望の比が提供されるように選択される必要があ
る。

上述したように、色画像センサを用いて検出される自己蛍光画像は、非常に不明瞭とな
り、その結果、信号増幅の何らかの形態（例えば、ピクセルビニング、電荷担体増幅を用
いたＣＣＤ等）を提供したとしても、この種のセンサを用いて得られる画像をリアルタイ
ムで取得し、処理し、表示することはおそらくできないであろう。あるいは、カメラを用
いて、非リアルタイムモードで自己蛍光を撮像することができる。

理解されるように、上述のカメラの各実施形態は、従来技術に比べて重量が軽い。なぜ
なら、低光画像センサ１０４を１個だけ必要とするためである。このようなセンサは重く
、かさばり、高価である場合が多いので、カメラのサイズおよびコストは大幅に低減する
。さらに、可動ミラーの代わりに固定ビームスプリッタ１０６を用いているので、カメラ
はさらにロバストとなり、価格を下げることができる。

上述したように、光源およびカメラのフィルタは、カメラの撮像モード、検査されるべ
き組織の種類、および／または、検出されるべき前癌状態の組織の種類向けに最適化され
る必要がある。以下に説明されるフィルタはいずれも、標準の市販されている構成要素を
用いてあつらえて入手することができるが、記載される蛍光内視鏡画像モードの場合、透
過の適切な波長範囲、および、所望の透過範囲外を遮蔽する程度がシステムの適切な動作
に重要である。このようなフィルタの仕様における他の問題の重要性（フィルタ材料蛍光
特性および反射防止膜の適切な使用）については理解されている。

図１１〜図１４は、蛍光／反射撮像モードで動作する蛍光内視鏡ビデオシステムにおい
て使用するための好適なフィルタ特性を示す。ここでは、組織の自己蛍光が励起し、撮像
され、かつ、基準反射光が反射され、撮像されている。蛍光内視鏡ビデオシステムの可能
な構成がいくつかある。このシステムは、赤色反射または青色反射のいずれかを伴う緑色
蛍光、および、緑色反射、青色反射または近赤外反射のいずれかを伴う赤色蛍光を含む蛍
光／反射撮像モードで動作する。利用される特定の構成は、対象となる臨床器官およびア
プリケーションに依存する。次に、これら４つの構成のそれぞれについて、フィルタ特性
を説明する。

図１１Ａ〜図１１Ｄは、緑色蛍光および赤色反射の撮像モードの場合のフィルタによっ
て透過された光の好適な成分を示す。図１１Ａは、青色励起光および赤色基準光を生成す
るために用いられる光源フィルタ（例えば、フィルタ７６Ｂ）によって透過される光の成
分を示す。このフィルタは、３７０〜４６０ｎｍの青色波長範囲の光、または、この波長
範囲の任意の集合を透過させる。このフィルタはまた、５９０〜７５０ｎｍの赤色波長範
囲の光、または、この波長範囲の任意の集合を透過させる。赤色波長範囲で透過された光
（またはその範囲の集合）は、青色波長範囲で透過される光の適切な部分光となるように
、システム設計の一部として調整される。この部分光は、十分な蛍光励起状態を維持しつ
つ、同時に、色画像センサに投影された反射基準光の強度をセンサの要件に一致させるた
めの必要性を満たすように選択される。このフィルタによって透過された光のうち０．０
０１％未満の光が、４８０〜５７０ｎｍの緑色波長範囲である（その他、この範囲の所望
の集合はいずれも、以下で説明される緑色蛍光フィルタの透過範囲として特定される）。

図１１Ｂは、緑色蛍光画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクトルフ
ィルタ１１８）によって透過された光の成分を示す。この構成では、フィルタは、青色励
起光および赤色反射光を遮蔽し、４８０〜５７０ｎｍの波長範囲の緑色蛍光またはこの波
長範囲の任意の集合を透過させる。蛍光内視鏡ビデオシステムに上述の光源フィルタ７６
Ｂおよび以下に説明する二色性ミラーとともにこのフィルタを用いた場合、フィルタ特性
は、４８０〜５７０ｎｍの波長範囲外である任意の光（または、この波長範囲の任意の所
望の集合）による、フィルタを透過した光への寄与がわずか０．１％となるようになる。

図１１Ｃは、赤色反射画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクトルフ
ィルタ１１９）によって透過された光の成分を示す。この構成では、フィルタは、青色励
起光および緑色蛍光を遮蔽し、５９０〜７５０ｎｍの波長範囲の赤色反射光またはこの波
長範囲の任意の所望の集合を透過させる。蛍光内視鏡ビデオシステムに上述の光源フィル
タ７６Ｂおよび以下に説明する二色性ミラーとともにこのフィルタを用いた場合、フィル
タ特性は、５９０〜７５０ｎｍの波長範囲外である任意の光（または、この波長範囲の任
意の所望の集合）による、フィルタを透過した光への寄与がわずか０．１％となるように
なる。基準画像センサが、カラーＣＣＤのような色画像センサである場合、センサと一体
化されたカラーフィルタからさらなるフィルタリングを得ることができる。（５９０〜７
５０ｎｍの波長範囲、または、この波長範囲の任意の所望の集合における）帯域透過特性
は、上述した光源フィルタの特性と組み合わせて、色画像センサに投影される反射基準光
の強度をセンサの要件に一致させるための必要性によって決定される。

図１１Ｄは、二色性スプリッタおよびフィルタアセンブリ１２０に用いられ得る種類の
二色性ミラーによって透過された光の成分を示す。二色性ミラーは、好ましくは、５７０
〜５９０ｎｍの範囲の半波高透過率を有する。その二色性ミラーは、短波長を反射し、長
波長を透過し得るか（長パス）、または、短波長を透過し、長波長を反射し得る（短パス
）。上述したように、二色性スプリッタおよびフィルタアセンブリは、図１１Ｂおよび図
１１Ｃに示されるフィルタを組み込み得る。

図１２Ａ〜図１２Ｄは、緑色蛍光および青色反射光の撮像モードの場合のフィルタによ
って透過された光の好適な成分を示す。図１２Ａは、励起光を生成するために用いられる
光源フィルタ（例えば、上述のフィルタ７６Ｂ）によって透過される光の成分を示す。青
色反射光を利用する蛍光／反射撮像モードの場合、撮像された反射光の波長は青色励起波
長範囲内に含まれる。このフィルタは、３７０〜４６０ｎｍの波長範囲の光、または、こ
の波長範囲の任意の集合を透過させるが、赤色波長範囲の任意の光を透過させることを要
さない。このフィルタによって透過された光のうち０．００１％未満の光が、４８０〜５
７０ｎｍの緑色波長範囲である（その他、この範囲の所望の集合はいずれも、以下で説明
される緑色蛍光フィルタの透過範囲として特定される）。

図１２Ｂは、緑色蛍光画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクトルフ
ィルタ１１８）によって透過された光の成分を示す。このフィルタによって透過された光
の成分は、図１１Ｂで説明された光と同じ特性を有する。

図１２Ｃは、青色反射画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクトルフ
ィルタ１１９）によって透過された光の成分を示す。この構成では、フィルタは、緑色蛍
光を遮蔽し、３７０〜４６０ｎｍの波長範囲の青色反射光またはこの波長範囲の任意の所
望の集合を透過させる。このフィルタの透過は、青色反射画像を変換するために用いられ
る画像センサの感度に依存して、多量の反射された青色光がセンサを全滅させないように
、制限する必要がある。蛍光内視鏡ビデオシステムに上述の光源フィルタ７６Ｂおよび以
下に説明する二色性ミラーとともにこのフィルタを用いた場合、フィルタ特性は、３７０
〜４６０ｎｍの波長範囲外である任意の光（または、この波長範囲の任意の所望の集合）
による、フィルタを透過した光への寄与がわずか０．１％となるようになる。基準画像セ
ンサが、カラーＣＣＤのような色画像センサである場合、センサと一体化されたカラーフ
ィルタから、反射された青色光のさらなるフィルタリングを得ることができる。

図１２Ｄは、二色性スプリッタおよびフィルタアセンブリ１２０に用いられ得る種類の
二色性ミラーによって透過された光の成分を示す。二色性ミラーは、好ましくは、４６０
〜４８０ｎｍの範囲の半波高透過率を有する。その二色性ミラーは、短波長を反射し、長
波長を透過し得るか（長パス）、または、短波長を透過し、長波長を反射し得る（短パス
）。上述したように、二色性スプリッタおよびフィルタアセンブリは、図１２Ｂおよび図
１２Ｃに示されるフィルタを組み込み得る。

図１３Ａ〜図１３Ｄは、赤色蛍光および青色反射光の撮像モードの場合のフィルタによ
って透過された光の好適な成分を示す。図１３Ａは、青色励起光を生成するために用いら
れる光源フィルタ（例えば、フィルタ７６Ｂ）によって透過される光の成分を示す。この
フィルタは、３７０ｎｍ〜４６０ｎｍの波長範囲の光、または、この範囲である波長の任
意の集合を透過させる。このフィルタによって透過された光のうち０．００１％未満の光
が、５９０〜７５０ｎｍの赤色蛍光撮像波長範囲である（その他、この範囲の所望の集合
はいずれも、以下で説明される赤色蛍光フィルタの透過範囲として特定される）。

図１３Ｂは、赤色蛍光画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクトルフ
ィルタ１１８）によって透過された光の成分を示す。この構成では、フィルタは、青色励
起光を遮蔽し、５９０〜７５０ｎｍの波長範囲の赤色蛍光またはこの波長範囲の任意の集
合を透過させる。蛍光内視鏡ビデオシステムに上述の光源フィルタ７６Ｂおよび以下に説
明する二色性ミラーとともにこのフィルタを用いた場合、フィルタ特性は、５９０〜７５
０ｎｍの波長範囲外である任意の光（または、この波長範囲の任意の所望の集合）による
、フィルタを透過した光への寄与がわずか０．１％となるようになる。

図１３Ｃは、青色蛍光像を撮像するカメラフィルタ（例えば、スペクトルフィルタ１１
９）によって透過された光の成分を示す。このフィルタによって透過された光の成分は、
図１２Ｃで説明された光と同じ特徴を有する。

図１３Ｄは、赤色蛍光と青色反射光とを分離する二色性スプリッタおよびフィルタアセ
ンブリ１２０に用いられ得る種類の二色性ミラーによって透過された光の成分を示す。二
色性ミラーは、好ましくは、４６０〜５９０ｎｍの範囲の半波高透過率を有する。その二
色性ミラーは、短波長を反射し、長波長を透過し得るか（長パス）、または、短波長を透
過し、長波長を反射し得る（短パス）。上述したように、二色性スプリッタおよびフィル
タアセンブリは、図１３Ｂおよび図１３Ｃに示されるフィルタを組み込み得る。

図１４Ａ〜図１４Ｄは、赤色蛍光および緑色反射光の撮像モードの場合のフィルタによ
って透過された光の好適な成分を示す。図１４Ａは、励起光を生成するために用いられる
光源フィルタ（例えば、上述のフィルタ７６Ｂ）によって透過される光の成分を示す。こ
のフィルタは、３７０〜４６０ｎｍの青色波長範囲の光、または、この波長範囲の任意の
集合を透過させる。このフィルタはまた、４８０〜５７０ｎｍの緑色波長範囲の光、また
は、この波長範囲の任意の集合を透過させる。緑色波長範囲で透過された光（またはその
範囲の集合）は、青色波長範囲で透過される光の適切な部分光となるように、システム設
計の一部として調整される。この部分光は、十分な蛍光励起状態を維持しつつ、同時に、
色画像センサに投影された反射基準光の強度をセンサの要件に一致させるための必要性を
満たすように選択される。このフィルタによって透過された光のうち０．００１％未満の
光が、５９０〜７５０ｎｍの赤色波長範囲である（その他、この範囲の所望の集合はいず
れも、以下で説明される赤色蛍光フィルタの透過範囲として特定される）。

図１４Ｂは、赤色蛍光画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクトルフ
ィルタ１１８）によって透過された光の成分を示す。この構成では、フィルタは、青色励
起光および緑色反射光を遮蔽し、５９０〜７５０ｎｍの波長範囲の赤色蛍光またはこの波
長範囲の任意の集合を透過させる。蛍光内視鏡ビデオシステムに上述の光源フィルタ７６
Ｂおよび以下に説明する二色性ミラーとともにこのフィルタを用いた場合、フィルタ特性
は、５９０〜７５０ｎｍの波長範囲外である任意の光（または、この波長範囲の任意の所
望の集合）による、フィルタを透過した光への寄与がわずか０．１％となるようになる。

図１４Ｃは、緑色反射画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクトルフ
ィルタ１１９）によって透過された光の成分を示す。この構成では、フィルタは、青色励
起光および赤色蛍光を遮蔽し、４８０〜５７０ｎｍの波長範囲の緑色反射光またはこの波
長範囲の任意の所望の集合を透過させる。（４８０〜５７０ｎｍの波長範囲、または、こ
の波長範囲の任意の所望の集合における）帯域透過特性は、上述した光源フィルタの特性
と組み合わせて、色画像センサに投影される反射基準光の強度をセンサの要件に一致させ
るための必要性によって決定される。蛍光内視鏡ビデオシステムに上述の光源フィルタ７
６Ｂおよび以下に説明する二色性ミラーとともにこのフィルタを用いた場合、フィルタ特
性は、４８０〜５７０ｎｍの波長範囲外である任意の光（または、この波長範囲の任意の
所望の集合）による、フィルタを透過した光への寄与がわずか０．１％となるようになる
。

図１４Ｄは、赤色蛍光と緑色反射光とを分離する二色性スプリッタおよびフィルタアセ
ンブリ１２０に用いられ得る種類の二色性ミラーによって透過された光の成分を示す。こ
のフィルタによって透過された光の成分は、図１１Ｄで説明された光と同じ特徴を有する
。

図１５Ａ〜図１５Ｄは、赤色蛍光および近赤外線反射撮像モードの場合のフィルタによ
って透過された光の好適な成分を示す。図１５Ａは、励起光を生成するために用いられる
光源フィルタ（例えば、上述のフィルタ７６Ｂ）によって透過される光の成分を示す。こ
のフィルタは、３７０〜４６０ｎｍの青色波長範囲の光、または、この波長範囲の任意の
集合を透過させる。このフィルタはまた、７００〜８５０ｎｍの近赤外線波長範囲の光、
または、この波長範囲の任意の集合を透過させる。近赤外線波長範囲で透過された光（ま
たはその範囲の集合）は、青色波長範囲で透過される光の適切な部分光となり、十分な蛍
光励起状態を維持しつつ、同時に、色画像センサに投影された反射基準光の強度をセンサ
の要件に一致させるための必要性を満たすように、システム設計の一部として調整される
。このフィルタによって透過された光のうち０．００１％未満の光が、５９０〜７００ｎ
ｍの赤色波長範囲である（その他、この範囲の所望の集合はいずれも、以下で説明される
赤色蛍光フィルタの透過範囲として特定される）。

図１５Ｂは、赤色蛍光画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクトルフ
ィルタ１１８）によって透過された光の成分を示す。この構成では、フィルタは、青色励
起光および近赤外線反射光を遮蔽し、５９０〜７００ｎｍの波長範囲の赤色蛍光またはこ
の波長範囲の任意の集合を透過させる。蛍光内視鏡ビデオシステムに上述の光源フィルタ
７６Ｂおよび以下に説明する二色性ミラーとともにこのフィルタを用いた場合、フィルタ
特性は、５９０〜７００ｎｍの波長範囲外である任意の光（または、この波長範囲の任意
の所望の集合）による、フィルタを透過した光への寄与がわずか０．１％となるようにな
る。

図１５Ｃは、近赤外線反射画像を撮像するための、カメラフィルタ（例えば、スペクト
ルフィルタ１１９）によって透過された光の成分を示す。この構成では、フィルタは、青
色励起光および赤色蛍光を遮蔽し、７００〜８５０ｎｍの波長範囲の近赤外線反射光また
はこの波長範囲の任意の所望の集合を透過させる。（７００〜８５０ｎｍの波長範囲、ま
たは、この波長範囲の任意の所望の集合における）帯域透過特性は、上述した光源フィル
タの特性と組み合わせて、色画像センサに投影される反射基準光の強度をセンサの要件に
一致させるための必要性によって決定される。蛍光内視鏡ビデオシステムに上述の光源フ
ィルタ７６Ｂおよび以下に説明する二色性ミラーとともにこのフィルタを用いた場合、フ
ィルタ特性は、７００〜８５０ｎｍの波長範囲外である任意の光（または、この波長範囲
の任意の所望の集合）による、フィルタを透過した光への寄与がわずか０．１％となるよ
うになる。

図１５Ｄは、赤色蛍光と近赤外線反射光とを分離する二色性スプリッタおよびフィルタ
アセンブリ１２０に用いられ得る種類の二色性ミラーによって透過された光の成分を示す
。二色性ミラーは、好ましくは、６９０〜７１０ｎｍの範囲の半波高透過率を有する。そ
の二色性ミラーは、短波長を反射し、長波長を透過し得るか（長パス）、または、短波長
を透過し、長波長を反射し得る（短パス）。上述したように、二色性スプリッタおよびフ
ィルタアセンブリは、図１５Ｂおよび図１５Ｃに示されるフィルタを組み込み得る。

図１６Ａ〜１６Ｄは、緑色蛍光および近赤外反射画像化モード（ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃ
ｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｍｏｄｅ）用のフィルタにより透過される光の好適な組成を図示す
る。図１６Ａは、励起光を生成するために用いられる、上述のフィルタ７６Ｂ等の光源フ
ィルタにより透過される光の組成を図示する。このフィルタは、３７０〜４６０ｎｍの範
囲の青色波長、または、この範囲の波長の任意のサブセットの光を透過する。このフィル
タは、さらに、７００〜８５０ｎｍの範囲の近赤外波長、または、この範囲の波長の任意
のサブセットの光を透過する。近赤外波長範囲（または、この範囲のサブセット）で透過
される光は、システム設計の部分として、青色波長範囲で透過される光の適切なフラクシ
ョンになるように調整され、十分な蛍光励起（ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｅｘｃｉｔａ
ｔｉｏｎ）を維持すること同時に、カラー画像センサ上に投影された反射基準光の強度を
センサの要求に適合させることが必要であり、これを満たす。このフィルタによって透過
される光の０．００１％未満が、４８０〜５７０ｎｍの範囲の緑色蛍光映像波長（または
この範囲の所望のサブセットのいずれも、後述される赤色蛍光フィルタの透過範囲として
規定される）である。

図１６Ｂは、特殊フィルタ１１８等のカメラフィルタにより透過される光の組成を示す
。この構成において、フィルタは、青色励起光および近赤外反射光を阻止し、他方、４８
０〜５７０ｎｍの波長範囲、または、この範囲の波長の任意のサブセットの緑色蛍光光を
透過する。上述の光源フィルタ７６Ｂおよび後述の２色性ミラーを有する蛍光内視鏡映像
システムにおいて用いられる場合、フィルタ特性は、４８０〜５７０ｎｍの範囲外の波長
の任意の光、または、この範囲の波長の任意の所望のサブセットが、フィルタによって透
過される光の０．１％未満にすぎないというものである。

図１６Ｃは、近赤外反射画像を画像化するための、フィルタ１１９等のカメラフィルタ
によって透過される光の組成を示す。この構成において、フィルタは、青色励起光および
緑色蛍光光を阻止し、他方、７００〜８５０ｎｍの波長範囲、または、この範囲の波長の
任意の所望のサブセットの近赤外反射光を透過する。（７００〜８５０ｎｍの波長範囲、
または、この範囲の波長の任意の所望のサブセットの）帯域内透過特性は、上述の光源フ
ィルタの特性と組合せて、カラー画像センサ上に投影された反射基準光の強度をセンサの
要求に適合させることが必要か否かによって決定される。上述の光源フィルタ７６Ｂおよ
び後述の２色性ミラーを有する蛍光内視鏡映像システムにおいて用いられる場合、フィル
タ特性は、７００〜８００ｎｍの波長範囲外の任意の光、またはこの範囲の波長の任意の
所望のサブセットが、フィルタによって透過される光の０．１％未満にすぎないというも
のである。

図１６Ｄは、緑色蛍光および近赤外反射率を分割する２色性スプリッタおよびフィルタ
アセンブリ１２０において用いられ得るような２色性ミラーによって透過される光の組成
を示す。２色ミラーは、好適には、５９０〜６６０ｎｍの範囲の半最大（ｈａｌｆ−ｍａ
ｘｉｍｕｍ）の透過率を有する。これは、より短い波長を反射し、より長い波長を透過し
得るか（ロングパス）、またはより短い波長を透過し、より長い波長を反射し得る（ショ
ートパス）。上述のように、２色スプリッタおよびフィルタアセンブリは、図１６Ｂおよ
び図１６Ｃに示されるフィルタを組み込み得る。

図１７Ａ〜１７Ｄは、励起および画像化される組織自己蛍光が２つのスペクトル帯域に
分割される、蛍光／蛍光画像モードにて動作する蛍光内視鏡映像システムにおいて用いる
フィルタによって透過される光の好適な組成を図示する。

図１７Ａは、システム光源において励起を生成するために用いられる、フィルタ７６Ｃ
等のフィルタによって透過される光の組成を図示する。このフィルタは、３７０〜４６０
ｎｍの波長範囲、または、この範囲の任意の波長の任意のサブセットの光を透過する。こ
のフィルタによって透過される光の０．００１％未満が、４８０〜７５０ｎｍ（または、
この範囲の所望のサブセットのいずれも、後述の１次フィルタおよび基準蛍光画像フィル
タの規定透過率の範囲内である）の蛍光画像帯域内にある。

図１７Ｂは、１次蛍光画像を画像化するための、フィルタ１１８等のカメラフィルタに
よって透過される光の組成を示す。この構成において、フィルタは、励起光および赤色蛍
光を阻止し、他方、４８０〜５７０ｎｍの波長範囲にて緑色蛍光光、または、この範囲の
波長の任意のサブセットを透過する。上述の光源フィルタ７６Ｃおよび後述の２色性ミラ
ーを有する蛍光内視鏡映像システムにおいて用いられる場合、フィルタ特性は、４８０〜
５７０ｎｍの波長範囲外の任意の光、または、この範囲の波長の任意の所望のサブセット
が、フィルタによって透過される光の０．１％未満にすぎないというものである。

図１７Ｃは、フィルタ１１９等の基準蛍光画像を画像化するカメラフィルタによって透
過される光の組成を示す。この構成において、フィルタは、励起光および緑色蛍光光を阻
止し、他方、５９０〜７５０ｎｍの波長範囲の赤色蛍光光、または、この範囲の波長の任
意のサブセットを透過する。上述の光源フィルタ７６Ｃおよび後述の２色性ミラーを有す
る蛍光内視鏡映像システムにおいて用いられる場合、フィルタ特性は、５９０〜７５０ｎ
ｍの波長範囲外の任意の光、または、この範囲の任意の所望のサブセットが、フィルタに
よって透過される光の０．１％未満にすぎないというものである。

図１７Ｄは、２色性スプリッタおよびフィルタアセンブリ１２０において用いられ得る
ような２色性ミラーによって透過される光の組成を示す。２色性ミラーは、好適には、５
７０〜５９０ｎｍの範囲の半最大の透過率を有する。これは、より短い波長を反射し、よ
り長い波長を透過し得るか（ロングパス）、または、より短い波長を透過し、より長い波
長を反射し得る（ショートパス）。

図１８に、第５の実施形態に記載され、図１０に示すようなカメラにおいて、青色光を
遮蔽するために用いられるフィルタ１１８’によって伝送される光の組成を示す。フィル
タは、４８０〜７５０ｎｍの範囲内、または、この範囲内の光の波長の任意のサブセット
で、光を伝送する。このフィルタによって伝送される光のうち、０．００１％未満が、３
７０〜４６０ｎｍの蛍光励起帯内に含まれる（あるいは、所望のこの範囲内のサブセット
が何であっても、上記の光源フィルタの特定の伝送範囲内に含まれる）。

上記の実施形態に記載の蛍光内視鏡検査ビデオシステムは、内生組織蛍光の撮像に対し
て最適化されてきた。しかし、システムは、この用途に限定されず、光線力学的診断（Ｐ
ＤＤ）用途にも用いられ得る。上述したように、ＰＤＤ用途は、早期ガンの疑いがある組
織に優先的に蓄積する光反応性薬物を利用する。このような薬物の有効なバージョンは、
現在、開発段階にあるので、本発明は、このような薬物に対して最適化されたフィルタ特
性を特定していない。しかし、光源およびカメラフィルタの適切な組合せを用いることに
よって、本明細書中に記載の蛍光／蛍光または蛍光／反射撮像モードのいずれかで動作し
ている蛍光内視鏡検査ビデオシステムが、このような薬物からの蛍光を撮像するように用
いられ得る。

次に、一貫した撮像性能を維持する機能を含む蛍光内視鏡検査ビデオシステムのある局
面を説明する。上述したように、蛍光内視鏡検査ビデオシステムの光信号応答は、較正を
必要とする。この較正を確認し、維持する機能は、臨床上有効な性能にとって重要である
。

図１９は、自己較正プロセスに関係する、関連システム部品のブロック図である。光源
５２からの光は、内視鏡６０の照明ガイド５４に供給され、既知の蛍光および反射特性を
有する蛍光／反射ターゲット５９に向けられる。撮像モードに依存して、ターゲット５９
からの蛍光および反射光は、カメラ１００への内視鏡の画像ガイド５６を通じて収集され
、伝送される。カメラ１００は、蛍光／反射または蛍光／蛍光モードで動作しているが、
画像を、別々の電気信号に、スペクトル的に分割し、変換する。その後、電気信号は、画
像プロセッサ／コントローラ６４において、デジタル化される。画像プロセッサ／コント
ローラ６４は、これらのデジタル化された画像信号の大きさを、画像グレーレベルで、定
量化する。空間的平均化および時間的平均化を用いることによって、信号応答の定量化さ
れた値における誤差は、１％未満に低減され得る。その後、画像プロセッサ／コントロー
ラ６４は、ターゲットの既知の特性を、定量化された信号応答と比較して、以前に記述し
たゲイン比を所望の定数値に調節する。この調節は、システムとともに用いられている異
なる内視鏡の伝送特性におけるばらつき、およびシステムの信号応答の時間の経過ととも
に起きる変化などの要素に依存して、ターゲット５９と画像プロセッサ／コントローラ６
４との間の信号経路における変形に関して補償する。このような自己較正は、ゲイン比が
、蛍光画像において、早期ガンの疑いがある組織が、通常の組織とははっきり異なる色で
見えるような値に設定されることを確実にする。この自己較正は、全ての内視鏡検査の前
に実行され得る。

この方法は、標準的なカメラシステムの色応答を調節するために用いられる現行の方法
に類似するが、このような技術は、以前は、マルチスペクトル蛍光または蛍光／反射内視
鏡には適用されていなかった。この方法は、光源からの光に対する、適切な既知の蛍光お
よび反射応答を提供する基準ターゲット５９を用いる。

適切な蛍光および反射特性を有する任意の適切な物体が、基準ターゲットとして用いら
れ得る。例えば、このような基準ターゲット５９は、蛍光染料および光散乱材料を液体に
混合することによって作成され得る。用いられる液体は、光学窓を有する容器に封入され
た溶質（例えば、メタノール）であってもよいし、あるいは、硬化して固体を形成する液
体（例えば、エポキシ）であってもよい。用いられる染料は、利用される液体に適切に溶
解する必要がある。ターゲット５９の蛍光スペクトルおよび輝度は、ターゲットに含まれ
る蛍光染料（単数または複数）の選択および濃度によって制御される。蛍光染料は、光源
５２によって放出される光が、特定の撮像モードに対応する、上記のカメラフィルタによ
って規定される、緑および／または赤の周波数帯の蛍光の光を励起するように選択される
必要がある。蛍光染料は、経時的に安定し、著しい光退色を受けない必要がある。このよ
うな蛍光染料の１つとして、Ｃｏｕｍａｒｉｎ＃５４０Ａがある。ターゲットにおける蛍
光染料の濃度は、放出された蛍光の光が、特定の臨床的に用いられるゲイン設定値で、ま
たは、その近傍で、中域信号振幅を生成するように選択される。

ターゲットの反射特性は、ターゲットに加えられる散乱材料のタイプおよび濃度によっ
て、制御される。散乱材料のタイプは、特定の蛍光／反射撮像モードに対応する、上記の
カメラフィルタによって規定される周波数帯の反射光の反射率が良好になるように選択さ
れる。ターゲット内の散乱材料の濃度は、反射された基準光が、特定の臨床的に用いられ
るゲイン設定値で、または、その近傍で、中域信号振幅を生成するように選択される。

適切な蛍光および反射特性を有する基準ターゲットが作成された後、これらの特性は、
蛍光分光法および反射分光法を用いて、検証され、確認される。

次に、通常の組織と早期ガンの疑いがある組織との間の、知覚された色における対照が
、画像プロセッサ／コントローラ６４においてデジタル化された画像信号に適用される対
照強調アルゴリズムによって強調される、蛍光内視鏡検査ビデオシステムの他の局面を説
明する。

蛍光内視鏡検査ビデオ画像において、通常の組織と早期ガンの疑いがある組織との間の
対照は、典型的には、対応する基準信号の低減に一致しない、疾病に関連する蛍光信号の
低減の結果である。従って、このような画像領域は、画像の輝度の低減と色の変更との組
合せによって特徴付けられる。このような比較的暗い画像領域において、障害の疑いがあ
る部分と周りの通常の組織との色の差は、識別が困難であり得る。医師がこれらの微妙な
色の変化を検出するときに役立つため、本発明は、通常の組織と早期ガンの疑いがある組
織との対照を強調する方法をも含む。この方法は、画像プロセッサ／コントローラ６４に
よって、デジタル化された蛍光／反射（または蛍光／蛍光）画像信号に適用され、上記の
蛍光内視鏡検査ビデオシステムの全ての実施形態において利用され得るソフトウェアアル
ゴリズムを含む。

コントラスト増強方法は、ピクセル特性の関数として（おそらく、近傍のピクセル特性
の関数として）、表示される蛍光ビデオ画像におけるピクセルの色および輝度を変化させ
る。アルゴリズムは、多数の要素からなる。第１に、アルゴリズムは、基準画像の輝度と
蛍光画像の輝度との割合などの特性を判断することによって、ピクセルごとに画像を特徴
付ける。アルゴリズムは、さらに、対象となるピクセルを含む領域内の色と関連する空間
的な質感（ｓｐａｔｉａｌ ｔｅｘｔｕｒｅ）などの他の特性によって、画像を特徴付け
得る。第２のステップにおいて、アルゴリズムは、ピクセル特性値のテストを行う。この
テストは、ピクセル特性値が特定の指定された範囲内にあるかどうかを判断する。最終的
には、関数（その値はテストの結果による）が適用されて、ピクセル表示特性が変化させ
られる。この関数は、ピクセル（その特徴付けられた特性値は特定の範囲内にある）の特
性を変化させる。これらのピクセルは、表示されるビデオ画像において、指定された範囲
内にある特徴付けられた特性値を有さないピクセルからより簡単に区別されるように、そ
の特性を変化させられる。早期癌に対応するピクセル特性値を選択するテストを選択する
ことによって、通常組織と早期癌を示唆する組織との間のコントラストが増強され得る。

全体のアルゴリズムについて、より詳細に説明する。第１のステップは、ピクセル特性
を数量化することである。早期癌を有する組織領域からの蛍光において、典型的に、輝度
が減少し、かつ、色が変化する場合、輝度および色は、このような領域を識別するために
用いられ得るピクセル特性である。上記の実施形態において説明されたような二重画像感
知システムにおいて、アルゴリズムは、蛍光画像の輝度、基準画像の輝度（反射率または
蛍光）、またはこれらのいくつかの組み合わせを測定し得る。基準および蛍光画像が、蛍
光スペクトルの異なる部分（波長バンド）において獲得されるため、ピクセルの色は、基
準画像の輝度と蛍光画像の輝度との割合によって特徴付けられ得る。

さらに、他のピクセル特性も、早期癌の疑いのある組織を特徴付けるために有用であり
得る。色の空間的な質感は、このような特性であり得る。色の質感を特徴付ける１つの手
段は、対象となるピクセルを含む規定の大きさの領域内のピクセルに関して、基準画像の
輝度と蛍光画像の輝度との割合の平均および標準偏差を計算することである。この割合の
標準偏差は、対象となるピクセルと関連し得る色の質感の尺度を提供する。色の質感を特
徴付ける別の方法は、対象となるピクセルを含む規定の大きさの領域内の色の割合の二次
元フーリエ変換を計算することである。他のピクセルまたは早期癌の疑いのある組織をユ
ニークに特徴付けるピクセル近傍特性は、同様の技術を用いて数量化され得る。

アルゴリズムにおける次のステップは、ピクセル特性の値のテストを行うことである。
このようなテストは、一次元または多次元であり得る。例えば、このようなテストは、１
つのピクセル特性（例えば、基準画像輝度と蛍光画像輝度との割合が所定の範囲内にある
かどうか）の値にのみに基づき得る、あるいは、いくつかのピクセル特性（例えば、この
割合が所定の範囲内にあるかどうか、基準輝度が規定の範囲内にあるかどうか、および、
色の質感が所定の範囲内にあるかどうか）の値の組み合わせに基づき得る。

テストの後、テストの結果による関数が、ピクセルの特性に適用される。このような関
数は、テストの結果に基づいて、１つ以上のピクセル特性を変化させる。この関数は、表
示されるビデオ画像の蛍光および基準の両方の画像構成要素に作用し得る、または、その
一方にのみ作用し得る。この関数は、線形または非線形であり得る。

上記のタイプの蛍光内視鏡検査システムのコントラスト増強アルゴリズムの３つの実施
形態について説明する。

蛍光内視鏡検査システムのコントラスト増強アルゴリズムの第１の実施形態は、図２０
によって最適に説明される。この図は、それぞれのピクセルの特性に適用されるテストお
よび対応の関数を示す。この図の縦軸は、関数３０２（デジタル化された画像信号に適用
されるべき相対利得）を表す。一次蛍光画像信号および基準（反射率または蛍光）信号に
個別の利得が適用される。横軸は、ピクセル特性３０４の値を表す。この実施形態におい
て、ピクセル特性３０４は、基準（反射率または蛍光）画像信号（輝度）と一次蛍光画像
信号との割合である。

図２０に示す例において、一次蛍光画像信号に適用される利得は１つである。基準（反
射率または蛍光）画像信号に適用される利得は、この割合が区切点３０６および３０８に
よって規定される範囲内にある場合、増加する。図に示すように、基準（反射率または蛍
光）画像信号に適用される利得関数は、区切点３０６まで一定値を有する。この利得は、
次いで、区切点３１０まで線形に増加し、別の区切点３１２まで線形に続き、区切点３０
８まで線形に減少し、その後一定であり続ける。横軸上の区切点の位置および全ての区切
点における利得関数値は、蛍光内視鏡検査ビデオシステムのオペレータによって調整され
得る。

蛍光内視鏡検査ビデオシステムが上記のように適切に較正される場合、早期癌の疑いの
ある組織からの蛍光および反射率画像信号によって、特定の範囲内の割合値が一貫してか
つユニークに生成されることが明らかである。オペレータは、この範囲の両極端に配置さ
れるように、利得区切点３０６および３０８を選択し得、従って、早期癌の疑いのある組
織に対応する割合値の全体の範囲にわたって、基準反射率（または蛍光）信号に利得を適
用し得る。

上述のとおり、処理された一次蛍光画像信号、および処理された基準（反射率または蛍
光）信号は、単一の多重画像（ｓｉｎｇｌｅ ｓｕｐｅｒｉｍｐｏｓｅｄ ｉｍａｇｅ）
の異なる色成分としてカラービデオモニタ６６に入力される。説明されたような基準（反
射率または蛍光）信号に対して利得関数を選択的に適用することにより、基準信号は多重
画像の色に対して大きく寄与し、通常組織の画素と早期癌の疑いがある組織の画素との間
の色のコントラストが高まる。

なお、図２０に示す区分的線形関数が任意の類似した関数（必ずしも線形である必要は
ない）と置き換えられても、コントラストが比較できる程度に強調され得る。

次に、コントラスト強調アルゴリズムの第２の実施形態を説明する。第１の実施形態と
の類似点は全て理解されるものと想定し、異なる点のみを説明する。

蛍光内視鏡システム用のコントラスト強調アルゴリズムの第２の実施形態では、第１の
実施形態で説明されたピクセル特性に影響を及ぼす、テストおよび関数に加えて、第２の
さらなるテストおよび関数が適用される。さらなるテスト要素および関数を図２１を用い
て示す。図中の縦軸は、デジタル化された画像信号に適用される関数（相対利得３２２）
を表わす。個別の利得関数が、一次蛍光画像信号、および基準（反射率または蛍光）信号
に適用される。横軸は、一次蛍光画像信号の強度、または基準（反射率または蛍光）信号
の強度、もしくはこれらの二次元的な組合せのいずれかである、ピクセル特性３２４の値
を表わす。

蛍光画像信号に適用される利得関数は１である。基準画像信号に適用される利得は、区
切り点３２６の上側から区切り点３３０へと線形に減少する。次いで、区切り点３３０を
越えて、区切り点３２８へと線形に減少する。区切り点３２８を越えると、利得関数は一
定である。本実施形態では、図２０および図２１の両方によって示される、テストおよび
関数が順次適用され、その結果、２つ以上の利得率のセットが適用される。最終的な結果
として、２つ以上の個別のテストに続いて適用される２つ以上の乗法因子によって、当該
ピクセルの輝度値が修正される。本実施形態は、前述した多重パラメータテストの一例で
ある。第１の実施形態と同様に、オペレータが、図２０に示す利得率区切り点を選択し得
る。オペレータはまた、利得率区切り点３２６、３２８、および３３０を、それらに関連
づけられた利得値とともに選択し得る。また、第１の実施形態で説明されたように、図２
０および図２１に示す区分的線形関数が、任意の類似した関数（必ずしも線形である必要
はない）により置き換えられる場合、比較できる程度にコントラストが強調され得る。

次に、コントラスト強調アルゴリズムの第３の実施形態を説明する。第１の実施形態と
の類似点は全て理解されるものと想定し、異なる点のみを説明する。

蛍光内視鏡システム用のコントラスト強調アルゴリズムの第３の実施形は、第１の実施
形態で用いられた線形利得関数が非線形関数と置き換えられることを除いて、第１の実施
形態と同様である。図２２は、各ピクセルの特性に適用されるテストを示す。この図は、
縦軸が利得を表わす代わりに、中間パラメータＱ３４０を表わすことを除いて、図２０と
同様である。横軸は、ピクセル特性３０４の値を表わす。本実施形態では、ピクセル特性
３０４は、所与の画素に関する、基準（反射率または蛍光）画像信号値と一次蛍光画像信
号値の比率である。パラメータＱは、各ピクセルに適用される利得を式３によって計算す
るために用いられる。

ここで、Ｆ（γ_ｉｎ）は利得であり、γ_ｉｎは画像信号値であり、γ_ｍａｘは最大可能画
像信号値である。

本実施形態では、一次蛍光画像信号のＱの値は、全ての（基準画像信号値と蛍光画像信
号の）比率の値に関して１である。結果として、上記の式から算出され、一次蛍光画像信
号に適用される利得もまた１である。

基準画像信号のＱの値は、（基準画像信号値と蛍光画像信号の）比率が区切り点３０６
および３０８によって規定される範囲内にあるときに増加する。図示するように、Ｑの値
は、区切り点３１０へと線形に増加し、続いて、別の区切り点３１２へと線形に増加し、
区切り点３０８へと線形に減少し、それを超えると一定となるが、それ以前に、区切り点
３０２までに一定の値を有する。横軸上の区切り点の位置、および全ての区切り点の利得
率は、蛍光内視鏡ビデオシステムのオペレータにより調節され得る。

Ｑの値を用いて、利得関数が基準画像信号の各ピクセルごとに算出される。Ｑの値が１
よりも大きい場合、利得が適用されている基準画像信号の値は、Ｑの値の増加とともに非
線形に増加する。基準画像信号に適用される利得は、より小さな基準画像信号値に対して
より大きくなる。このテストおよび関数の最終的な結果として、結果的に得られるコント
ラストの強調が、基準画像信号値と一次蛍光画像信号値の比率、および基準画像信号値の
両方に依存する。

図２２に示す区分的線形関数が任意の類似した関数（必ずしも線形である必要はない）
と置き換えられる場合、比較できる程度にコントラストが強調され得る。

本発明の好適な実施形態を示し説明したが、種々の変更が本発明の範囲から逸脱するこ
となくなされ得ることが理解される。よって、本発明の範囲は、特許請求の範囲およびそ
の等価物により判断されることを企図する。

図１Ａは、本発明の実施形態による蛍光内視鏡ビデオシステムのブロック図である。 図１Ｂは、本発明の実施形態による蛍光内視鏡ビデオシステムのブロック図である。 図２は、本発明の別の局面によるマルチモードの光源のブロック図である。 図３Ａは、コリメーションおよび画像光学機器の適切な配置と共に、本発明によるカラー、蛍光／反射画像、および／または蛍光／蛍光画像を得ることができるカメラの好適な実施形態を示す。 図３Ｂは、コリメーションおよび画像光学機器の適切な配置と共に、本発明によるカラー、蛍光／反射画像、および／または蛍光／蛍光画像を得ることができるカメラの好適な実施形態を示す。 図３Ｃは、コリメーションおよび画像光学機器の適切な配置と共に、本発明によるカラー、蛍光／反射画像、および／または蛍光／蛍光画像を得ることができるカメラの好適な実施形態を示す。 図４Ａは、カメラの多くのビームスプリッターの配置を示す。 図４Ｂは、カメラの多くのビームスプリッターの配置を示す。 図４Ｃは、カメラの多くのビームスプリッターの配置を示す。 図４Ｄは、カメラの多くのビームスプリッターの配置を示す。 図４Ｅは、カメラの多くのビームスプリッターの配置を示す。 図５は、本発明によるカメラの第２の実施形態を示す。 図６は、本発明によるカメラの第３の実施形態を示す。 図７Ａは、スペクトルのスプリッターおよびフィルタアセンブリの配置を示す。 図７Ｂは、スペクトルのスプリッターおよびフィルタアセンブリの配置を示す。 図７Ｃは、スペクトルのスプリッターおよびフィルタアセンブリの配置を示す。 図７Ｄは、スペクトルのスプリッターおよびフィルタアセンブリの配置を示す。 図８は、本発明によるカメラの第４の実施形態を示す。 図９Ａは、同じ画像プレートに画像を伝搬し得るスペクトルのスプリッターおよびフィルタリングの例を示す。 図９Ｂは、同じ画像プレートに画像を伝搬し得るスペクトルのスプリッターおよびフィルタリングの例を示す。 図１０は、本発明によるカメラの第５の実施形態を示す。 図１１Ａは、緑色蛍光および赤色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１１Ｂは、緑色蛍光および赤色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１１Ｃは、緑色蛍光および赤色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１１Ｄは、緑色蛍光および赤色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１２Ａは、緑色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１２Ｂは、緑色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１２Ｃは、緑色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１２Ｄは、緑色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１３Ａは、赤色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１３Ｂは、赤色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１３Ｃは、赤色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１３Ｄは、赤色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１４Ａは、赤色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１４Ｂは、赤色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１４Ｃは、赤色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１４Ｄは、赤色蛍光および青色反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１５Ａは、赤色蛍光および近赤外反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１５Ｂは、赤色蛍光および近赤外反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１５Ｃは、赤色蛍光および近赤外反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１５Ｄは、赤色蛍光および近赤外反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１６Ａは、緑色蛍光および近赤外反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１６Ｂは、緑色蛍光および近赤外反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１６Ｃは、緑色蛍光および近赤外反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１６Ｄは、緑色蛍光および近赤外反射光を用いる蛍光／反射画像のフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１７Ａは、蛍光／蛍光画像で使用するフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１７Ｂは、蛍光／蛍光画像で使用するフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１７Ｃは、蛍光／蛍光画像で使用するフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１７Ｄは、蛍光／蛍光画像で使用するフィルタおよび二色性スプリッタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１８は、内蔵選択的フィルタでカラー画像センサを使用する蛍光／反射画像または蛍光／蛍光画像の青色遮断フィルタの現在好適な伝搬特性を示すグラフである。 図１９は、本発明の別の局面による蛍光内視鏡ビデオシステムのカラー較正を実行するためのシステムのブロック図である。 図２０は、本発明の別の局面による癌の可能性のある組織を強調するように使用され得るコントラスト増強テストおよび機能を示すグラフである。 図２１は、本発明の別の局面による癌の可能性のある組織を強調するように使用され得るコントラスト増強テストおよび機能を示すグラフである。 図２２は、本発明の別の局面による癌の可能性のある組織を強調するように使用され得るコントラスト増強テストおよび機能を示すグラフである。

Claims (16)

1. 蛍光内視鏡検査映像システムであって、
   白色光、蛍光励起光、又は、基準反射光を含む蛍光励起光を生成するマルチモード光源と、
   組織サンプルを照明して、前記組織によって投影される反射光又は蛍光を集光するように、前記光源からの光を患者に向けるための内視鏡と、
   前記内視鏡によって集光された光を受け取るように配置されたカメラであって、
   統合されたカラーフィルタを持つカラー画像センサと、
   低光画像センサと、
   基準画像センサと、
   前記内視鏡から受け取られた光を少なくとも２つのビームに分割し、前記少なくとも２つのビームのうちの第１のビームを前記カラー画像センサ上に向けるためのビームスプリッタと、
   前記ビームスプリッタから前記少なくとも２つのビームのうちの第２のビームを受け取り、前記第２のビームを２つのスペクトル成分に分割し、第１のスペクトル成分を前記低光画像センサ上に投影すると共に第２のスペクトル成分を前記基準画像センサ上に投影する二色性スプリッタ及びフィルタアセンブリであって、前記第１のスペクトル成分は前記組織によって投影される第１の色波長帯域における蛍光を含み、前記第２のスペクトル成分は前記組織によって投影される第２の色波長帯における反射光又は蛍光を含み、前記第１の色波長帯域は赤又は緑の波長帯域であり、前記第２の色波長帯域は前記第１の色波長帯域に関する前記赤又は緑の波長帯域のうちの他方である、二色性スプリッタ及びフィルタアセンブリと、
   前記カラー画像センサ、前記基準センサ、及び前記低光画像センサの上に画像を投影する１以上の光学画像素子と、
   を含むカメラと、
   前記カラー画像センサ、前記基準センサ、及び前記低光画像センサから受け取られた画像信号を映像信号としてデジタル化、処理、及び符号化するための画像プロセッサ／コントローラと、
   前記映像信号を表示するための映像モニタと、
   を備えることを特徴とする蛍光内視鏡検査映像システム。
2. 前記カメラは、体外に残る前記内視鏡の一部に取り付けられる
   ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
3. 前記カメラは、前記内視鏡の挿入部分に組み込まれる
   ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
4. 前記基準画像センサは、前記低光画像センサから分離している
   ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
5. 前記基準画像センサ及び前記低光画像センサは、単一の低光画像センサ装置の同一画像面上の別々の画像領域である
   ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
6. 前記画像プロセッサ／コントローラは、前記蛍光画像センサ及び前記基準画像センサのゲイン応答を特徴付けることにより前記システムの光信号応答を較正するように構成される
   ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
7. 前記画像プロセッサ／コントローラは、前記蛍光画像センサ及び前記基準画像センサの前記特徴付けられたゲイン応答に基づいて、蛍光画像信号パスと基準画像信号パスとの間の定数ゲイン比を決定するように構成される
   ことを特徴とする請求項６に記載のシステム。
8. 蛍光内視鏡検査映像システムであって、
   白色光画像モードにおいて使用する白色光を生成し、蛍光／反射画像モードにおいて使用する蛍光励起光及び反射光を生成し、蛍光／蛍光画像モードにおいて蛍光励起光を生成するマルチモード光源と、
   組織サンプルを照明して、前記組織によって投影される反射光又は蛍光を集光するように、前記光源からの光を患者に向けるための内視鏡と、
   前記内視鏡によって集光された光を受け取るように配置されたカメラであって、
   統合されたカラーフィルタを持つカラー画像センサと、
   低光画像センサと、
   基準画像センサと、
   前記内視鏡から受け取られた光を少なくとも２つのビームに分割し、前記少なくとも２つのビームのうちの第１のビームを前記カラー画像センサ上に向けるためのビームスプリッタと、
   前記ビームスプリッタから前記少なくとも２つのビームのうちの第２のビームを受け取り、前記第２のビームを２つのスペクトル成分に分割し、第１のスペクトル成分を前記低光画像センサ上に投影すると共に第２のスペクトル成分を前記基準画像センサ上に投影する二色性スプリッタ及びフィルタアセンブリと、
   前記カラー画像センサ、前記基準センサ、及び前記低光画像センサの上に画像を投影する１以上の光学画像素子と、
   を含むカメラと、
   前記カラー画像センサ、前記基準センサ、及び前記低光画像センサから受け取られた画像信号を映像信号としてデジタル化、処理、及び符号化するための画像プロセッサ／コントローラと、
   前記映像信号を表示するための映像モニタと、
   を備え、
   前記蛍光／反射画像モードにおいて、前記第１のスペクトル成分は前記組織によって投影される蛍光を含み、前記第２のスペクトル成分は前記組織によって投影される反射光を含む
   ことを特徴とする蛍光内視鏡検査映像システム。
9. 前記カメラは、体外に残る前記内視鏡の一部に取り付けられる
   ことを特徴とする請求項８に記載のシステム。
10. 前記カメラは、前記内視鏡の挿入部分に組み込まれる
    ことを特徴とする請求項８に記載のシステム。
11. 前記基準画像センサは、前記低光画像センサから分離している
    ことを特徴とする請求項８に記載のシステム。
12. 前記基準画像センサ及び前記低光画像センサは、単一の低光画像センサ装置の同一画像面上の別々の画像領域である
    ことを特徴とする請求項８に記載のシステム。
13. 前記画像プロセッサ／コントローラは、前記蛍光画像センサ及び前記基準画像センサのゲイン応答を特徴付けることにより前記システムの光信号応答を較正するように構成される
    ことを特徴とする請求項８に記載のシステム。
14. 前記画像プロセッサ／コントローラは、前記蛍光画像センサ及び前記基準画像センサの前記特徴付けられたゲイン応答に基づいて、蛍光画像信号パスと基準画像信号パスとの間の定数ゲイン比を決定するように構成される
    ことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
15. 前記蛍光／蛍光画像モードにおいて、前記第１のスペクトル成分は前記組織によって投影される緑の光波長帯域における蛍光を含み、前記第２のスペクトル成分は前記組織によって投影される赤の光波長帯域における蛍光を含む
    ことを特徴とする請求項８に記載のシステム。
16. 前記蛍光／蛍光画像モードにおいて、前記第１のスペクトル成分は前記組織によって投影される赤の光波長帯域における蛍光を含み、前記第２のスペクトル成分は前記組織によって投影される緑の光波長帯域における蛍光を含む
    ことを特徴とする請求項８に記載のシステム。

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