JPH09327433A - 胃腸および呼吸器官における特有蛍光を使用した罹病組織を検出する映像システム - Google Patents

胃腸および呼吸器官における特有蛍光を使用した罹病組織を検出する映像システム

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JPH09327433A
JPH09327433A JP9046303A JP4630397A JPH09327433A JP H09327433 A JPH09327433 A JP H09327433A JP 9046303 A JP9046303 A JP 9046303A JP 4630397 A JP4630397 A JP 4630397A JP H09327433 A JPH09327433 A JP H09327433A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 本発明は、癌または前癌症状の組織の存在を
容易に検出することのできる検査システムを得ることを
目的とする。 【解決手段】 内視鏡102 と、検査される組織110 に内
部蛍光の光を発生させる励起波長の励起光を生成する単
色光源100 と、反射された励起光および検査される組織
110 により生成された内部蛍光の光を集める収集手段10
8,114 と、異常な組織に対する内部蛍光の光の強度が正
常な組織と実質的に異なる波長（緑）の第１のビーム
と、異常な組織に対する内部蛍光の光の強度が正常な組
織と実質的に同じである波長（赤）の第２のビームとに
分割するダイクロイックミラー120 と、第１のビームを
受ける第１のカメラ130 と、第２のビームを受ける第２
のカメラ126 と、正常な組織と異常な組織とが対照的な
カラーに見える疑似カラー表示を生成するカラーモニタ
150 とを具備していることを特徴とする。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は癌検出システムに関
し、特に正常組織、前癌症状および癌組織の特有の蛍光
反応を測定する癌検出システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】人間の主要な死因の１つは癌である。高
い死亡率にもかかわらず、早期に発見して治療すれば、
多くの癌を治すことができる。そのため医師が初期段階
の癌または前癌症状の組織の存在を発見することを助け
るスクリーニングシステムの設計および開発に対して多
大な努力が払われている。
【０００３】体腔内の癌を発見し治療する最近の方法の
１つは蛍光映像法である。この映像モードは通常使用さ
れる反射性映像モードとは異なる情報を提供する。両方
の映像モードにおいて、医師は内視鏡または光ファイバ
束を体腔中に挿入し、光源から体腔中に照明を伝導す
る。反射性映像では光源が典型的に白色光であり、一方
蛍光性映像は特定の励起波長が使用される。反射性また
は蛍光性映像法のイメージは、内視鏡の映像ファイバ束
によって捕捉され、医師がその内視鏡の接眼鏡を通して
観察する。その代わりにカメラが接眼鏡に結合され、そ
のイメージをモニタに表示することができる。
【０００４】従来技術の蛍光性映像システムでは典型的
に、医師が癌組織に結合する感光性の薬品を投与するこ
とにより患者を処置する。感光性の薬品により癌組織は
周辺組織とコントラストを生じ、それによって医師が視
覚的に癌の存在を発見することができる。癌の発見に感
光性の薬品を使用することによる問題は、ほとんどの薬
品が著しい副作用を有することである。最も深刻な副作
用とは、感光性の薬品が有効であるあいだは患者が太陽
光過敏性(hyper sun sensitive) になることである。し
たがって、これらの薬品を投与された患者は、薬の投与
後、数日間は暗室にいなければならない。したがってこ
の癌検出方法は、できるだけ短期間に多数の患者を検査
することが所望されるスクリーニングには適さない。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】感光性の薬品を投与す
る必要性をなくす蛍光性映像法に基づいた別の癌発見方
法は、癌組織または前癌症状の組織が、放射された光に
対して正常な組織とは異なる応答をすることに基づいて
いる。単色光が生きている組織に与えられた場合、吸収
された光の一部分は内部蛍光(autofluorescence)［特有
の蛍光(native fluorescence) とも呼ぶ］と呼ばれるプ
ロセスで異なる波長で再放射される。青色光または紫外
線光が生きている組織に与えられた場合、可視光スペク
トルの緑色部分において異常な組織により放射された内
部蛍光の光子の強度または数は、健康な組織によって放
射された光子の強度または数とは異なる。可視光スペク
トルの赤色領域では、健康な組織と異常な組織により放
射される光子数はほとんど同じである。
【０００６】癌細胞の存在を検出するために蛍光および
内部蛍光強度の差を使用した従来技術のシステムの例
は、Svanberg氏他による米国特許第 4,786,813号明細
書、Alfano氏他による米国特許第 4,930,516('516)号明
細書、Alfano氏による米国特許第5,042,494('494)号明
細書、Zeng Kun氏による英国特許出願第 2,203,831号明
細書、Alfano氏他による米国特許第 5,131,398('398)号
明細書、およびAndersson-EnglesによるＰＣＴ出願No.W
Z90/10219 に記載されている。
【０００７】これらの特許明細書にそれぞれ記載されて
いるシステムは、一般に癌細胞と癌ではない細胞を区別
するために２つのカテゴリーに分けられる。第１のカテ
ゴリーのシステムは、癌組織を検出するために単一点の
狭帯域分光学測定法を使用し、一方第２のカテゴリーの
ものは広帯域映像システムを使用する。第１のカテゴリ
ーのシステムの例は、単一点測定システムが記載されて
いるAlfano氏の米国特許'516，'494および'398明細書で
ある。これらのシステムは、癌細胞の存在を示すために
健康な組織と疑わしい組織とによって生成された内部蛍
光の光の狭帯域強度のレシオメータによる比較、並びに
スペクトルピークの変化（すなわち青色方向へのシフ
ト）の検出を使用している。
【０００８】しかしながら、これらの狭帯域強度測定法
および関連した識別アルゴリズムは、人間の癌に応用で
きることが発見されておらず、ネズミの腫瘍の試験管内
測定から導出される内部蛍光スペクトルに基づいてい
る。Zeng氏のシステムは、悪性組織を検出するために内
部蛍光の光のスペクトル包絡線の変化を探索するに過ぎ
ない。しかしながら、プローブがある位置から別の位置
に、或はある患者から別の患者に移動された場合に内部
蛍光の光の量が変化するため、この方法は別個の患者の
疑わしい組織を識別するには十分に信頼できるものでは
ないことが分かっている。
【０００９】第２のカテゴリーの例は、罹病組織のイメ
ージを生成するシステムが記載されているSvanberg氏他
およびAndesson-Engles の米国特許明細書のものであ
る。組織によって生成された蛍光または内部蛍光の光
は、増倍ＣＣＤカメラに与えられる前に広帯域フィルタ
で濾波された４つのビームに分割される。増倍ＣＣＤカ
メラの出力は、４つの広いスペクトル帯域の強度の比率
を計算するために使用される。その後、比率の計算が典
型的に疑似カラーとしてモニタ上に表示されるので、医
師が癌の病巣の存在を視覚的に発見することができる。
しかしながら経験上、医師は診断を下すために必要な情
報を失うため、医療診断補助システムでは比率の計算ま
たはイメージ処理のための要求は望ましくない。このよ
うな情報は組織の数学的な表示ではなく、組織の直接的
な光景を提供することによってのみ記憶にとどめられ
る。
【００１０】癌組織の存在を検出する装置の新しい開発
は、ここにおいて参照文献とされている本出願人の別出
願の米国特許出願08/428,494('494)号明細書（現在米国
特許第 5,507,287号明細書）および米国特許出願08/21
8,662('662)号明細書に記載されている。米国特許出願4
94'および662'号明細書に記載されたシステムは、癌映
像の分野において著しい進歩を遂げたが、改良が可能で
ある。例えばこれらのシステムには、蛍光励起光を生成
するために複雑なレーザシステムが必要とされる。Ｈｅ
Ｃｄレーザのような比較的小さいイオンレーザを使用す
ることができるが、腸および胃のような大きい体腔器官
を検査するのに十分なほど照明パワーが大きくないとい
う欠点がある。さらに蛍光映像を白色光反射率映像技術
と共に使用した場合、付加的な光源を使用しなければな
らない。さらに患者毎、器官間、および位置間おける内
部蛍光特性の変化を補償するように設計された癌映像シ
ステムは現在存在しない。最後に、癌または前癌症状の
組織が表示される方法は人間の目が感知した色を識別す
る力を最適に利用していない。
【００１１】本発明は従来技術の癌映像システムの問題
を明らかにし、呼吸器または胃腸器官における癌または
前癌症状組織の検出を容易にするために米国特許出願49
4'および662'号明細書に記載されているシステムを改良
することを目的とするものである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、生体内の癌ま
たは前癌症状の病巣の存在を検出する映像システムであ
る。光源は、検査されるべき組織の一部分を照明するた
めに光ファイバ内視鏡の照明案内部に導かれる青色励起
光を生成する。内視鏡は、反射された励起光と検査され
ている組織によって生成された内部蛍光の光とを反射す
る。映像ファイバ束を通って内視鏡から受取られた光
は、ダイクロイックミラーによって２つのビームに分割
される。第１のビームは、可視光スペクトルの緑色部分
中の内部蛍光の光および任意の反射された青色励起光を
含む。第２のビームはスペクトルの赤色部分中の内部蛍
光の光を含む。２つのビームの光は濾波され、１対のイ
メージ増倍ＣＣＤカメラに供給される。ＣＣＤカメラに
よって生成された実時間イメージ（すなわち、30フレー
ム／秒）は、カラービデオモニタの赤色、緑色および青
色入力に供給される。さらに、実時間イメージからイメ
ージが捕捉され、コンピュータ中のフレームグラバーに
よって記憶されることができる。
【００１３】ビデオモニタの青色および緑色入力は、緑
色内部蛍光の光を検出するカメラによって生成されたイ
メージを受取るように接続され、一方カラービデオモニ
タの赤色入力は赤色内部蛍光の光を検出するカメラによ
って生成されたイメージを受取るように接続される。ビ
デオモニタは、正常な組織の色がほぼシアン色として見
え、一方潜在的な癌組織の色が赤み帯びた色に見える表
示を生成する。モニタ上で知覚された色は、２つの獲得
チャンネルの比率を表わしていることが分かる。計算ま
たはデジタルイメージ処理を行わずに３つの色チャンネ
ルを混合するだけで比率が表示されるため、これは本発
明の重要な特徴である。
【００１４】本発明の別の特徴は、患者毎、器官毎、お
よび位置間における内部蛍光の変化を補償するために特
定の比率で赤色および緑色の増倍ＣＣＤカメラの利得を
調節することによってビデオ表示イメージの輝度および
カラーコントラストを医師が調節することを可能にする
１対の制御装置にある。
【００１５】本発明のさらに別の特徴は、励起光源に対
する改良である。水銀アークランプは、 436ナノメータ
の強い原子線の青色励起光を生成するために使用され
る。アークランプからの光は、楕円形ミラーによって収
集され、それが内視鏡の照明案内部に導かれる前にダイ
クロイックミラーおよびバンドパスフィルタによって濾
波される。この濾波された光源は高い照明パワーを提供
し、安価に製造され、比較的容易に保守される。
【００１６】
【発明の実施の形態】以下の説明および添付図面から本
発明の上記の観点および多数の付随する利点が容易に理
解されるであろう。本発明は、腫瘍強調薬品または顕著
なイメージ処理を使用することを必要としない内部蛍光
イメージを使用して癌または前癌症状の組織を検出する
システムである。
【００１７】図１は、人間の正常組織と癌または前癌症
状組織の内部蛍光の光強度の差を示したグラフである。
上述されたように、青色励起光が組織を照射したとき、
光のある部分が吸収され、内部蛍光の光として再放出さ
れる。内部蛍光の光は、組織が正常であるか病んでいる
かを示す強度およびスペクトル形状を有する。スペクト
ル曲線10は正常で健康な組織の応答を表し、一方スペク
トル曲線20は癌または前癌症状の組織の応答を示す。示
されているように、緑色チャンネル30において２つの曲
線の強度には著しい差があり、一方赤色チャンネル40に
おける健康な組織と異常な組織との間の差は小さい。
【００１８】図１に示されている曲線10および20の大き
さは、波長だけでなく、プローブと検査されている組織
との間の距離、並びに光源の強度によっても変化する。
したがって、実際に緑色チャンネルにおいて内部蛍光の
光の大きさを検出するだけで組織が癌であるか否かを決
定することは不可能である。しかしながら、２つの異な
る波長で得られた内部蛍光の光の強度の比率は、光ファ
イバプローブの組織までの距離および組織に対するプロ
ーブの角度の変化にかかわらず一定である。これは、緑
色および赤色チャンネルの強度が同じ種類の組織に対し
て比例して変化するためである。すなわち、正常な組織
に対する緑色内部蛍光の光の強度Ｇn によって除算され
た正常な組織に対する赤色内部蛍光の光の強度Ｒn は、
検討されている組織に対する内視鏡の先端の距離および
角度の変化にかかわらず実質的に一定である。同様にし
て、緑色内部蛍光の光の強度ＧCIS によって除算された
赤色内部蛍光の光の強度ＲCIS （転移せずに元の位置に
ある癌腫に対するＣＩＳ）の比率は、内視鏡の位置およ
び方位の変化にかかわらず実質的に一定である。
【００１９】本発明において、健康な組織では、緑色チ
ャンネルに対する赤色チャンネルの応答の比率は腸組織
に対してほぼ0.54であり、肺組織に対してほぼ0.16であ
り、一方転移せずに元の位置にある癌腫に対しては、緑
色チャンネルに対する赤色チャンネルの比率は腸組織に
対してほぼ1.6 であり、肺組織に対してほぼ0.6 である
ことが認められている。これらの値は単なる例示であ
り、それらはシステム、すなわち映像システムのスペク
トル応答に高度に依存している。しかしながら、赤色チ
ャンネル内部蛍光の光および緑色チャンネル内部蛍光の
光の比率を計算または表示することによって、イメージ
の前後関係で決まる情報と共に判断した場合、検討され
ている組織が健康か潜在的に癌であるかを決定すること
ができる。
【００２０】図２は、組織が潜在的に癌すなわち前癌症
状であるか否かを決定するために本発明によって使用さ
れた波長の範囲を示す。赤色チャンネルは 630ナノメー
タより長い波長に制限され、一方緑色チャンネルはほぼ
490乃至 560ナノメータの範囲の波長を含んでいる。ス
ペクトル曲線が強度だけでなく、形状においてもまた異
なっていることを明らかにするために、赤色帯域におけ
る領域はスペクトルのこの部分では正常な組織と癌組織
との比率は１であるように正規化されている。さらにこ
の正規化の結果、緑色帯域において著しい差が生じる。
したがって、比率または比率の表示は正常組織と癌組織
とを識別する。本発明は、これらの各帯域において受け
た内部蛍光の光をカラーイメージとして同時に表示する
ことによって検討されている組織が潜在的に癌すなわち
前癌症状であるか否かを医師が決定することを可能にす
る。
【００２１】図３を参照すると、本発明の内視鏡内部蛍
光映像システムは、励起光源100 および光ファイバ内視
鏡102 を含み、それは検査される組織のタイプに応じて
胃カメラ、十二指腸直達鏡、総胆管スコープ、気管支鏡
または結腸ファイバスコープであってよい。例えば、内
視鏡は呼吸管に対してオリンパスＢＦ−２０Ｄ、食道や
胃に対してオリンパスＧＩＦ−ＸＱ３０、並びに直腸や
結腸に対してオリンパスＣＦ−３０Ｌであってよい。
【００２２】光源100 は、光ファイバ内視鏡のコヒーレ
ントでない照明案内部106 を通って供給される青色励起
光104 を生成する。その励起光は、内視鏡の末端部に取
付けられた外側レンズ108 によって焦点を結ばれる。医
師によって内視鏡が体腔に挿入されたとき、青色励起光
が検査されるべき組織の部分110 を照明する。組織は青
色光によって励起されて、光スペクトルの可視部分中の
長い波長を有する光子（内部蛍光の光）112 を放出す
る。反射された青色励起光と共に組織によって放出され
た内部蛍光の光は、内視鏡の末端部におけるレンズ114
によって収集され、多数の通常の映像レンズ（示されて
いない）を通って内視鏡の映像案内部116を通って導か
れる。
【００２３】内部蛍光の光は内視鏡から出た後、ダイク
ロイックミラー120 に供給される。ダイクロイックミラ
ー120 は、 565乃至 575ナノメータの間のカットオフ波
長を有する。このダイクロイックミラー120 は、映像案
内部からの内部蛍光の光を２つのスペクトル帯域に分割
する。ダイクロイックミラー120 のカットオフ波長より
長い波長を有する内部蛍光の光は反射ミラー122 に導か
れ、この反射ミラー122 がフィルタ124 に内部蛍光の光
を導く。フィルタ124 は赤色チャンネルのイメージ増倍
ＣＣＤカメラ126 の正面に位置されている。ダイクロイ
ックミラー120のカットオフ波長より短い波長を有する
内部蛍光の光は、第２のイメージ増倍された緑色チャン
ネルのＣＣＤカメラ130 の正面に位置されたフィルタ12
8 に向かってダイクロイックミラーから導かれる。
【００２４】内視鏡によって収集された内部蛍光の光を
２つのスペクトル帯域に分離することによって、スペク
トルの赤色部分における波長を有するほとんど全ての光
子がＣＣＤカメラ126 に供給され、一方スペクトルの緑
色部分における波長を有するほとんど全ての光子がＣＣ
Ｄカメラ130 に供給される。図１に示されているよう
に、ＣＣＤカメラ126 に供給された赤色内部蛍光波長帯
域の強度は、正常な組織と異常な組織に対して実質的に
同じである。しかしながら、ＣＣＤカメラ130 に供給さ
れた緑色内部蛍光波長帯域の強度は正常な組織と異常な
組織に対して実質的に異なっている。
【００２５】以下さらに詳細に説明するように、両ＣＣ
Ｄカメラ126 および130 によって生成されたイメージ
は、任意の異常な組織が容易に識別されることを可能に
するカラービデオモニタ150 上で組合わされる。高いパ
ワーの青色励起光が使用され、かつスペクトル帯域中の
全ての光子がイメージ増倍ＣＣＤカメラ126 および130
に供給されるため、カメラ126 および130 によって生成
されたイメージは、腫瘍強調感光性薬品(tumor enhanci
ng photosensitive drug) を必要とせずに、胃腸器官の
ような大きい器官の中であっても正常組織と異常組織と
を識別するのに十分に明るい。
【００２６】図４は、本発明による癌検出システムの映
像処理部分のさらに詳細なブロック図である。内部蛍光
の光112 がダイクロイックミラー120 （図３）によって
反射されるか、或はそれを通過した後、この光はフィル
タ124 および128 に導かれる。フィルタ124 は、 630ナ
ノメータより短い波長を有する光を遮断する長波長通過
フィルタである。長波長通過フィルタ124 を通過した
後、赤色内部蛍光の光は、デルフト・インスツルメンツ
(Delft Instruments) 社によって製造されたＤＥＰ Ｘ
Ｘ１７００のような第２世代イメージインテンシファイ
ア132 の表面上に導かれる。イメージインテンシファイ
ア132 の出力は、光ファイバ束134 を通ってＣＣＤカメ
ラ126 内のＣＣＤイメージセンサ136 の表面に結合され
る。
【００２７】緑色内部蛍光の光は、組織110 表面から反
射された可能性のある任意の青色励起光を除去するバン
ドパスフィルタ128 を通過する。本発明のこの実施形態
において、バンドパスフィルタ128 は 490ナノメータよ
り短い波長および 560ナノメータより長い波長を有する
光を除去する。フィルタ124 および128 の帯域外減衰量
は、ほとんど全ての反射された青色励起光がＣＣＤカメ
ラに到達しないようにすることを確実にするために十分
でなければならない。フィルタ128 を通過した後、緑色
内部蛍光の光は第２世代イメージインテンシファイア14
0 に導かれる。イメージインテンシファイア140 の出力
は、光ファイバ束142 を介して緑色ＣＣＤカメラ130 内
のＣＣＤイメージセンサ144 の表面に結合される。カメ
ラ130 内のゲンロック(genlock)149は、緑色ＣＣＤカメ
ラ130 に対する赤色ＣＣＤカメラ126 の同期を維持す
る。
【００２８】赤色および緑色イメージ増倍ＣＣＤカメラ
126 および130 のアナログ出力信号は１対の増幅器152
，154 に供給される。増幅器の出力は、制御コンピュ
ータ200 の一部分であるビデオイメージ処理ボード155
に供給される。制御コンピュータ200 は、インテル４８
６／１００ＭＨｚのＣＰＵ202 および１６ＭＢの内部メ
モリ204 を含んでいる。しかしながら、その他の高速デ
ジタルコンピュータも使用されることが可能である。
【００２９】ビデオイメージ処理ボード155 は、赤色お
よび緑色ＣＣＤカメラからの増幅されたビデオ信号をそ
れぞれ受信する１対のアナログデジタル変換器156 ，15
7 を含んでいる。アナログデジタル変換器は、アナログ
ビデオ信号を対応したデジタルフォーマットに変換す
る。デジタル化された後、以下に説明する方法でデジタ
ルビデオ信号の相対的利得を修正するために１対の検索
表158 および160 が使用される。デジタルビデオ信号の
それぞれの個別の値に対して、ＣＰＵ202 は正しい相対
的利得を有する対応したデジタル値を検索表から読出
す。デジタル化されたビデオ信号の値は検索表158 およ
び160 から読出され、それらの検索表は後に解析するた
めに中央処理装置によって検索されることのできるラン
ダムアクセスメモリ162 の一部分である。
【００３０】実時間でイメージ信号を表示するために、
デジタルビデオ信号は、ランダムアクセスメモリ162 か
ら連続的に検索され、１対のデジタルアナログ変換器16
4 および166 によってアナログフォーマットに再変換さ
れる。２つの変換器は、緑色および赤色チャンネルイメ
ージに対応している。デジタルアナログ変換器164 ，16
6 の出力は、図３に示されているカラーモニタ150 の赤
色、緑色および青色入力に直接供給される。これは、緑
色ＣＣＤカメラ130 からのビデオ信号がカラーモニタの
緑色入力 150Ｇおよび青色入力 150Ｂに結合されること
を意味している。カラーモニタの赤色入力 150Ｒは、赤
色ＣＣＤカメラ126 から赤色ビデオ信号を受信する。
【００３１】カラービデオモニタ150 はビデオ信号を受
信してカラーイメージを生成し、それによって健康な組
織はほぼシアン色に見え、異常な組織すなわち潜在的に
癌の組織は赤みを帯びた色に見えるため、熟練した医師
により容易に識別可能である。
【００３２】以下に説明されるように、ビデオ信号は利
得のわずかな変化以外、顕著なデジタル信号処理を伴わ
ずに、ビデオ入力／出力ボード152 および154 からビデ
オイメージ処理ボード155 を通ってカラービデオモニタ
150 に直接結合される。これは、増倍ＣＣＤカメラから
のデータのできるだけ忠実な表示を医師が観察すること
を可能にする。換言すると、イメージのストラクチャ
（例えばコントラストおよびテクスチャ）が保たれる。
したがって、医師は、ほかの場合ならばイメージが表示
される前に行われる任意のデジタルイメージ処理の結果
として除去またはマスクされる可能性のあるビデオイメ
ージ中の微細な部分を検討することができる。ＣＣＤカ
メラによって生成された２つの内部蛍光イメージ信号
は、各波長帯域における組織の忠実な内部蛍光イメージ
を表わし、病巣がそれらの前後関係(context) 内におい
てビデオ速度で観察されることを可能にする。この観点
は、医師が潜在的な病巣を認識し、病状の確認のために
内視鏡のバイオプシチャンネルを通してその生体組織片
を検査することができるため重要である。
【００３３】本発明の蛍光映像システムは、検査されて
いる組織に関する内視鏡の距離および角度の影響を補償
する計算を行なわない点で特有である。その代りに、赤
色および緑色カメラからのイメージは互いに重畳され、
知覚によりはっきり認識できる色として表示される。こ
れによって、医師はそれまでの生涯において得ている視
覚的な経験を使用してイメージを判断することができ
る。さらに、システムは組織が実時間で観察されること
を可能にするだけでなく、組織が癌である可能性がある
か否かについての臨床決定を行うアルゴリズムの問題を
回避する。
【００３４】本発明者は、組織の内部蛍光特性が患者に
よって、器官によって、および位置によって変化するこ
とを知っている。そのため本発明では、生成されたカラ
ービデオイメージの“輝度”および“カラーバランス”
を医師が調節することを可能にする１組の制御装置220
が設けられている。この制御装置220 は、カメラ利得の
ハードウェアまたはソフトウェア制御によって実現でき
る。
【００３５】表示されたイメージの輝度は、赤色および
緑色チャンネルの両方の利得に関連しており、一方カラ
ーバランスは緑色および赤色チャンネルの相対的利得に
関連している。本発明のここに示す好ましい実施形態で
は赤色チャンネルカメラ126の利得は、式（１）にした
がって緑色チャンネルカメラ130 の利得に関連してい
る： Ｒ(G) ＝ａＧ2 ＋ｂＧ＋ｃ （１） ここで、Ｒは赤色チャンネルイメージインテンシファイ
アの利得であり、Ｇは緑色チャンネルイメージインテン
シファイアの利得であり、ａ，ｂおよびｃは定数であ
る。定数ａ、ｂおよびｃに対して選択された特定の値
は、使用される増倍ＣＣＤカメラのタイプ、光源の強
度、組織の特性および人間の目の色を知覚する能力に依
存することが理解される。しかしながら上述されたシス
テムに対して、本発明者は定数“ａ”が 0.0乃至 0.1の
範囲において選択され、“ｂ”が 0.5乃至1.5の範囲で
選択され、かつ“ｃ”が 0.0乃至 0.5の範囲から選択さ
れなければならないことを発見した。
【００３６】定数“ｃ”は、２つのチャンネルの間にお
いてカラーのオフセットを生じさせ、一次の項（線形
項）“ｂ”は全体的な輝度が変化されたときに緑色およ
び赤色の両チャンネルの利得が関連されることを確実に
する。二次の項“ａ”は、表示の全体的な輝度の変化に
かかわらずモニタ上で知覚されるカラーが同じ状態であ
ることを保証するために２次の結合を提供する。しかし
ながら、本発明のこの実施形態では“ａ”の項はゼロに
設定されている。
【００３７】モニタ上に表示されたイメージの輝度を調
節するために、医師は緑色チャンネルの利得を調節する
ノブ222 の位置を調節する。このノブ222 を移動するこ
とによって、ＣＰＵ202 によって読取られる信号が導線
224 上に生成される。ＣＰＵ202 は、定数ａ、ｂおよび
ｃの値を変化することなく式（１）にしたがって検索表
158 および160 に記憶された数値を調節する。その代り
に、ＣＰＵはＣＰＵから１対の利得制御ボード146 およ
び148 に利得信号を供給することによって赤色および緑
色増倍ＣＣＤカメラの利得を調節することが可能であ
り、利得制御ボード146 および148 はイメージインテン
シファイア132 ，140 の高い電圧を制御する。認識され
るように、緑色チャンネルの利得が増加または減少する
と、赤色チャンネルの利得は比例的に増加または減少す
る。
【００３８】イメージのカラーバランスを調節するため
に、医師はコントラストノブ226 の位置を調節する。ノ
ブ226 を移動することによって、ＣＰＵ202 によって読
取られる信号が導線228 上に生成される。ＣＰＵ202
は、緑色チャンネルの利得に赤色チャンネルの利得を関
連させる乗数ｂを調節する。本発明のこの実施形態にお
いて、コントラストノブ226 がその最小位置と最大位置
との間を移動されると、定数“ｂ”は上述された範囲に
おいて直線的に変化される。ＣＰＵは、検索表158 に記
憶された値を再度計算することによって赤色チャンネル
の利得を計算するか、或は利得制御ボード146 に新しい
利得信号を供給することによって赤色チャンネルイメー
ジ増倍カメラ132 の利得を調節する。
【００３９】実際に、医師は十分な強度の組織のイメー
ジがビデオモニタ150 上に生成されるまで輝度制御ノブ
222 を調節する。医師は観察している病巣が悪性だと思
った場合、ビデオイメージ全体が赤色に見えるまでカラ
ーバランスノブ226 の位置を調節する。カラーバランス
ノブ226 は、ビデオイメージの背景に赤色が見えなくな
るまで再調節されることができる。関心をもった領域が
依然赤みを帯びた色に見える場合、医師はビデオイメー
ジの赤色部分が癌または前癌症状の病巣であるという強
い確信をもつことができる。カラーバランス制御ノブ22
6 はまた、表示されたカラーが医師が見たいと思ったも
のであるように調節されることができ、それによって個
々の医師が判断し易いものに表示を設定するフレキシビ
リティを医師に提供する。
【００４０】上記に示されているように本発明は、検査
されている組織に関する内視鏡の位置または方位に依存
しないカラーとしてカラーモニタ上に組織を表示する。
以下、これが本発明にとって正しいことである論理的根
拠を述べる。
【００４１】一般に、任意のＲＧＢカラーモニタは、以
下の式にしたがってモデル化されることができる：
【数１】
【００４２】値Ｒ，ＧおよびＢは、モニタのカラー入力
に供給されるビデオ信号の大きさであり、３×３マトリ
クスにはモニタ上で使用される蛍光体によって主として
決定される一連の固定係数が含まれる。値Ｘ，Ｙおよび
Ｚは三刺激値と呼ばれる。
【００４３】モニタ上に表示されることのできるあらゆ
るカラーは、１対のカラー座標ｘ，ｙとして図５に示さ
れているような色度グラフ250 上に表わされることがで
きる。これは、ビデオモニタ上に表示されることができ
るできるカラーを表すために使用される広範囲に使用さ
れている通常の図である。座標ｘおよびｙは、式（３）
および（４）によって三刺激値に関連される： ｘ＝Ｘ／（Ｘ＋Ｙ＋Ｚ） （３） ｙ＝Ｙ／（Ｘ＋Ｙ＋Ｚ） （４） K.Blair Benson氏によるテレビジョン・エンジニアリン
グ・ハンドブック(McGraw Hill,1992)は、これらの式お
よび色度グラフの定義を見出すことのできる典型的な参
照文献である。
【００４４】本発明に対して緑色信号Ｇは青色チャンネ
ルに供給されるため、Ｇ＝Ｂであり、式（２）および
（３）を展開して、以下の式（５）を導くことができ
る：
【数２】
【００４５】同様に式（２）および（４）を展開して、
以下の式（６）が得られる：
【数３】
【００４６】本発明の癌検出システムに対して、赤色対
緑色の内部蛍光光強度の比率は、励起光の強度、プロー
ブの方位または検査されている組織までのプローブの距
離に関係なく所定の組織に対して同じままであることが
確認された。Ｒ／Ｇが一定である、すなわちＲ／Ｇ＝ｋ
である場合、式（５）のｘおよび式（６）のｙは一定に
維持される。したがって、モニタ150 上に示されたカラ
ーは、プローブが患者の内部にどのように位置されるか
にかかわらず一定である。赤色および緑色内部蛍光の光
の間の比率が変化し、したがってビデオモニタ上のカラ
ーが変化するのは、検査されている組織が潜在的に癌で
ある場合のみである（その場合、比率Ｒ／Ｇは異なるス
ペクトル応答のために変化するので）。それ故、医師は
潜在的に癌の病巣を検出するために表示のカラーの変化
を観察するだけでよい。
【００４７】上述された癌検出システムに関して、健康
な腸組織に対する緑色内部蛍光の光に対する赤色内部蛍
光の光の比率はほぼ0.54であることが決定された。図５
に示されているように、0.54の一定のＲ／Ｇ比を与えら
れた式（３）および（４）に対して色度グラフのカラー
座標ｘおよびｙを計算して図示した場合、緑色を帯びた
色相を有する座標ｘ1 ，ｙ1 を有するポイント252 が結
果的に得られる。同様にして、潜在的に癌の腸組織に対
して緑色内部蛍光の光に対する赤色内部蛍光の光の比率
は、ほぼ1.6 であることが決定されており、図示した場
合に、赤茶色の色相を有する座標ｘ2 ，ｙ2 を有するポ
イント254 が生成される。
【００４８】色度グラフ上の各ポイントの付近には、人
間の目ではカラーの変化を知覚できない領域256 ，258
，264 および266 が存在する。さらに、これらの領域
の大きさは、ｘ，ｙの値が減少するにつれて減少する傾
向がある、すなわち赤色領域に対する青色領域に示され
たカラーが減少する傾向があることが決定された。カラ
ーモニタの青色および緑色入力の両方に緑色内部蛍光信
号を供給することによって、ポイント252 の位置は色度
グラフの青色領域において座標ｘ3 ，ｙ3 を有するポイ
ント260 に移動する。同様にして、ポイント254 はその
グラフの赤色領域の近くの座標ｘ4 ，ｙ4 を有するポイ
ント262 に移動する。表示されたカラーは人間の目が僅
かなカラー変化を知覚できる領域にあるため、医師は僅
かなカラー変化をさらに容易に検出することができ、し
たがって潜在的に癌の組織をさらに容易に検出できる。
【００４９】Ｒ／Ｇ比をカラーとして表示することは、
本発明の重要な特徴である。従来技術において、30フレ
ーム／秒の実時間ビデオ速度で比率を計算して表示する
ことは困難である。さらに、計算された比率の表示は前
後関係情報を提供しない。前後関係情報は経験上、医師
が疑いのある病巣にバイオプシが必要か否か、或は人為
的結果（例えば、血液）が観察されるか否かを決定する
ことを可能にするために非常に重要である。本発明のカ
ラー表示システムは、計算が行われないため迅速であ
り、かつ結果的なイメージは組織の前後関係情報を保持
している。
【００５０】図６は、図１に示された励起光源100 の概
略図である。光源100 は、広い体腔内を照明するために
使用される 436ナノメータの水銀原子線で強い青色光を
生成する。光源には、顕著な青色スペクトル内容を有す
る光を生成する 100ワットの水銀アークランプ300 が含
まれている。本発明者は、ランプ300 によって生成され
た青色光を内視鏡の照明案内部106 に結合するために、
そのランプのアークの大きさは内視鏡の照明案内部の直
径より小さくなければならないことを確認した。本発明
の好ましい実施形態において、使用されるアークランプ
は約0.25ミリメータのアーク長を有するウシオ社のモデ
ルナンバーＵＳＨ−１０２Ｄである。
【００５１】本発明のこの実施形態では形状が楕円形の
収集ミラー302 がアークランプ300を包囲している。ア
ークランプ300 は、ランプ300 の両側および後部からの
光がミラーによって収集されて、ダイクロイックミラー
303 に導かれるようにミラー302 のある焦点に位置され
ている。このようにして、ランプの放射したエネルギの
80％が収集される。ダイクロイックミラー303 は、アー
クランプ300 の下方において楕円形ミラーの第２の焦点
より近い位置に取付けられることが好ましい。350乃至
450ナノメータの間の波長を有する光は、ダイクロイッ
クミラー303 の表面から45°で、かつ 399ナノメータの
低い蛍光の長波長通過フィルタ306 を通って反射され
る。所望されたスペクトル帯域における反射光に加え
て、ダイクロイックミラー303 はまた、ビーム停止部30
5 に長い波長の光を送るように機能して、光源の素子が
熱による損傷を受けないように赤外線を濾波して除去す
ることを可能にする。ダイクロイックミラー303 と長波
長通過フィルタ306 との間に位置されたシャッタ304
は、励起入力を内視鏡に導くか否かを制御するために使
用される。
【００５２】長波長通過フィルタ306 は、以下に説明す
る干渉バンドバスフィルタ310 上のコーティングが損傷
しないように保護するために、紫外線範囲にある水銀ア
ークランプによって生成された強いスペクトル線を減衰
する。光は長波長通過フィルタ306 を通過した後に、 1
00ミリメータの焦点距離の平凸レンズ308 に導かれ、こ
のレンズ308 は、カラーフィルタ310 による高い帯域外
阻止濾波に必要とされる光学的に均質で実質的に平行な
光ビームを発生させる。
【００５３】カラーフィルタ310 は干渉バンドパスフィ
ルタを含んでいることが好ましく、400ナノメータより
短い波長および 450ナノメータより長い波長を有する光
を減衰するようにレンズ308 によって生成された光ビー
ムに垂直に位置される。
【００５４】本発明のこの実施形態において、ダイクロ
イックミラー303 は 350乃至 450ナノメータ帯域の外側
の光の約10％を反射する。非常に純粋な励起光が組織蛍
光映像に必要とされるため、関心のある波長帯域（ 420
ナノメータ乃至 450ナノメータ）の外側の光の量をさら
に減少するために干渉バンドパスフィルタ310 が使用さ
れる。このバンドパスフィルタ310 は５×10-5より小さ
い帯域外透過率を有しているため、 420ナノメータより
短い波長または 450ナノメータより長い波長を持つ光は
組織から放出された内部蛍光の光より弱い。
【００５５】干渉バンドパスフィルタ310 を通過した
後、残った光は照明案内部106 （図３）の端部上に光の
焦点を結ぶ65ミリメータ焦点距離のレンズ312 に導かれ
る。
【００５６】図６に示された光源100 は、内視鏡の照明
案内部106 にほぼ 500ミリワットの青色光を供給する。
この光は、胃または腸のような大きい体腔内を照明する
のに十分である。光源は、典型的にレーザ光源により供
給される15ミリワットとは対照的に内視鏡の端部でほぼ
50乃至80ミリワットの励起光を供給する。さらに、光源
100 はレーザより製造および保守が容易である。
【００５７】図７は、本発明の癌検出システムによって
生成されたイメージの概略図である。上記に示されてい
るように、ビデオモニタ150 はカラー表示を生成し、こ
こでは健康な組織がシアン（青白）色に見え、潜在的に
癌または前癌症状の病巣が赤みを帯びた茶色に見える。
そのようにして生成されたビデオ表示により、医師は感
光性薬品を使用せずに癌または前癌症状の病巣の存在を
容易に検出することができる。さらにカラー表示は組織
の前後関係で決まる情報を保持しており、それによって
従来技術の大幅にデジタル信号処理を使用したデジタル
カメラシステムにおいて失われるイメージ中の微細な部
分を医師が判断することが可能になる。本発明の癌検出
システムは理想的に、感光性薬品の投与を必要とせずに
異常な組織の存在に関してできるだけ多数の患者を検査
することが所望される癌スクリーニング適用に適してい
る。
【００５８】本発明の好ましい実施形態を図示し説明し
てきたが、本発明の技術的範囲を逸脱することなく種々
の変更が可能なことが理解されるであろう。したがっ
て、本発明の技術的範囲は添付された特許請求の範囲の
みによって限定されるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】正常組織と癌組織との間の内部蛍光強度の差を
示したグラフ。
【図２】本発明によって使用されるスペクトル帯域にお
ける正常組織と癌組織との間の内部蛍光スペトクル形状
の差を示したグラフ。
【図３】本発明による癌検出システムのブロック図。
【図４】本発明による癌検出システムにより使用される
イメージ獲得／処理ユニットのブロック図。
【図５】正常な組織および癌組織に対して知覚されたカ
ラーが本発明の癌検出システムによってどのように表示
されるかを示した色度グラフ。
【図６】本発明の別の観点による励起光源の概略図。
【図７】本発明の癌検出システムによって生成されたイ
メージの概略図。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 リチャード・ダブリュ・クライン カナダ国、ブイ６アール・１エヌ２、ブリ ティッシュ・コロンビア、バンクーバー、 ウエスト・サード・アベニュー 4540 (72)発明者 カルム・イー・マコーレイ カナダ国、ブイ５ダブリュ・３イー１、ブ リティッシュ・コロンビア、バンクーバ ー、プリンス・アルバート・ストリート 5791 (72)発明者 ブルーノー・ダブリュ・ジャギー カナダ国、ブイ６ケー・１エム８、ブリテ ィッシュ・コロンビア、バンクーバー、ウ エスト・サード・アベニュー 2861

Claims (13)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 内視鏡と、 検査される組織に内部蛍光の光を発生させるための励起
    波長の励起光を生成する実質的に単色の光源であって、 （ａ）励起光を生成するランプと、 （ｂ）ランプの近くに位置され、ランプによって生成さ
    れた励起光を収集し、かつ励起光を収集ミラーの外方向
    に導く収集ミラーと、 （ｃ）収集ミラーによって収集された励起光を受取って
    その励起光を濾波するように配置されている第１のダイ
    クロイックミラーと、 （ｄ）励起光の実質的に平行なビームを生成するために
    第１のダイクロイックミラーから反射された濾波された
    励起光を受けるように配置されている第１のレンズと、 （ｅ）励起光の平行なビームを受けるように配置されて
    おり、励起波長でない波長を有する光を励起光の平行な
    ビームから濾波して除去するように動作するカラーフィ
    ルタと、 （ｆ）カラーフィルタを通過した励起光の濾波されたビ
    ームを受けるように配置されており、検査される組織を
    励起するために内視鏡に励起光の焦点を結ぶ第２のレン
    ズとを備えている光源と、 反射された励起光および検査される組織により生成され
    た内部蛍光の光を集める収集手段と、 収集された反射された励起光、および内部蛍光の光を受
    けるように位置されており、異常な組織に対する内部蛍
    光の光の強度が正常な組織と実質的に異なる波長を有す
    る第１のビームと、異常な組織に対する内部蛍光の光の
    強度が正常な組織と実質的に同じである波長を有する第
    ２のビームとに内部蛍光の光を分割する第２のダイクロ
    イックミラーと、 第１のカメラが内部蛍光の光の第１のビームを受取り、
    かつ第２のカメラが内部蛍光の光の第２のビームを受取
    るように、検査される組織の第１および第２の内部蛍光
    イメージ信号を生成する第１および第２のカメラと、 第１の内部蛍光イメージ信号が第１のカラービデオ入力
    に結合され、かつ第２の内部蛍光イメージ信号がカラー
    ビデオ入力の別のものに結合されるカラービデオ入力を
    有しており、正常な組織と異常な組織とがカラーモニタ
    上で対照的なカラーに見える疑似カラー表示を生成する
    カラーモニタとを具備していることを特徴とする癌また
    は前癌症状の組織の存在を検出するための組織検査シス
    テム。
  2. 【請求項２】 ランプは水銀アークランプである請求項
    １記載のシステム。
  3. 【請求項３】 収集ミラーは楕円形ミラーであり、水銀
    アークランプはその楕円形ミラーの焦点に位置されてい
    る請求項２記載のシステム。
  4. 【請求項４】 励起波長は 436ナノメータであり、第１
    のダイクロイックミラーは 350乃至450 ナノメータの範
    囲の波長を有する励起光を反射する請求項２記載のシス
    テム。
  5. 【請求項５】 カラーフィルタは 420ナノメータ乃至 4
    50ナノメータの範囲の波長を有する励起光を通過させる
    干渉バンドパスフィルタである請求項１記載のシステ
    ム。
  6. 【請求項６】 さらに第２のダイクロイックミラーと第
    １のカメラとの間に配置され、 490乃至 560ナノメータ
    の範囲の波長を有する内部蛍光の光を通過させる第２の
    バンドパスフィルタを具備している請求項１記載のシス
    テム。
  7. 【請求項７】 さらに第２のダイクロイックミラーと第
    ２のカメラとの間に配置されており、 630ナノメータの
    カットオフ波長を有している赤色長波長通過フィルタを
    具備している請求項１記載のシステム。
  8. 【請求項８】 各内部蛍光イメージ信号が利得を有して
    おり、さらに第１または第２のカメラによって生成され
    た第１または第２の内部蛍光信号の一方の利得を第１ま
    たは第２の内部蛍光イメージ信号の他方の利得の関数と
    して調節する制御装置を具備している請求項１記載のシ
    ステム。
  9. 【請求項９】 カラーモニタは赤色、緑色および青色カ
    ラービデオ入力を有しているＲＧＢモニタである請求項
    １記載のシステム。
  10. 【請求項１０】 第１および第２のカメラはイメージ増
    倍ＣＣＤカメラである請求項１記載のシステム。
  11. 【請求項１１】 固有の内部蛍光の光を組織に発生させ
    るための励起光を生成する光源と、 励起光により組織を照明し、それによって前記固有の内
    部蛍光の光を放射するように組織を励起させる手段と、 反射された励起光と、組織によって生成された前記固有
    の放射された内部蛍光の光を集める収集手段と、 収集手段により集められた反射された励起光および放射
    された内部蛍光の光を受けるように配置されており、反
    射された励起光、および異常な組織に対する内部蛍光強
    度が正常な組織と実質的に異なる波長を有する放射され
    た内部蛍光の光を含む少なくとも第１のスペクトル帯域
    と、異常な組織に対する内部蛍光強度が正常な組織と実
    質的に同じである波長を有する放射された内部蛍光の光
    を含んでいる前記第１のスペクトル帯域とは異なる第２
    のスペクトル帯域とに前記内部蛍光の光のスペクトル成
    分を分離するように動作するダイクロイックミラーと、 第１のスペクトル帯域内の光を受けるように配置されて
    おり、反射された励起光を第１のスペクトル帯域内の光
    から除去するように動作する第１の光学フィルタと、 第２のスペクトル帯域内の光を受けるように配置されて
    いる第２の光学フィルタと、 第１のスペクトル帯域内の内部蛍光の光を受けて、組織
    の第１の内部蛍光イメージ信号を生成する第１のイメー
    ジ増倍ＣＣＤカメラと、 第２のスペクトル帯域内の内部蛍光の光を受けて、組織
    の第２の内部蛍光イメージ信号を生成する第２のイメー
    ジ増倍ＣＣＤカメラと、 増倍ＣＣＤカメラによって生成された第１または第２の
    内部蛍光信号の一方の利得を第１または第２の内部蛍光
    イメージ信号の他方の利得の関数として調節する制御装
    置と、 少なくとも第１および第２のカラー入力を有し、前記異
    常および正常な組織がカラーモニタ上に表示される組合
    わせられた表示イメージを生成するために第１のカラー
    入力が第１の内部蛍光イメージ信号を受取るように結合
    され、第２のカラー入力が第２の内部蛍光イメージ信号
    を受取るように結合されているカラーモニタとを具備し
    ていることを特徴とする内部蛍光を使用する組織中の疾
    患の映像装置。
  12. 【請求項１２】 さらに、第１または第２の内部蛍光イ
    メージ信号の利得が第１または第２の内部蛍光イメージ
    信号の他方の利得に依存する関数を調節する制御装置を
    具備している請求項１１記載の装置。
  13. 【請求項１３】 検査される組織に内部蛍光の光を発生
    させる励起光を生成する実質的に単色の光源と、 励起光を受取って、患者の体腔内および検査される組織
    にこの励起光を導くように配置された内視鏡と、 検査される組織によって生成された内部蛍光の光を収集
    する手段と、 異常な組織からの内部蛍光の光の強度が正常な組織から
    のものと実質的に異なるような波長を有する第１のビー
    ムと、異常な組織からの内部蛍光の光の強度が正常な組
    織からのものと実質的に同じである波長を有する第２の
    ビームとに収集された内部蛍光の光を分割するビーム分
    割器と、 内部蛍光の光の第１および第２のビームをそれぞれ受取
    り、第１および第２の内部蛍光イメージ信号を生成する
    第１および第２のイメージ増倍または非増倍ＣＣＤカメ
    ラと、 赤色、青色および緑色カラー入力を有し、第１の内部蛍
    光信号および第２の内部蛍光信号の大きさの比率を表わ
    すカラーを有する表示を生成するために赤色カラー入力
    が第１または第２の内部蛍光イメージ信号の１つを受け
    るように接続され、かつ青色および緑色カラー入力が第
    ２の内部蛍光イメージ信号を受けるように接続され、前
    記表示が組織が正常であるか、または異常であるかを示
    すカラーモニタとを具備していることを特徴とする癌ま
    たは前癌症状の組織の検出システム。
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