JP2015520624A - 手術室用の蛍光撮像システム - Google Patents

Abstract

白色光を放射する手術室照明装置と蛍光撮像装置とを備える手術室用の蛍光撮像システム。この蛍光撮像装置は、６００〜９００ｎｍの放射波長の範囲で、蛍光マーカーを励起するための励起放射線を放射するできる光源を備える。照明装置により放射される光は、蛍光マーカーの放射範囲を下回るカットオフ波長を有するローパスフィルタによってフィルタリングされる。それにもかかわらず、ローパスフィルタは、蛍光マーカーの放射範囲を上回る波長で減衰ピークまたは変動を示すことができる。検出器のフィルタによる減衰と照明装置のローパスフィルタによる減衰との積が少なくとも１０６倍の減衰をもたらす。

Description

本発明は、手術室を照らす装置と蛍光医用撮像装置とを備える手術室用の蛍光撮像システムに関する。

蛍光医用撮像は、特に外科医の動作を案内する目的で外科処置にとって有望な技術である。

この技術は、蛍光マーカーを含む物質を、例えば外科処置を受ける対象である標的の臓器または組織の観察のためにまたはマーカーによって監視される流れの観察のために、患者に投与することに基づく。

標的の臓器内または組織内またはその近傍における蛍光マーカーの存在により、臓器を備える患者の部位の照明がマーカーを励起させる効果を有し、これにより、マーカーは、励起波長よりも僅かに長い波長の放射線を放射する。

主な用途は、近赤外線（ＮＩＲ）、すなわち、励起放射線および蛍光放射線が７００〜９００ｎｍの波長範囲内にある。

蛍光放射線は、検出されると、臓器の外側の可視部分に関連する標的の臓器または組織を見るために、関連する臓器の画像上に重ね合わせることができる。

本出願人は、Ｆｌｕｏｂｅａｍ^ＴＭの商標名の下で市販される蛍光医用撮像装置を提供する。

蛍光撮像の原理が図１に概略的に示される。

撮像装置１は、その像を得ることが望ましい部位Ｏ内に位置される蛍光マーカーを励起することが意図される光源Ｓを備え（マーカーは、場合によりこの部位内に集中され、または、流れを成してこの部位を通過する）、光源によって与えられる放射線Ｌ_ｓは、マーカーを蛍光性にする効果を有する。

医療用途では、部位Ｏが一般に患者の皮膚Ｐ下に位置される。

マーカーが部位Ｏ内に集中するかまたは部位Ｏを通過するように蛍光マーカーを含む物質を患者に投与することによって、および、光源Ｓによって放射される放射線を介してマーカーを励起することによって、マーカーは蛍光を発するようにされる。

また、装置１は、部位Ｏ内に位置されて光源Ｓによって励起されるマーカーにより放射される蛍光放射線Ｌ_Ｆを検出して記録するようにしてなる検出器Ｄを備える。

例えば、検出器はＣＣＤカメラを備える。

この目的のため、光源Ｓは、測定されるべき蛍光に対応する波長を含まない放射線Ｌ_Ｅを用いて、蛍光マーカーを励起するべくフィルタリングされる（フィルタＦ_Ｓ）。

例えば、測定されるべき蛍光が近赤外線内（すなわち、７００〜９００ｎｍの波長範囲内）にあるときには、励起放射線だけでなく周辺光においても、蛍光範囲内の波長を十分に排除することが必要である。

そうでない場合には、これらの波長は、検出器Ｄによって検出されて、蛍光画像上にノイズを発生させ、それにより、蛍光画像の画質が損なわれる。

検出器Ｄの上流側で、装置は、その波長が蛍光波長である光子Ｌ_Ｆのみが検出器へ向けて通過できるようにするべく適合されるフィルタＦ_Ｄを備える。

近赤外線の蛍光の場合、フィルタＦ_Ｄは、一般に、所定の閾値を上回る全ての波長を透過するハイパスフィルタである。

図２は、そのような蛍光撮像装置のフィルタリング原理を示しており、透過曲線Ｔを周辺光（曲線ｆ_Ａ）、励起光源（曲線ｆ_Ｅ）、および、検出器（曲線ｆ_Ｄ）に関して波長λの関数として与える。

この図に示される例では、励起波長が７８０ｎｍであり、周辺光は、４００〜７５０ｎｍの波長を本質的に含むようにフィルタリングされ、一方、検出器は、約８２０ｎｍよりも長い全ての波長を受けるようにフィルタリングされる。

外科処置中、患者が手術室内のテーブル上に配置され、かつ手術室内に存在する特定の照明装置を用いて、手術される対象の部位が照らされる。

前記装置は、例えば、アームによって支持され、かつ任意の陰影領域を回避するべく患者の方向に向けられるドーム形状のライトヘッドの形態を成す一般に＜＜外科照明器具（ｓｕｒｇｉｃａｌ ｌｕｍｉｎａｉｒｅ）＞＞と呼ばれる照明装置であってもよい。

また、前述した蛍光撮像装置は、手術室内に取り付けられ、かつ患者の部位であって、この部位によって放射される蛍光を撮像して検出することが望ましい患者の部位を適切に観察できるように位置される。

励起光源は、例えば適切な取り付けシステムを使用して、外科照明器具に固定することができる。

手術室内の照明は、その非常に強いパワー（一般に４０〜１５０ｋＬｕｘ）のため、検出器により検出される光子を生み出すことによって蛍光放射線の検出をかき乱す場合がある。

蛍光画像の画質を低下させないように、外科照明器具により与えられる光は、それが測定される対象の蛍光に対応する波長を含まないようにフィルタリングされなければならない。

しかしながら、１５０ｋＬｕｘでは、検出器によりそのフィルタを通して測定される波長範囲の手術室照明からの光の非常に僅かな漏れであっても、蛍光画像の画質を制限する。

また、外科的照明の質に関する要件は厳しい。

この点においては、標準規格ＮＦ ＥＮ６０６０１−２−４１を外科照明器具および診断照明のための特定の安全規則に関して挙げることができる。

例えば、放射される光は、一般に３０００Ｋ〜６７００Ｋの色温度を有さなければならない白色光である。

加えて、標準規格には、演色評価数（ＣＲＩ）が８５〜１００％、好ましくは９５％程度でなければならないことが規定される。

結果として、外科照明器具により放射される光のフィルタリングは、前述した特性の低下を引き起こしてはならない。

また、外科照明器具に関してフィルタリングされるべき大きな表面積（０．５ｍ^２程度）に起因して、低コストフィルタを設計する必要がある。

外科処置を案内するための蛍光撮像装置は、既に説明されている。

幾つかのシステム、特に、Ｈａｍａｍａｔｓｕによって提案されるＰＤＥ^ＴＭシステムおよびＮｏｖａｄａｑによって提案されるＳＰＹ^ＴＭシステムは、蛍光撮像を行なうときに外科照明器具をＯＦＦに切り換えることによって、白色光の影響を克服する。

しかしながら、照明のＯＦＦ切り換えは、外科処置に不適切に役立つ。

他の蛍光撮像装置が連続照明をもたらすべく設計されてきた。

特にＦｌａｒｅ^ＴＭ装置およびその改良型であるＭｉｎｉ−Ｆｌａｒｅ^ＴＭは、幾つかの刊行物の主題であった。

手術室内で使用するために、外科照明器具または撮像装置によって放射される白色光は、Ｆｌａｒｅ^ＴＭ装置およびＭｉｎｉ−Ｆｌａｒｅ^ＴＭ装置に関しては、６７０ｎｍまたは７６０ｎｍ［１］であってもよい励起波長よりも長い波長の光子を含まないように励起波長以後にフィルタリングされる。

Ｆｌａｒｅ^ＴＭ装置に適合される照明システムのフィルタリング原理が、［２］に記載される。

７００ｎｍの蛍光検出器は、６８９〜７２５ｎｍのバンドパスフィルタを用いてフィルタリングされ、一方、８００ｎｍの蛍光の検出器は、８００〜８４８ｎｍのバンドパスフィルタを用いてフィルタリングされる。

これらのバンドパスフィルタは、蛍光信号に対応する波長の検出のみを可能にして、それよりも長い波長を排除するようになっている。

Ｍｉｎｉ−Ｆｌａｒｅ^ＴＭ装置に適合される照明システムのフィルタリング原理が、［３］に記載される。

この装置では、単一の検出器が、７００ｎｍおよび８００ｎｍ付近の蛍光波長を検出することが意図される。

検出器は、６８９〜７２５ｎｍの第１の帯域幅と８０３〜８５３ｎｍの第２の帯域幅とを有するデュアルバンドパスフィルタによって、フィルタリングされる。

Ｆｌａｒｅ^ＴＭ装置およびＭｉｎｉ−Ｆｌａｒｅ^ＴＭ装置のために使用されるバンドパスフィルタは、リファレンスＨＱ８１７／２５の下でＣｈｒｏｍａによって市販される。

ＳｕｒｇＯｐｔｉｃｓによって提案される競合する装置が、［４］に記載される。

励起光源は７５０ｎｍの波長のレーザダイオードであり、一方、手術室の照明は、白色光を放射するハロゲンランプによって与えられる。

Ｃｈｒｏｍａ ＨＱ ７９５／５０バンドパスフィルタは、蛍光波長よりも長い波長の検出器への透過を防止するために検出器の上流側に位置される。

しかしながら、前述した装置を用いると、得られた画像中に、対象の臓器または組織により放射される蛍光とのコントラストを低下させる蛍光バックグラウンドが見られる可能性がある。

筆者らは、一般に、この現象が組織自己蛍光に起因すると考える。

しかしながら、考慮中の近赤外線の波長において、自己蛍光は、無視することができ、観察される蛍光バックグラウンドを単独で説明することができない。

画像のこの満足できない画質を説明するための他の仮説は、励起光源の不十分なフィルタリングかもしれない。

いずれにせよ、手術室のセッティングにおいて蛍光画像の画質を向上させる必要性が存在する。

したがって、本発明の１つの目的は、蛍光の印加および撮像のために適合されるとともに、特に、手術野の強い連続照明の存在下であっても蛍光画像の最適化された画質を可能にする、手術室用の照明・フィルタリングシステムを提案することである。

本発明の更なる目的は、手術室内の既存の照明機器に適度なコストで容易に適合され得るフィルタリングシステムを提案することである。

この目的のため、白色光を放射できる手術室照明装置と蛍光撮像装置とを備える手術室用の蛍光撮像システムであって、
前記蛍光撮像装置が、
−６００〜９００ｎｍの波長放射範囲で蛍光マーカーを励起するための放射線を放射できる光源と、
−光源による励起の作用下でマーカーにより放射される蛍光放射線を検出するようにしてなる検出器と、
−励起放射線を減衰させるとともに、マーカーにより放射される蛍光放射線の波長の範囲に含まれる波長を有する光子を検出器へと透過させるようにしてなる検出器用のフィルタと、
を備え、
照明装置により放射される光が、そのカットオフ波長が蛍光マーカーの放射範囲を下回るローパスフィルタによってフィルタリングされ、それにもかかわらず、前記ローパスフィルタが、蛍光マーカーの放射範囲を上回る波長で減衰ピークまたは変動を示すことができる、蛍光撮像システムが提案される。

本発明によれば、照明装置のローパスフィルタの減衰ピークまたは変動がそれ以後で観察される波長を下回る検出器フィルタの上側カットオフ波長から延びる波長範囲において、検出器フィルタの減衰と照明装置のローパスフィルタの減衰との積が少なくとも１０^６倍の減衰をもたらす。

本明細書中の用語＜＜フィルタ＞＞は、基本的なフィルタまたはフィルタの組み合わせを包含し得る。

以下で詳しく説明されるように、検出器のこのフィルタリングの効果は、照明装置のローパスフィルタのピークに起因するバイアスおよびバックグラウンドノイズを排除することであり、ローパスフィルタは、手術室照明の強度に起因して、深部位から得られ、したがって数が少ない蛍光光子の一部を覆い隠すのに十分強力な寄生光が通過できるようにする。

このフィルタリングにより、検出器は、深層から放射される蛍光信号に対して更に感度が良くなり、よりコントラストが良い画像を生み出す。

また、このフィルタリングは、小さい表面積を有する検出器に適用されるため、結果としてシステムのコストに影響を及ぼさない。

本発明の１つの実施形態によれば、励起放射線の波長が６３０〜８１０ｎｍである。

好ましくは、検出器フィルタが蛍光放射線を透過する帯域幅は５０〜７０ｎｍである。

本発明の１つの特に有利な実施形態によれば、検出器フィルタの減衰と照明装置のローパスフィルタの減衰との積が少なくとも１０^６倍の減衰をもたらす波長範囲は、少なくとも最大で検出器の検出波長限界まで及ぶ。

したがって、検出器フィルタ減衰と照明装置によるローパスフィルタ減衰との積が少なくとも１０^６倍の減衰をもたらす波長範囲は、好ましくは、少なくとも最大１０００ｎｍまで、より好ましくは最大１１５０ｎｍまで及ぶ。

また、検出器フィルタにより透過される波長の範囲内で、照明装置のローパスフィルタが少なくとも１０^６倍の減衰を示す。

照明装置は、ヒンジ付きアームを介して所定の位置に配置されるライトヘッドを備えてもよい。

あるいは、照明装置は、外科医の頭部上に配置されることが意図されるヘッドランプを備えてもよい。

１つの実施形態によれば、照明装置が連続的な照明を与えるようになっている。

他の実施形態によれば、照明装置がパルス状の照明を与えるようになっている。

好ましくは、照明装置が発光ダイオードを備える。

また、照明装置のパワーは好適には４０ｋＬｕｘ以上である。

検出器がＣＣＤカメラまたはＣＭＯＳカメラであってもよい。

１つの特定の実施形態によれば、励起波長が７８０ｎｍであり、検出器フィルタが８２０〜８５０ｎｍの帯域内の放射線を透過する。

他の実施形態によれば、励起波長が７５０ｎｍであり、検出器フィルタが７８０〜８７０ｎｍの帯域内の放射線を透過する。

本発明の他の特徴および利点は、添付図面を参照する以下の詳細な説明から明らかになる。

蛍光撮像の原理のブロック図である。 蛍光撮像における周辺光、励起光をフィルタリングする原理および検出器フィルタリングの原理を示すグラフである。 本発明に係る撮像システムのブロック図である。 図４Ａおよび図４Ｂはそれぞれ、ハロゲンランプおよび発光ダイオードの手術室照明スペクトルを示す図である。 既存の手術室照明で使用され、８００〜９００ｎｍの減衰バウンシングを有するローパスフィルタの透過曲線を示すグラフである。 手術室照明をフィルタリングするために使用され得るローパスフィルタの透過曲線を示すグラフである。 図７Ａおよび図７Ｂは、市販の幾つかの蛍光撮像装置における検出器をフィルタリングするために使用されるバンドパスフィルタの透過曲線を示すグラフである。 波長に応じた検出器のＣＣＤセンサの感度曲線を示すグラフである。 波長に応じた検出器のＣＭＯＳセンサの量子効率曲線を示すグラフである。 図９ａ〜図９ｃはそれぞれ、手術室照明におけるローパスフィルタの透過曲線、本発明の１つの実施形態における検出器のローパスフィルタの透過曲線、および検出器のバンドパスフィルタの透過曲線を示すグラフである。 図１０Ａおよび図１０Ｂは、従来技術における検出器のフィルタリングシステムを用いて、および本発明に従うシステムを用いてそれぞれ得られる蛍光画像を示す図である。 従来技術における検出器のフィルタリングシステムを用いて、および本発明に従うシステムを用いてそれぞれ得られるヒストグラムを示すグラフである。

図３は、本発明の１つの実施形態に係るシステムの全体概略図である。

このシステムは手術室照明装置Ｂと蛍光撮像装置Ｉとを備え、これらの装置は、その蛍光画像を得ることが望ましく、かつこの目的のために蛍光マーカーが注入される患者（人または動物）の部分を象徴的に示す部位Ｏへと方向付けられる。

蛍光撮像装置１は、好適には、商標名Ｆｌｕｏｂｅａｍ^ＴＭの下で本出願人により市販される装置である。

この装置Ｉは、６００〜９００ｎｍの放射波長Ｌ_Ｆ範囲で観察対象の部位Ｏに位置されるかまたは部位Ｏを通過する蛍光マーカーを励起するための励起放射線Ｌ_Ｅを放射できる光源Ｓと、光源Ｓによる励起の作用下でマーカーにより放射される蛍光放射線Ｌ_Ｆを検出するようにしてなる検出器Ｄとを備える。

蛍光測定を行なうために、検出器は、蛍光に対応する近赤外線波長の通過を許容しつつ、手術室照明に対応する可視放射線波長を排除するフィルタＦ_Ｄを用いてフィルタリングされる。

１つの好ましい実施形態によれば、検出器のフィルタは、その帯域幅が、蛍光に対応する近赤外線の波長にあるバンドパスフィルタＦ_Ｄ１を備える。そのようなバンドパスフィルタの透過曲線が、以下で述べられる図７Ａおよび図７Ｂに示される。

あるいは、検出器フィルタは、本発明の範囲から逸脱することなく、可視放射線よりも短い波長を透過してもよい。しかしながら、簡単にするため、用語＜＜バンドパス＞＞は、これらの２つの変形のために使用される。

したがって、フィルタＦ_Ｄは、所望の範囲の減衰および透過を得ることができるようにするフィルタの組み合わせから形成されてもよい。

図３に示される本発明の１つの実施形態によれば、手術室照明装置は、外科用ライトヘッド、すなわち、例えば外科医の頭および手や使用される器具などによって形成される任意の陰影を防止する、白色光を用いて手術野を照らすことが意図される大型の光源である。

このライトヘッドは、非常に強力な光源である（４０ｋＬｕｘ以上、しばしば最大で１５０ｋＬｕｘ）。

先に挙げられたＮＦ ＥＮ ６０６０１−２−４１標準規格は、特定の色温度範囲および特定の演色評価数（ＣＲＩ）の要件を規定する。

現時点において、色温度は一般に３０００Ｋ〜６７００Ｋでなければならず、また、演色評価数は、８５〜１００％、好ましくは９５％程度でなければならない。

外科用ライトは、一般に、複数のランプを有するドームの形態を成す。

このドームは、一般に、それを手術領域へと方向付けて最良の可能なコントラストを有する照明を外科医に与えることができるように、天井に取り付けられるヒンジ付きアームに結合され、または、手術室内の任意の適した支持体に結合される。

本発明の他の実施形態（図示せず）によれば、手術室照明装置は、外科医の頭の上に配置されることが意図されるヘッドランプである。

そのようなヘッドランプを用いると、頭上外科用ライトを用いるよりも、光ビームがより良好に合焦されるという事実を除いては、照明の質（特に、パワー、色温度、および、演色評価数に関して）に関連する制約は、これらの２つのタイプの装置に関して同じである。

したがって、以下で詳しく説明する本発明のフィルタリング解決策は、頭上外科用ライトであろうとヘッドランプであろうと、任意の手術室照明装置に適用される。

現在の手術室照明はハロゲンランプまたは発光ダイオード（ＬＥＤ）を備え、後者が前者に取って代わる傾向がある。

図４Ａは、９１．５の演色評価数、単位表面積当たり６６ｋＬｕｘの光束、および、４０００Ｋの色温度を有するハロゲンタイプの照明のスペクトルを示す。

図４Ｂは、９０．５の演色評価数、単位表面積当たり６０ｋＬｕｘの光束、および、３７１９Ｋの色温度を有する発光ダイオード（ＬＥＤ）を用いた光のスペクトルを与える。

これらの２つのスペクトル間の比較は、７００ｎｍよりも長い波長において、ＬＥＤ照明がハロゲン照明よりもかなり低い光レベルを与えることを示す。

したがって、手術室内において近赤外線で蛍光撮像を行なうためには、赤外線成分のより容易な排除を可能にするＬＥＤ照明を選択することが有利である。

照明装置の赤外線波長の伝達を防止するために、７００〜７５０ｎｍのカットオフ周波数を有するローパスフィルタＦ_Ｂが照明装置の前方に配置される。

図５は、手術室内の照明からの近赤外線を遮断するために一般に使用されるローパス干渉フィルタのスペクトルを示す。

照明装置の大きな表面積（一般に０．５ｍ^２程度）に起因して、手術室の照明をフィルタリングするのに経済的に最も合理的な技術的解決策は、低コスト干渉フィルタの使用である。

しかしながら、このタイプのフィルタでは、８００〜９００ｎｍにおいて減衰バウンシング（矢印により示される）が観察され、それにより、蛍光波長の寄生光が発生される。

したがって、そのようなフィルタを、意図される用途のために使用できない。

そのため、蛍光波長の範囲のより良い性能の干渉フィルタが選択されなければならず、それにより、演色評価数を低下させないようにまたは赤色成分を付加することによりその可能な復元を少なくとも得るように、７００ｎｍまたは７５０ｎｍを上回る波長範囲にわたって、頭上外科用ライトまたはヘッドランプからの照明のシャープカットフィルタリングが可能になる。

所要の性能レベルを有するフィルタを市販のフィルタの中から選択すること、あるいは、与えられた仕様に基づいて専門会社により製造される適切なフィルタを有することは、当業者の理解できる範囲である。

図６は、発明を実施するべく頭上外科用ライトまたはヘッドランプをフィルタリングするために使用され得る干渉フィルタのスペクトルを示す。

このフィルタは、８００〜９００ｎｍにおいて良好な減衰を示すが、９００ｎｍを上回ると減衰の著しいピーク（矢印により示される）を示す。

したがって、頭上外科用ライトまたはヘッドランプがこのタイプのフィルタを用いてフィルタリングされると、近赤外線の長い波長で、例えば９００ｎｍ付近で、照明スペクトルに寄生光が存在する。

図３には、この寄生光が参照符号Ｌ_Ｐａｒａにより示される。

以下で分かるように、このピークは、対応する長い波長を遮断するために検出器のローパスフィルタリングによって弱められ得る。

また、それ自体が知られるように、検出器Ｄのフィルタリングは、一般に、マーカーによって放射される蛍光Ｌ_Ｆに対応する光子だけが検出されるように、形成されるバンドパスフィルタＦ_Ｄ１を備える。

一般的には、５０〜７０ｎｍ程度のバンドパス幅が適しており、下側カットオフ波長および上側カットオフ波長（それぞれλ_{ｌｏｗｅｒ}、λ_{ｕｐｐｅｒ}で示される）の値は、考慮中のマーカーの蛍光放射スペクトルに応じて選択される。

しかしながら、本発明者らは、市販の装置で使用されるバンドパスフィルタが、実際には８００〜１０００ｎｍの波長で、減衰ピークまたは減衰バウンシングを呈することを見出した。

例えば、図７Ａは、例えば前述したＦｌａｒｅ^ＴＭシステムおよびＭｉｎｉ−Ｆｌａｒｅ^ＴＭシステムで使用されるＣｈｒｏｍａ ＨＱ ８１７−２５フィルタのスペクトルを示す。

非常に良好な減衰が８５０〜１０４０ｎｍにおいて観察されるが、大きなバウンシング（矢印により示される）が１０５０ｎｍ以後で生じる。

図７Ｂは、例えば前述したＳｕｒｇＯｐｔｉｘシステムで使用されるＣｈｒｏｍａ ＨＱ ７９５／５０フィルタのスペクトルを示す。

非常に良好な減衰が８３０〜９４０ｎｍにおいて観察されるが、著しいバウンシング（矢印により示される）が９５０〜１０５０ｎｍで観察される。

通常は、９００ｎｍよりも長い波長でフィルタ挙動を調べない。

事実上、一般的には、これらの波長で検出器（ＣＣＤセンサまたはＣＭＯＳセンサ）の感度は低いと考えられ、また、手術室照明のＬＥＤはもはや放射しないと考えられる。

また、従来の蛍光用途では、周辺光のパワーが比較的低く、このことは、そのような波長の寄生光が検出器により測定される信号に殆ど影響を与えないことを意味する。

しかしながら、本発明者らは、最大で１０００ｎｍまで、また、それより高くても、検出器が依然として幾らかの感度を有することを突き止めた。

したがって、図８Ａは、Ｆｌｕｏｂｅａｍ^ＴＭ装置などの蛍光撮像装置で一般に使用されるＣＣＤセンサの感度を波長の関数として示す。

図８Ｂは、蛍光撮像装置においても使用され得るＣＭＯＳセンサの量子効率（ＱＥ）を波長の関数として示す。

これらのタイプのセンサは、可視波長およびそれよりも低い波長で高い感度を示すが、近赤外線に対応する波長で依然としてかなりの感度を示す。

この感度は低いが、手術室装置により与えられる照明が非常に強力（場合により１５０ｋＬｕｘに達する）である限りにおいて、頭上外科用ライトまたはヘッドランプのローパスフィルタおよび検出器のバンドパスフィルタによる低い減衰に起因する寄生光は、センサにより測定される蛍光信号中にかなりのバックグラウンドノイズをもたらすのに十分強い。

これらの考察に基づいて、直観的な手法は、手術室照明装置のフィルタリングを向上させることである。

事実上、適切な用途が与えられれば、フィルタリングにより、全ての寄生光子を光源で排除できると考えられ得る。したがって、検出器は、蛍光光子、特に最も長い波長に対応する光子のみを検出する。

しかしながら、前述したように、手術室照明装置の表面積（頭上外科用ライトにおいては０．５ｍ^２程度）を考慮すると、適切なフィルタのコストはひどく高い。

また、この解決策がより多くの光子検出を可能にする場合であっても、これらの光子は数が少なく、対応する波長における検出器の感度は低い。

最後に、更なるフィルタを付加すると、手術室照明の演色評価数および色温度が変わるおそれがある。

それどころか、本発明者らは、検出器により検出可能な光子の損失にもかかわらず、更なるフィルタを検出器に加え、それにより、フィルタの付加が、検出器により測定される信号の質の低下をもたらすという先入観に逆らうことを選択した。

事実上、検出器を更にフィルタリングすることによって、十分なコントラストを有する画像を与えるために、不十分な数の光子が検出されることが懸念され得る。

検出器の更なるフィルタリングは、カットオフ波長を超える波長で非常に強い減衰を示すローパスフィルタから成る。

言い換えると、検出器ＤのフィルタＦ_Ｄは、検出器により検出されるべき近赤外線の波長を透過するローパスフィルタＦ_Ｄ２（図９ｂ参照）と組み合わされるバンドパスフィルタまたはハイパスフィルタＦ_Ｄ１（図９ｃ参照）を備え、この場合、その上側カットオフ波長λ_ｍａｘを上回ると、手術室照明装置のフィルタの減衰と検出器フィルタの減衰との積が少なくとも１０^６倍の減衰をもたらす。

この条件は、好ましくは、少なくとも検出器Ｄの検出限度まで留意されなければならない。

この大幅な減衰に関与する波長の範囲が図９ｂに領域Ｚ_Ｄによって図式化される。図９は、手術室照明のフィルタの透過曲線（前述した図６に対応する図９ａ）、検出器に適した付加的なローパスフィルタＦ_Ｄ２の一例の透過曲線（図９ｂ）、および、検出器のバンドパスフィルタＦ_Ｄ１の一例の透過曲線（前述した図７Ａに対応する図９ｃ）を同時に示す。

明らかに、ここに示される透過曲線は単なる例示であり、当業者は、考慮中の手術室照明および撮像装置の特異性に関して透過およびカットオフ波長の特性を変えてもよい。

手術室照明装置のためのフィルタの選択に関しては、頭上外科用ライトまたはヘッドランプのローパスフィルタＦ_Ｂが検出器によって測定対象の任意の波長を透過しないように確保すること（言い換えると、ローパスフィルタＦ_Ｂのカットオフ波長λ_Ｂｍａｘは、そのバンドパス幅ＢＰが図９ａの領域Ｚ_Ｂ内にあるバンドパスフィルタＦ_Ｄ１の下側カットオフ波長λ_{ｌｏｗｅｒ}よりも短く、これは、少なくとも１０^６倍、好ましくは少なくとも１０^７倍の手術室照明の減衰に対応する）、および頭上外科用ライトまたはヘッドランプのローパスフィルタＦ_Ｂの減衰ピークまたは変動が、検出器フィルタのバンドパス幅ＢＰを超える波長でのみ生じるように確保することにも注意しなければならない。

図９ａおよび図９ｂに示されるように、頭上外科用ライトまたはヘッドランプのローパスフィルタＦ_Ｂのピークは、検出器の帯域幅ＢＰを超える波長で始まるが、それはカットオフ周波数λ_ｍａｘを上回って存在するため、このピークはフィルタＦ_Ｄ２によって減衰される（図９ｂにおける領域ＺＤ）。

図９ｂでは、検出器の更なるフィルタＦ_Ｄ２が１２００ｎｍ付近で強いピークを示すのが分かる。しかしながら、この波長は検出器の検出波長限界よりも長く、このことは、このピークが画像の画質に影響を与えないことを意味する。

所要の性能レベルを有する市販のフィルタの中から１つのフィルタを選択すること、あるいは、検出器フィルタリングのための仕様に基づいて専門会社により適切なフィルタを製造していることは、当業者の理解できる範囲内である。

本発明者らは、驚くべきことに、画像の画質と異なる構造間の区別とが検出器のこの更なるフィルタリングによって明らかに向上されることを確かめた。

特に、本発明者らは、深い部位から得られ、したがって数が少ない蛍光光子を覆い隠すバイアスおよびバックグラウンドノイズの排除をこの更なるフィルタリングが可能にすることに気付いた。

このようにしてフィルタリングされる検出器は、深層から生じる蛍光信号に対して更に感度が良く、コントラストが良い画像をもたらす。

また、検出器の表面積は頭上外科用ライトの表面積よりもかなり小さいため、高性能フィルタを使用して更に長い波長で１０^６倍を超える減衰を得ることは、システムに経済的不利益をもたらす。

非限定的な例示として、第１の実施形態において、本出願人により市販されるＦｌｕｏｂｅａｍ^ＴＭ装置は、７８０ｎｍの励起波長と、８２０〜８５０ｎｍのバンドパスフィルタＦ_Ｄの帯域幅とを有し、第２の実施形態では、励起波長が７５０ｎｍであり、バンドパスフィルタＦ_Ｄの帯域幅が７８０〜８７０ｎｍである。

明らかに、先に与えられた数値は単なる例示であり、当業者は、利用できるフィルタと検出されるべき蛍光波長とに応じて、手術室照明のためおよび検出器のための適切なフィルタを開発できる。

実験結果
前述したシステムを使用して、また、第２のケースにおいて前述した検出器の更なるフィルタリングが加えられた（その透過曲線が図９ｂに与えられる）ことを除き同じ実験条件下で、動物の心臓に対して外科処置が行なわれた。

図１０Ａおよび図１０Ｂは、それぞれ検出器の更なるローパスフィルタを伴うおよび伴わない、インドシアニングリーン（indocyanine green、ＩＣＧ）の注入後に記録された心臓の蛍光画像である。

本発明に従うシステムを用いると、多くの更に深くに位置する血管を見ることができるのが分かる。

この結果は、検出器の更なるローパスフィルタを伴わない（曲線（ａ））および伴う（曲線（ｂ））冠状動脈の外側部位で得られたヒストグラムを与える図１１においても観察できる。

このヒストグラムでは、モードの一方が心臓の表面に対応し、モードの他方が深部血管に対応する。

これらの２つの曲線間の比較は、検出器の更なるローパスフィルタを用いて取得された画像における方が、このフィルタを用いずに取得された画像におけるよりもヒストグラムの二峰性の外観がかなり強いことを明確に示す。

したがって、更なるフィルタが深部血管のコントラストをかなり高めることが分かる。

参考文献
［１］Ｓ．Ｇｉｏｕｘ，Ｈ．Ｓ．Ｃｈｏｉ ｅｔ Ｊ．Ｆ．Ｆｒａｎｇｉｏｎｉ，＜＜Ｉｍａｇｅ−Ｇｕｉｄｅｄ Ｓｕｒｇｅｒｙ Ｕｓｉｎｇ Ｉｎｖｉｓｉｂｌｅ Ｎｅａｒ−Ｉｎｆｒａｒｅｄ Ｌｉｇｈｔ：Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ，＞＞Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ，ｖｏｌ．９，ｎｏ．１５，ｐｐ．２３７−２５５．
［２］Ｓ．Ｌ．Ｔｒｏｙａｎ，Ｖ．Ｋｉａｎｚａｄ，Ｓ．Ｌ．Ｇｉｂｂｓ−Ｓｔｒａｕｓｓ，Ｓ．Ｇｉｏｕｘ，Ａ．Ｍａｔｓｕｉ，Ｒ．Ｏｋｅｔｏｋｏｕｎ，Ｌ．Ｎｇｏ，Ａ．Ｋｈａｍｅｎｅ，Ｆ．Ａｚａｒ ｅｔ Ｊ．Ｖ．Ｆｒａｎｇｉｏｎｉ，＜＜Ｔｈｅ ＦＬＡＲＥ（ＴＭ） Ｉｎｔｒａｏｐｅｒａｔｉｖｅ Ｎｅａｒ−Ｉｎｆｒａｒｅｄ Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ：Ａ Ｆｉｒｓｔ−ｉｎ−Ｈｕｍａｎ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｔｒｉａｌ ｉｎ Ｂｒｅａｓｔ Ｃａｎｃｅｒ Ｓｅｎｔｉｎｅｌ Ｌｙｍｐｈ Ｎｏｄｅ Ｍａｐｐｉｎｇ，＞＞Ａｎｎ Ｓｕｒｇ Ｏｎｃｏｌ，ｖｏｌ．１６，ｐｐ．２９４３−２９５２，２００９．
［３］Ｊ．Ｓ．Ｄ．Ｍｉｅｏｇ，Ｓ．Ｓ．Ｔｒｏｙａｎ，Ｍ．Ｈｕｔｔｅｍａｎ，Ｋ．Ｊ．Ｄｏｎｏｈｏｅ，Ｊ．Ｒ．ｖａｎ ｄｅｒ Ｖｏｒｓｔ，Ａ．Ｓｔｏｃｋｄａｌｅ，Ｇ．−Ｊ．Ｌｉｅｆｅｒｓ，Ｈ．Ｓ．Ｃｈｏｉ，Ｓ．Ｌ．Ｇｉｂｂｓ−Ｓｔｒａｕｓｓ，Ｈ．Ｐｕｔｔｅｒ，Ｓ．Ｇｉｏｕｘ，Ｐ．Ｊ．Ｋｕｐｐｅｎ，Ｙ．Ａｓｈｉｔａｔｅ，Ｃ．Ｗ．Ｌｏｗｉｋ，Ｖ．Ｔ．Ｓｍｉｔ，Ｒ．Ｏｋｅｔｏｋｏｕｎ，Ｌ．Ｈ．Ｎｇｏ，Ｃ．Ｊ．ｖａｎ ｄｅ Ｖｅｌｄｅ，Ｊ．Ｖ．Ｆｒａｎｇｉｏｎｉ ｅｔ Ａ．Ｌ．Ｖａｈｒｍｅｉｊｅｒ，＜＜Ｔｏｗａｒｄ Ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｌｙｍｐｈａｔｉｃ Ｔｒａｃｅｒ ｆｏｒ Ｎｅａｒ−Ｉｎｆｒａｒｅｄ Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔ Ｓｅｎｔｉｎｅｌ Ｌｙｍｐｈ Ｎｏｄｅ Ｍａｐｐｉｎｇ ｉｎ Ｂｒｅａｓｔ Ｃａｎｃｅｒ，＞＞ＡｎｎＳｕｒｇ Ｏｎｃｏｌ，ｖｏｌ．１８，ｐｐ．２４８３−２４９１，２０１１．
［４］Ｇ．Ｔｈｅｍｅｌｉｓ，Ｊ．Ｓ．Ｙｏｏ，Ｋ．−Ｓ．Ｓｏｈ，Ｒ．Ｓｃｈｕｌｚ ｅｔ Ｖ．Ｎｔｚｉａｃｈｒｉｓｔｏｓ，＜＜Ｒｅａｌ−ｔｉｍｅ ｉｎｔｒａｏｐｅｒａｔｉｖｅ ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ ｕｓｉｎｇ ｌｉｇｈｔ−ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ，＞＞Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ，ｖｏｌ．１４，ｎｏ．１６，２００９．

Claims (15)

1. 白色光を放射できる手術室照明装置（Ｂ）と蛍光撮像装置（Ｉ）とを備える手術室用の蛍光撮像システムであって、
   前記蛍光撮像装置（Ｉ）は、
   −６００〜９００ｎｍの放射波長（Ｌ_Ｆ）の範囲で、蛍光マーカーを励起するための励起放射線（Ｌ_Ｅ）を放射できる光源（Ｓ）と、
   −前記光源（Ｓ）による励起の作用下で、前記マーカーにより放射される蛍光放射線（Ｌ_Ｆ）を検出するようにしてなる検出器（Ｄ）と、
   −前記励起放射線（Ｌ_Ｅ）を減衰させ、かつ前記マーカーにより放射される蛍光放射線（Ｌ_Ｆ）の波長の範囲に含まれる波長を有する光子を前記検出器（Ｄ）へと透過させるようにしてなる前記検出器（Ｄ）のためのフィルタ（Ｆ_Ｄ）と、
   を備え、
   前記照明装置（Ｂ）により放射される光は、前記蛍光マーカーの放射範囲（Ｌ_Ｆ）を下回るカットオフ波長（λ_Ｂｍａｘ）を有するローパスフィルタ（Ｆ_Ｂ）によってフィルタリングされ、それにもかかわらず、前記ローパスフィルタ（Ｆ_Ｂ）は、前記蛍光マーカーの放射範囲（Ｌ_Ｆ）を上回る波長で減衰ピークまたは変動を示すことができる、蛍光撮像システムにおいて、
   前記照明装置の前記ローパスフィルタの減衰ピークまたは変動がそれ以後で観察される波長を下回る上側カットオフ波長（λ_ｍａｘ）から延びる波長範囲（Ｚ_Ｄ）において、前記検出器の前記フィルタ（Ｆ_Ｄ）による減衰と前記照明装置の前記ローパスフィルタ（Ｆ_Ｂ）による減衰との積が少なくとも１０^６倍の減衰をもたらすことを特徴とする、蛍光撮像システム。
2. 前記励起放射線の波長が、６３０から８１０ｎｍの範囲であることを特徴とする、請求項１に記載のシステム。
3. 前記検出器の前記フィルタが前記蛍光放射線を透過する帯域幅は、５０から７０ｎｍの範囲であることを特徴とする、請求項１または請求項２に記載のシステム。
4. 前記検出器フィルタによる減衰と前記照明装置（Ｂ）の前記ローパスフィルタによる減衰との積が少なくとも１０^６倍の減衰をもたらす前記波長範囲（Ｚ_Ｄ）は、少なくとも前記検出器（Ｄ）の検出波長限界にまで及ぶことを特徴とする、請求項１から３のいずれか一項に記載のシステム。
5. 前記検出器（Ｄ）の前記フィルタによる減衰と前記照明装置（Ｂ）の前記ローパスフィルタによる減衰との積が少なくとも１０^６倍の減衰をもたらす前記波長範囲は、少なくとも１０００ｎｍにまで、好ましくは１１５０ｎｍにまで及ぶことを特徴とする、請求項１から４のいずれか一項に記載のシステム。
6. 前記検出器フィルタにより透過される波長の範囲（λ_{ｌｏｗｅｒ}、λ_{ｕｐｐｅｒ}）内で、前記照明装置（Ｂ）の前記ローパスフィルタ（Ｆ_Ｂ）が少なくとも１０^６倍の減衰を示すことを特徴とする、請求項１から５のいずれか一項に記載のシステム。
7. 前記照明装置（Ｂ）は、ヒンジ付きアームを介して位置され得るドーム形状のライトヘッドを備えることを特徴とする、請求項１から６のいずれか一項に記載のシステム。
8. 前記照明装置（Ｂ）が、ヘッドランプを備えることを特徴とする、請求項１から６のいずれか一項に記載のシステム。
9. 前記照明装置（Ｂ）が、連続的な照明を与えるようにしてなることを特徴とする、請求項１から８のいずれか一項に記載のシステム。
10. 前記照明装置が、パルス状の照明を提供するようにしてなることを特徴とする、請求項１から９のいずれか一項に記載のシステム。
11. 前記照明装置（Ｂ）が、発光ダイオードを備えることを特徴とする、請求項１から１０のいずれか一項に記載のシステム。
12. 前記照明装置のパワーが４０ｋＬｕｘ以上であることを特徴とする、請求項１から１１のいずれか一項に記載のシステム。
13. 前記検出器（Ｄ）がＣＣＤカメラまたはＣＭＯＳカメラであることを特徴とする、請求項１から１２のいずれか一項に記載のシステム。
14. 励起波長が７８０ｎｍであり、前記検出器の前記フィルタ（Ｆ_Ｄ）が８２０から８５０ｎｍの帯域内の放射線を透過することを特徴とする、請求項１から１３のいずれか一項に記載のシステム。
15. 励起波長が７５０ｎｍであり、前記検出器の前記フィルタ（Ｆ_Ｄ）が７８０から８７０ｎｍの帯域内の放射線を透過することを特徴とする、請求項１から１４のいずれか一項に記載のシステム。

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