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WO2025005158A1 - 医療用観察システム、フィルタ、及び光学視管 - Google Patents

医療用観察システム、フィルタ、及び光学視管 Download PDF

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WO2025005158A1
WO2025005158A1 PCT/JP2024/023260 JP2024023260W WO2025005158A1 WO 2025005158 A1 WO2025005158 A1 WO 2025005158A1 JP 2024023260 W JP2024023260 W JP 2024023260W WO 2025005158 A1 WO2025005158 A1 WO 2025005158A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
light
optical path
observation
filter
optical
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
PCT/JP2024/023260
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
哲晃 岩根
達也 出口
敬裕 山元
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sony Olympus Medical Solutions Inc
Original Assignee
Sony Olympus Medical Solutions Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Sony Olympus Medical Solutions Inc filed Critical Sony Olympus Medical Solutions Inc
Publication of WO2025005158A1 publication Critical patent/WO2025005158A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Pending legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/07—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements using light-conductive means, e.g. optical fibres

Definitions

  • the present disclosure relates to a medical observation system, a filter, and an optical scope.
  • observation target fluorescence a substance contained in the observation target by the irradiation of the excitation light
  • observation target fluorescence fluorescence observation
  • Such fluorescence observation makes it possible to grasp the state of tissue, which is difficult to recognize using white light, through the fluorescence of the object being observed. Therefore, fluorescence observation can be used for various purposes and applications, such as identifying lesions.
  • a medical observation system has an observation optical path including a first optical path along which a first light propagates from a light source device to an observation object, and a second optical path along which a second light propagates, which is return light of the first light (including observation object fluorescence) from an observation object irradiated with the first light.
  • the first and second lights propagate through the observation optical path, the first and second lights are irradiated onto a member forming the observation optical path, causing autofluorescence to be generated from the member.
  • Such autofluorescence has a wavelength band that includes the wavelength band of the observation object fluorescence that is the subject of fluorescence observation, and becomes noise in the fluorescence observation. Therefore, there is a demand for a technique that enables good fluorescent observation.
  • the present disclosure has been made in consideration of the above, and aims to provide a medical observation system, filter, and optical scope that can perform excellent fluorescent observation.
  • the medical observation system includes a light source device that emits a first light, an image sensor that captures a second light that is a return light of the first light from an observation object irradiated with the first light, and a filter that is disposed on an observation optical path including a first optical path along which the first light propagates from the light source device to the observation object and a second optical path along which the second light propagates from the observation object to the image sensor, and that partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light including autofluorescence generated from a member that forms the observation optical path by at least one of the first light and the second light.
  • the filter according to the present disclosure is disposed on an observation optical path including a first optical path along which the first light propagates from a light source device that emits the first light to an observation object, and a second optical path along which second light, which is return light of the first light from the observation object irradiated with the first light, propagates, and partially, substantially, or completely suppresses unwanted light, including autofluorescence, generated from a member that forms the observation optical path by at least one of the first light and the second light.
  • the optical scope according to the present disclosure is an optical scope that irradiates a first light onto an object to be observed and captures a second light, which is a return light of the first light from the object to be observed onto which the first light has been irradiated, and has a part of a first optical path along which the first light propagates from a light source device that emits the first light to the object to be observed, and a part of a second optical path along which the second light propagates, and is equipped with a filter that partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light, including autofluorescence, generated by at least one of the first light and the second light from a member that forms an observation optical path including the first optical path and the second optical path.
  • the medical observation system, filter, and optical scope disclosed herein enable excellent fluorescence observation.
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of a medical observation system according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram showing the shape of a filter.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating the function of the filter.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating the function of the filter.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the function of the filter.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a method of calculating the S/N ratio.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating the effects of the first embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram showing the configuration of a medical observation system according to the second embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating the function of the second filter in the case of short wave excitation.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating the function of the second filter in the case of short wave excitation.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating the function of the second filter in the case of short wave excitation.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating the function of the second filter in the case of short wave excitation.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating the function of the second filter in the case of long wave excitation.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating the function of the second filter in the case of long wave excitation.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating the function of the second filter in the case of long wave excitation.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating a first modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating a first modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 17 is a diagram illustrating a first modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 18 is a diagram illustrating a second modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating a first modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating a first modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 17 is a diagram illustrating a first
  • FIG. 19 is a diagram illustrating a third modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 20 is a diagram illustrating a fourth modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 21 is a diagram illustrating a fourth modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 22 is a diagram illustrating a fifth modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 23 is a diagram illustrating a fifth modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 24 is a diagram illustrating a sixth modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 25 is a diagram illustrating a seventh modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 26 is a diagram illustrating an eighth modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 27 is a diagram illustrating an eighth modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of a medical observation system 1 according to the first embodiment.
  • the medical observation system 1 is a medical endoscope system that observes an observation object OB (inside a living body) using an endoscope.
  • the medical observation system 1 includes an insertion section 2, a light source device 3, a light guide 4, a camera head 5, a first transmission cable 6, a display device 7, a second transmission cable 8, a control device 9, a third transmission cable 10, and a filter 11.
  • the insertion section 2 corresponds to the optical endoscope according to the present disclosure.
  • the insertion section 2 is composed of a rigid endoscope. That is, the insertion section 2 has an elongated shape that is rigid as a whole, or is partially flexible and other portions are rigid, and is inserted into the observation object OB. Inside this insertion section 2, there is provided an optical system that is composed of one or more lenses and focuses the second light (subject image) from the observation object OB, which will be described later.
  • the light source device 3 includes a first light source 31 (FIG. 1) that supplies first light to one end of the light guide 4 under the control of the control device 9.
  • the first light is excitation light that excites a substance contained in the observation object OB.
  • the first light source 31 may be configured with an LED (Light Emitting Diode) or a semiconductor laser.
  • the number of first light sources 31 that emit the first light may be one or more.
  • examples of substances contained in the observation target OB that are excited by the excitation light include drugs or fluorescent dyes that are applied to the observation target OB, or fluorescent substances derived from the observation target OB that constitute the observation target OB itself.
  • Examples of the above-mentioned drugs administered to the observation subject OB include “5-ALA (PP-IX)”, “ADS780WS”, “ADS830WS”, “aggregation-induced emission dots allophycocyanin (APC)", “boron-dipyrromethane (BODIPY)", “CLR 1502”, “Flavins”, “fluorescamine”, “Fluorescein”, “fluoro-gold”, “green fluorescence protein”, “ICG (indocyanine green)”, “IRDye 78", “IR-PEG nanoparticles”, “Isothiocyanate”, “rose Bengal”, “SGM-101", and “trypan blue”.
  • the above-mentioned fluorescent dyes that are applied to the observation target OB include “coumarine”, “Cy3”, “DyLight547”, “GE3126”, “metal nanoclusters”, “oxacarbocyanine”, “rhodamine”, “riboflavin”, “fluorescein”, “AlexaFluor660”, “AlexaFluor680”, “AlexaFluor700”, “Cy5", “Cy5.5”, “Dy677”, “Dy682”, “Dy752”, “DyLight647”, “HiLyte Fluor 647", “HiLyte Fluor 680”, "IRDye 700DX", "methylene blue", “Porphyrins", and “Porphysomes”.
  • fluorescent substances derived from the observation target OB that constitute the observation target OB itself include “collagen,” “elastin,” and “NADH.”
  • the light source device 3 is configured separately from the control device 9, but this is not limiting, and a configuration in which the light source device 3 and the control device 9 are provided in the same housing may also be adopted.
  • the light guide 4 propagates the first light supplied from the light source device 3 (first light source 31) from one end to the other end and supplies it to the insertion section 2.
  • the first light supplied to the insertion section 2 is emitted from the tip of the insertion section 2 and irradiated to the observation object OB.
  • the second light (subject image) which is the return light of the first light irradiated to the observation object OB and returned from the observation object OB, is collected by the optical system in the insertion section 2.
  • the second light includes, in addition to the excitation light reflected by the observation object OB, the excitation light is irradiated to the observation object OB, and the fluorescence emitted from the substance contained in the observation object OB when the substance is excited by the excitation light (hereinafter referred to as the observation object fluorescence).
  • the camera head 5 is detachably connected to the base end (eyepiece section 21 (FIG. 1)) of the insertion section 2 via a filter 11.
  • the camera head 5 includes an imaging section 51, as shown in FIG. As shown in FIG. 1, the imaging section 51 includes an excitation light cut filter 511, a lens unit 512, and an imaging element 513.
  • the excitation light cut filter 511 is a filter that partially, substantially, or completely suppresses the excitation light contained in the second light (subject image) collected by the insertion portion 2 .
  • the excitation light cut filter 511 is not limited to being disposed in the camera head 5, but may be disposed in the insertion portion 2 (for example, the eyepiece portion 21).
  • the lens unit 512 focuses the second light (subject image) that is collected by the insertion part 2 and passes through the excitation light cut filter 511 onto the light receiving surface (imaging surface) of the image sensor 513.
  • the image sensor 513 is composed of a CCD (Charge Coupled Device) or CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) that receives the second light (subject image) formed by the lens unit 512 after passing through the excitation light cut filter 511 and converts it into an electrical signal.
  • CCD Charge Coupled Device
  • CMOS Complementary Metal Oxide Semiconductor
  • the imaging unit 51 outputs the pixel signals obtained by imaging.
  • the first transmission cable 6 transmits pixel signals output from the imaging unit 51 to the control device 9, and also transmits control signals, synchronization signals, clocks, power, and the like sent from the control device 9 to the camera head 5.
  • the pixel signals and the like transmitted from the camera head 5 to the control device 9 via the first transmission cable 6 may be transmitted as optical signals or as electrical signals. The same applies to the transmission of control signals, synchronization signals, and clocks from the control device 9 to the camera head 5 via the first transmission cable 6.
  • the display device 7 is configured with a display using liquid crystal or organic EL (Electro Luminescence) or the like, and displays an image based on a video signal from the control device 9 under the control of the control device 9.
  • liquid crystal or organic EL Electro Luminescence
  • One end of the second transmission cable 8 is detachably connected to the display device 7.
  • the other end of the second transmission cable 8 is detachably connected to the control device 9.
  • the second transmission cable 8 transmits the video signal processed by the control device 9 to the display device 7.
  • the control device 9 includes controllers such as a CPU (Central Processing Unit) and an MPU (Micro Processing Unit), and controls the overall operation of the light source device 3, the camera head 5, and the display device 7. Note that the control device 9 is not limited to a CPU or an MPU, and may include integrated circuits such as an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), an FPGA (Field-Programmable Gate Array), or a GPU (Graphics Processing Unit).
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • FPGA Field-Programmable Gate Array
  • GPU Graphics Processing Unit
  • control device 9 generates a video signal by performing various image processing on the pixel signal acquired from the camera head 5 via the first transmission cable 6, and outputs the video signal to the display device 7 via the second transmission cable 8.
  • the display device 7 then displays an image based on the video signal.
  • the control device 9 also outputs control signals and the like to the camera head 5 and the light source device 3 via the first and third transmission cables 6 and 10.
  • the third transmission cable 10 transmits a control signal from the control device 9 to the light source device 3.
  • Fig. 2 is a diagram showing the shape of the filter 11.
  • Fig. 2 is a diagram showing the filter 11 as viewed along the optical axis Ax of light incident on the filter 11.
  • the filter 11 has a circular shape in a plan view ( FIG. 2 ), and is disposed between the eyepiece 21 and the camera head 5 so that the optical axis Ax is located at the center of the circle ( FIG. 1 ).
  • the filter 11 is detachably connected to the eyepiece 21.
  • the planar shape of the filter 11 is not limited to a circular shape, and may be other planar shapes.
  • the planar shape of the filter 11 may be a rectangle whose inscribed circle is a circle centered on the optical axis Ax.
  • the filter 11 has a structure in which an inorganic material is optically deposited on a substrate that emits little autofluorescence, such as synthetic quartz, and has a band-pass function, a short-pass function, or a long-pass function.
  • the filter 11 partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light, including autofluorescence L3 (see FIGS. 4 and 5), which will be described later.
  • the function of the filter 11 will be described in detail in the section "Function of the Filter" below.
  • FIG. 3 is a diagram showing an ideal state in which the autofluorescence L3 that becomes noise is not generated.
  • FIG. 4 is a diagram showing an actual state in which the autofluorescence L3 that becomes noise is generated.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the function of the filter 11. Note that (a) of FIG. 3, (a) of FIG. 4, and (a) of FIG. 5 are diagrams showing the spectrum of the second light L2. (b) of FIG. 3, (b) of FIG. 4, and (b) of FIG.
  • FIG. 5 are diagrams showing the signal value S1 based on the observation target fluorescence LF and the signal value S2 based on the unnecessary light including the autofluorescence L3. Note that in FIG. 3 to FIG. 5, the horizontal axis indicates the wavelength [nm], and the vertical axis indicates the signal density [intensity/nm].
  • the light source device 3 irradiates the observation object OB with excitation light L1 (FIG. 3) via a first optical path P1 (FIG. 1).
  • the first optical path P1 is an optical path that follows the path of the light source device 3, the light guide 4, the insertion section 2, and the observation object OB.
  • the second optical path P2 is an optical path that follows the path of the observation object OB, the insertion section 2, and the image sensor 513.
  • the excitation light L1 contained in the second light L2 is partially, substantially, or completely suppressed by the excitation light cut filter 511 when propagating through the second optical path P2.
  • the wavelength band Ar1 marked with a dot is the wavelength band cut by the excitation light cut filter 511.
  • the term "cut” means that light is partially, substantially, or completely suppressed.
  • the "cut” described below has the same meaning. Then, the image sensor 513 captures an image of the subject including the observation target fluorescence LF.
  • the S/N ratio of the signal value based on the observation target fluorescence LF in the pixel signal obtained by imaging with the imaging unit 51 is S1/S2, which is a relatively large value, as shown in FIG. 3(b). If the signal value based on the observation target fluorescence LF is S1 and the signal value based on the noise component is S2, then the signal values S1 and S2 are each generated by the following formula (1): In formula (1), the wavelengths ⁇ a to ⁇ b are a wavelength band that includes the wavelength band of the observation target fluorescence LF.
  • the autofluorescence generating member examples include components contained in multi-component glass such as lenses, material components contained in color filters, adhesives for bonding lenses to each other or other optical members, and oil attached to optical members such as lenses.
  • such autofluorescence L3 has a wavelength band including the wavelength band of the observation object fluorescence LF, which is the observation object light in the fluorescence observation, and becomes noise in the fluorescence observation. Note that such autofluorescence L3 is also generated by irradiating the observation object OB with the excitation light L1.
  • the S/N ratio (S1/S2) of the signal value based on the observation target fluorescence LF in the pixel signal obtained by imaging with the imaging unit 51 becomes smaller than the value shown in FIG. 3(b) described above, because the signal value S2 based on the noise components including the autofluorescence L3 increases, as shown in FIG. 4(b).
  • the observation target fluorescence LF from the observation target OB is weak, it is necessary to adjust the signal value based on the observation target fluorescence LF captured by the image sensor 513 in order to separate the observation target fluorescence LF from the above-mentioned autofluorescence L3 and perform good fluorescence observation.
  • adjusting the signal value based on the observation target fluorescence LF is difficult because it is affected by the following (1) to (4).
  • the amount of observation target fluorescence LF emitted from a drug varies depending on the type and dosage of the drug.
  • the type of drug administered to the observation target OB is selected according to the observation target OB (cancer, blood, lymph, etc.).
  • a drug is selected that allows the wavelength of the excitation light that excites the drug to be separated from the wavelength of the observation target fluorescence LF emitted from the drug in order to image the observation target fluorescence LF emitted from the drug in the medical observation system 1.
  • the drugs selected in this way each emit a different amount of observation target fluorescence LF.
  • the amount of light of the observation target fluorescence LF can be adjusted by the amount of drug administered, it is difficult to increase the amount of drug administered more than necessary in order to achieve minimally invasive treatment. In other words, it is difficult to adjust the light amount of the observation object fluorescence LF by selecting the type of drug and adjusting the dosage. As a result, it is difficult to adjust the signal value based on the observation object fluorescence LF imaged by the image sensor 513 by selecting the type of drug and adjusting the dosage.
  • the amount of observation object fluorescence LF emitted from the observation object OB varies depending on the part and state of the observation object OB. Specifically, when the observation target OB is in a location or state where the drug is likely to remain, the amount of observation target fluorescence LF emitted from the observation target OB increases. On the other hand, when the observation target OB is in a location or state where the drug is likely to flow and not likely to remain, the amount of observation target fluorescence LF emitted from the observation target OB decreases and the afterglow time also becomes shorter. Also, when the observation target OB is a tumor, the amount of observation target fluorescence LF received by the image sensor 513 changes depending on its spread, size, and depth.
  • the amount of the observation object fluorescence LF varies depending on the amount of the excitation light L1 emitted from the light source device 3. In order to increase the amount of the excitation light L1, it may be necessary to adjust the power supplied to the light source device 3. However, the power that can be supplied to the light source device 3 is limited according to the upper limit of the power for operating the entire medical observation system 1.
  • the amount of the excitation light L1 is required to be adjusted in consideration of heat generation in the members constituting the optical path of the excitation light L1 (for example, heat generation between the light guide 4 and the insertion part 2, etc.), correspondence to the laser class, the amount of light energy received by the observation object OB and the surrounding living body (a large amount of light energy may lead to a risk of burns), or the speed of fading of the observation object fluorescence LF emitted from the drug.
  • the amount of the excitation light L1 can also be adjusted by changing the number of light sources of the excitation light L1 mounted on the light source device 3. However, the number of light sources may affect the size of the light source device 3.
  • the size of the light source device 3 may be limited by the size of a cart for carrying the light source device 3, etc. That is, it is difficult to adjust the amount of the observation target fluorescence LF by adjusting the amount of the excitation light L1. As a result, it is difficult to adjust the signal value based on the observation target fluorescence LF imaged by the image sensor 513 by adjusting the amount of the excitation light L1.
  • a signal value based on the observation object fluorescence LF generated from the image pickup element 513 varies.
  • the imaging element 513 may be required not only to output an image for fluorescence observation based on reception of the observation target fluorescence LF in a predetermined wavelength band, but also to output an image for normal light observation based on reception of visible light such as white light.
  • the imaging element 513 may also be required to output an image for fluorescence observation corresponding to a wide wavelength band or multiple wavelength bands among wavelength bands including visible light and invisible light. Furthermore, even if the same drug is used, the imaging element 513 may be required to output an image for fluorescence observation corresponding to such a change in the amount of light of the observation target fluorescence LF due to the procedure or the observation target OB. In that case, the imaging element 513 must select an element that can accommodate such observations, and it may not be possible to use an imaging element with optimal characteristics for imaging the fluorescence in a predetermined wavelength band.
  • the imaging element 513 is disposed in the camera head 5, but the camera head 5 has a size and weight suitable for observation, so that the type of the imaging element 513, including the size, may be limited.
  • the image sensor 513 is not limited to being disposed inside the camera head 5, and even if it is disposed at the tip of a rigid or flexible endoscope, there is a size and weight that is suitable for observation, and this may limit the type of image sensor 513, including its size. That is, it is difficult to adjust the signal value based on the observation object fluorescence LF captured by the image sensor 513 by selecting the type of the image sensor 513 .
  • the signal value based on the observation target fluorescence LF captured by the image sensor 513 is determined within the above constraints and cannot be easily adjusted.
  • a filter 11 is provided between the eyepiece 21 and the camera head 5 on the second optical path P2 in the observation optical path P0, so that the S/N ratio (S1/S2) of the signal value based on the observation object fluorescence LF in the pixel signal obtained by imaging with the imaging unit 51 is made to be a value greater than 1. If the S/N ratio (S1/S2) is a value greater than 1, the control device 9 amplifies the S/N ratio by clamping, gain processing, gamma correction processing, or the like, making it possible to generate an image that makes it easy for the user to distinguish between the signal of the observation object fluorescence LF and the signal of noise components including the autofluorescence L3.
  • the filter 11 cuts light in the wavelength band of wavelengths ⁇ c to ⁇ b from the wavelength band of wavelengths ⁇ a to ⁇ b, excluding the wavelength band of the observation target fluorescence LF. That is, the filter 11 partially, substantially, or completely suppresses light other than the observation target fluorescence LF, which is the observation target light in fluorescence observation.
  • the wavelength band Ar2 marked with a dot is the wavelength band cut by the filter 11.
  • the S/N ratio (S1/S2) of the signal value of the pixel signal obtained by the imaging unit 51 becomes a value greater than 1 because the signal value of the wavelength band of wavelengths ⁇ c to ⁇ b in the signal value S2 based on the noise component including the autofluorescence L3 is reduced (FIG. 5(b)).
  • the OD (Optical Density) value of the wavelength band cut by the filter 11 must be 1 or more, and preferably 4 or more.
  • the higher the OD value the higher the cutting effect, and therefore the greater the effect of improving image quality.
  • filters with high OD values require deposition in dedicated equipment, which can lead to high costs. If the OD value is around 4, it is possible to produce them using general-purpose deposition equipment. For this reason, in terms of practicality, it is preferable to select an OD value of 4, taking into account the balance between performance and cost.
  • the S/N ratio (S1/S2) may be made greater than 1 by adjusting the OD value of the wavelength band to be cut by filter 11. Furthermore, filter 11 may cut light in a portion of the wavelength band of the observation target fluorescence LF if the S/N ratio (S1/S2) of the signal value of the pixel signal obtained by imaging by imaging section 51 is greater than 1.
  • [Method of calculating S/N ratio] 6 is a diagram for explaining a method for calculating the S/N ratio, and corresponds to FIG.
  • the method of calculating the S/N ratio according to this embodiment is based on “2.D.8. Excitation light crosstalk” and “3.G. Excitation light crosstalk” in the title “Performance test methods for near-infrared fluorescence imaging” of the following document A. (Document A) “MEDICAL PHYSICS” Volume 47, Issue 8, August 2020, Pages 3389-3401
  • first and second objects (phantoms) F1 and F2 are used as shown in FIG.
  • the first object F1 is an object (phantom) that does not contain any drug and contains only scattering particles.
  • the second subject F2 is a subject (phantom) containing a drug at a concentration appropriate for the living body to be observed.
  • (a) in formula (2) is the luminance level based on the pixel signal output from the image sensor 513 in a state where no external light enters the camera head 5 and the first light source 31 is turned off in the medical observation system 1 shown in Figure 6. Note that (a) may also be the luminance level based on the pixel signal output from the image sensor 513 in a state where a mechanical shutter is disposed between the camera head 5 and the eyepiece 21 and no light enters the camera head 5 by the mechanical shutter.
  • (b) is the luminance level based on the pixel signal output from the image sensor 513 when the first light source 31 is turned on, the first subject F1 is irradiated with excitation light L1, and the second light L2 is imaged by the image sensor 513 in the medical observation system 1 shown in Figure 6.
  • (c) is the luminance level based on the pixel signal output from the image sensor 513 when the first light source 31 is turned on, excitation light L1 is irradiated onto the second subject F2, and the second light L2 is imaged by the image sensor 513 in the medical observation system 1 shown in FIG. 6.
  • the wavelength band to be cut and the OD value of the wavelength band are adjusted so that the S/N ratio calculated by equation (2) using the pixel signal (RAW signal) output from the image sensor 513 before image processing is performed on the pixel signal is greater than 1. More preferably, in the filter 11 according to the present disclosure, the wavelength band to be cut and the OD value of the wavelength band are adjusted so that the S/N ratio calculated by equation (2) using the pixel signal after image processing is performed on the pixel signal output from the image sensor 513 is 4 or greater.
  • the medical observation system 1 includes a filter 11 that is disposed on the observation optical path P0 and partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light, including autofluorescence L3, generated by at least one of the excitation light L1 and the second light L2 from a member that forms the observation optical path P0.
  • the filter 11 makes the S/N ratio (S1/S2) of the signal value based on the observation object fluorescence LF in the pixel signal obtained by imaging with the imaging section 51 greater than 1. This makes it possible for the control device 9 to generate an image that allows the user to easily distinguish between the signal of the observation object fluorescence LF and the signal of the noise component including the autofluorescence L3. Therefore, the medical observation system 1 according to the first embodiment can perform excellent fluorescent observation.
  • FIG. 7 is a diagram explaining the effect of the first embodiment. Specifically, FIG. 7(a) shows the transmission characteristics (filter characteristics) of the filter 11 when the filter 11 is disposed in a specific position (between the eyepiece 21 and the camera head 5). FIG. 7(b) shows the transmission characteristics (filter characteristics) of the filter 11 when the filter 11 is disposed in a position other than the specific position.
  • the horizontal axis shows the wavelength [nm]
  • the vertical axis shows the OD value.
  • the transmission characteristics (filter characteristics) of the filter 11 change depending on the angle of incidence of light.
  • the light emitted from the eyepiece 21 is approximately parallel light. Therefore, when the filter 11 is disposed between the eyepiece 21 and the camera head 5, the second light L2 is incident on the filter 11 as approximately parallel light. When the second light L2 is incident as approximately parallel light in this manner, the transmission characteristics of the filter 11 become the transmission characteristics of the design value, as shown in FIG. 7A.
  • the transmission characteristics of the filter 11 may deteriorate from the transmission characteristics of the designed value, as shown in FIG. 7(b).
  • the wavelength band to be cut may shift to the short wavelength side, and the wavelength band to be cut may no longer be the optimal wavelength band.
  • the rise and fall of the OD value in the filter characteristics may change from the steep rise and fall in the design (FIG. 7(a)) to a gradual rise and fall (FIG. 7(b)).
  • the OD value of the wavelength band to be cut may also decrease.
  • the transmission characteristics of the filter 11 can be maintained at the transmission characteristics of the design value, and unwanted light including autofluorescence L3 can be partially, substantially, or completely suppressed according to the design value.
  • the filter 11 may also be detachably connected to the eyepiece 21 .
  • the filter 11 corresponding to the observation target substance, such as the drug or fluorescent dye can be selected and used.
  • the filter 11 may be a filter corresponding to multiple observation target substances that require simultaneous observation (for example, the drug and another drug, or the drug and the autofluorescence of the subject), or a filter corresponding to a single observation target substance (the drug or the autofluorescence of the subject), or multiple filters with the same or different wavelength bands to be cut or light levels to be cut may be stacked on the eyepiece 21.
  • the filter 11 according to the present disclosure can perform fluorescence observation well in the first to sixth scenes shown below. Note that, although ICG is used as the drug in the first to sixth scenes shown below, fluorescence observation can be performed well in scenes using other drugs as well.
  • FIG. 1 An example of a scene in which the fluorescence LF from the observation object becomes weak when ICG is used is a scene in which a pediatric patient is undergoing surgery.
  • the dose of ICG per administration must be set according to the patient's weight. Therefore, when administering ICG to a pediatric patient, the dose must be reduced in proportion to the patient's weight, compared to an adult patient. In other words, when administering ICG to a pediatric patient, the concentration of ICG may be low, resulting in a weak fluorescence LF of the observed object.
  • the filter 11 can partially, substantially, or completely suppress unwanted light including the autofluorescence L3, allowing good fluorescence observation to be performed.
  • the intrabronchial injection method is a method for identifying segments during lung segmental resection. Specifically, in the intrabronchial injection method, ICG is sprayed into the segmental bronchi using a bronchoscope, and the lung segment to be resected is identified by fluorescent observation. That is, in the intrabronchial injection method, it is difficult to increase the concentration of ICG compared to identifying the lung segment to be resected by intravenous injection of ICG (hereinafter referred to as ICG intravenous injection method), and the fluorescence LF to be observed may be weak. Furthermore, in the intrabronchial injection method, even if the fluorescence LF to be observed becomes weak, the filter 11 can partially, substantially, or completely suppress unwanted light including the autofluorescence L3, allowing good fluorescence observation to be performed.
  • the light guide path of the excitation light is narrower than that of normal endoscopes and thick endoscopes with a thicker outer diameter of the insertion portion 2, so the energy of the emitted excitation light is reduced, and the fluorescence LF of the observation target may become weak.
  • the filter 11 can partially, substantially, or completely suppress unwanted light including the autofluorescence L3, allowing for good fluorescence observation.
  • the ICG is intravenously injected again at the normal concentration and fluorescence observation is performed. Since the ICG concentration is low when identifying the lung area for the first time, the observation target fluorescence LF may be weaker than when the ICG concentration is normal. Even if the fluorescence LF to be observed becomes weak when performing fluorescence observation with the ICG concentration set to a low concentration, the filter 11 partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light including the autofluorescence L3, allowing good fluorescence observation to be performed. After this, the ICG concentration is set to the normal concentration and fluorescence observation is performed. In this way, by performing fluorescence observation multiple times at the same site, the lung zone can be identified with higher accuracy.
  • the ICG when checking blood flow for the first time, the ICG is intravenously injected at a low concentration (e.g., 1/10 of the normal concentration) and fluorescence observation is performed. If blood flow cannot be properly confirmed by the fluorescence observation, the ICG is intravenously injected again at the normal concentration and fluorescence observation is performed.
  • the ICG concentration is low, so the observed fluorescence LF may be weaker than when the ICG concentration is normal.
  • the filter 11 Even if the fluorescence LF of the object to be observed becomes weak when performing fluorescence observation with a low ICG concentration, the filter 11 partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light including the autofluorescence L3, and the fluorescence observation can be performed satisfactorily. After this, the ICG concentration is returned to the normal concentration and the fluorescence observation is performed. In this way, by performing fluorescence observation multiple times at the same site, complications such as peritonitis due to anastomosis failure can be reduced.
  • 3D fluorescence observation An example of a scene in which the observation target fluorescence LF becomes weak when ICG is used is a scene in which a fluorescence image is observed using a 3D image (hereinafter, referred to as 3D fluorescence observation).
  • 3D fluorescence observation a twin-lens relay scope may be used as the insertion section 2.
  • twin-lens relay scope two optical paths are arranged in parallel within the scope.
  • an optical system is arranged in each of the two optical paths.
  • the two optical systems take in observation light for the right and left eyes, which have a parallax with each other, and guide the light to the image sensor 513 (see, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-160731).
  • the light guide path of the excitation light is narrower due to the two optical paths compared to a normal endoscope, so that the energy of the emitted excitation light may decrease, and the observation target fluorescence LF may become weak.
  • two image capturing elements that capture the observation light for the right and left eyes may be used as the image capturing element 513.
  • the size is smaller than when a single image capturing element is used, and therefore the received light energy of the observation target fluorescence LF may be lower, and the signal value based on the observation target fluorescence LF may be weak.
  • the fluorescence LF of the object to be observed may be weak, or the signal value based on the fluorescence LF of the object to be observed may be weak.
  • the filter 11 can partially, substantially, or completely suppress unwanted light, including autofluorescence L3, making it possible to perform good 3D fluorescence observation.
  • Fig. 8 is a diagram showing the configuration of a medical observation system 1A according to embodiment 2. Specifically, Fig. 8 corresponds to Fig. 1. 8, the medical observation system 1A according to the second embodiment employs a filter 12 in addition to the filter 11 as a filter for partially, substantially, or completely suppressing unnecessary light including autofluorescence L3.
  • the filter 11 will be referred to as the first filter 11 and the filter 12 will be referred to as the second filter 12 below.
  • the second filter 12 is disposed on the first optical path P1 between the light guide 4 and the insertion section 2 (the exit end 41 of the light guide 4) or at the exit end 211 of the insertion section 2 that emits the excitation light L1.
  • FIG. 8 illustrates the second filter 12 at two positions, the exit end 41 of the light guide 4 and the exit end 211 of the insertion section 2.
  • the second filter 12 partially, substantially, or completely suppresses light other than the excitation light L1. More specifically, when the excitation light L1 is a short-wavelength light (hereinafter, referred to as the case of short-wavelength excitation), the second filter 12 is disposed at the exit end 211 of the insertion section 2.
  • the short-wavelength light examples include visible light and ultraviolet light.
  • the excitation light L1 is light with a long wavelength (hereinafter, referred to as the case of long-wave excitation)
  • the second filter 12 is disposed at the exit end 41 of the light guide 4.
  • An example of the light with a long wavelength is infrared light. The difference in effect due to the location of the second filter 12 between the cases of short wave excitation and long wave excitation will be described below.
  • FIG. 9 shows the spectrum of light immediately before being emitted from the emission end 41 of the light guide 4 in the case where the second filter 12 is not provided ((a) of FIG. 9), the spectrum of light immediately before being emitted from the emission end 211 of the insertion section 2 in the case where the second filter 12 is not provided ((b) of FIG. 9), and the spectrum of return light immediately before being taken into the insertion section 2 from the observation object OB in the case where the second filter 12 is provided ((a) of FIG.
  • FIG. 11 shows the spectrum of light immediately before it is emitted from the exit end 41 of the light guide 4 when the second filter 12 is disposed at the exit end 211 of the insertion section 2 (FIG. 11(a)), the spectrum of light immediately before it is emitted from the exit end 211 (FIG. 11(b)), and the spectrum of return light immediately before it is taken in by the insertion section 2 from the observation object OB (FIG.
  • the wavelength band Ar3 marked with dots is the wavelength band cut by the second filter 12.
  • the horizontal axis indicates wavelength [nm] and the vertical axis indicates signal density [intensity/nm].
  • autofluorescence L3 may be generated from the observation object OB.
  • the intensity of the autofluorescence L3 is greater immediately before the return light is taken in by the exit end 211 of the insertion portion 2 than immediately before the light is emitted from the exit end 211 of the insertion portion 2.
  • the autofluorescence L3 generated from both the autofluorescence generating material contained in the light guide 4 and the autofluorescence generating material contained in the insertion portion 2 is partially, substantially, or completely suppressed by the second filter 12.
  • the intensity of the autofluorescence L3 contained in the return light immediately before it is taken in by the exit end 211 of the insertion portion 2 is smaller than in FIG. 9(c) and FIG. 11(c).
  • the energy of the excitation light L1 irradiated to the autofluorescence generating member is large, so a large amount of the autofluorescence L3 is generated.
  • the second filter 12 is disposed at the exit end 211 of the insertion section 2.
  • FIG. 12 to 14 are diagrams for explaining the function of the second filter 12 in the case of long-wave excitation.
  • FIG. 12 is a diagram showing a case where the second filter 12 is not provided, and corresponds to FIG. 9.
  • FIG. 13 is a diagram showing a case where the second filter 12 is provided at the output end 41 of the light guide 4, and corresponds to FIG. 10.
  • FIG. 14 is a diagram showing a case where the second filter 12 is provided at the output end 211 of the insertion section 2, and corresponds to FIG. 11.
  • the horizontal axis indicates the wavelength [nm]
  • the vertical axis indicates the signal density [intensity/nm].
  • the energy of the excitation light L1 irradiated to the autofluorescence generating member is small, so that the amount of the autofluorescence L3 generated is relatively small, as can be seen by comparing Figs. 12 to 14 with Figs. 9 to 11. Also, as can be seen by comparing Fig. 13(c) with Fig. 14(c), the intensity of the autofluorescence L3 contained in the return light immediately before being taken into the exit end 211 of the insertion section 2 is approximately the same when the second filter 12 is provided at the exit end 41 of the light guide 4 and when it is provided at the exit end 211 of the insertion section 2.
  • the exit end 211 of the insertion section 2 is the part that is inserted into the observation object OB (inside the living body), and is relatively difficult to design. For this reason, in the case of long-wave excitation, the second filter 12 is provided at the exit end 41 of the light guide 4.
  • the first and second filters 11 and 12 are installed, and therefore unnecessary light including autofluorescence L3 can be effectively, partially, substantially, or completely suppressed.
  • the second filter 12 may be fixed to the emission end 41 of the light guide 4 or the emission end 211 of the insertion portion 2. In this case, compared to a configuration in which the second filter 12 is detachable like the first filter 11, no additional parts are required, making it easier for the user to handle.
  • the present disclosure should not be limited to only the above-described embodiments.
  • the number of filters according to the present disclosure is not limited to one or two, but may be three or more.
  • the arrangement position of the filter according to the present disclosure is not limited to the arrangement position described in the above-mentioned first and second embodiments, as long as it is on the observation optical path P0. If it is on the observation optical path PO, for example, the filter according to the present disclosure may be arranged in the light source device 3, the light guide 4, the insertion part 2, or the camera head 5 (such as the imaging surface of the imaging element 513). Furthermore, the filter according to the present disclosure may be disposable. In addition, an ND (Neutral Density) filter may be adopted as the filter according to the present disclosure.
  • excitation light L1 is used as the first light according to the present disclosure, but this is not limited to this.
  • normal observation light such as visible light (broadband light such as white light, or narrowband light such as red light, green light, or blue light) may be used as the first light according to the present disclosure.
  • Examples of the configuration of the light source device that emits the normal observation light include a configuration that includes a white LED, and a configuration that includes three light sources that respectively emit red light, green light, and blue light, and an optical element that combines the red light, the green light, and the blue light.
  • the number of image pickup elements 513 may be one, two, or more.
  • the excitation light L1 and the normal observation light are turned on in a time-division manner, and the image sensor 513 captures images in a time-division manner in accordance with the turn-on timing of the excitation light L1 and the turn-on timing of the normal observation light.
  • a color separation optical device such as a prism is adopted.
  • the color separation optical device is disposed on the second optical path P2, and separates the return light of the normal observation light from the observation object OB propagated along the second optical path P2 from the return light of the excitation light L1 from the observation object OB (observation object fluorescence LF). Then, one of the two image pickup elements 513 captures the return light of the normal observation light. The other image pickup element 513 captures the return light of the excitation light L1 (observation object fluorescence LF).
  • a filter according to the present disclosure may be disposed in the color separation optical device.
  • the filter according to the present disclosure needs to be configured to cut out light other than the return light of the normal observation light from the subject and the observation target fluorescence LF.
  • the number of image sensors 513 may be one, two, or more.
  • Fig. 15 to Fig. 17 are diagrams for explaining a first modification of the first and second embodiments.
  • Fig. 15 is a diagram showing the shape of the filter 13 according to the first modification, and is a diagram of the filter 13 as viewed along the optical axis Ax of light incident on the filter 13.
  • Fig. 16 and Fig. 17 are diagrams corresponding to Fig. 1.
  • the filter 11 described in the first and second embodiments has the same transmission characteristics over the entire surface, but this is not limiting.
  • the filter 13 according to this first modification has a wheel shape that can rotate around a rotation axis RAx, and is divided into a number of regions 13A-13D with different transmission characteristics.
  • the filter 13 is divided into four regions 13A-13D, but the number may be any number greater than or equal to two.
  • the transmission characteristics of the four regions 13A-13D are set according to the drug or fluorescent dye applied to the observation object OB.
  • the filter 13 is rotated so that the region among the four regions 13A-13D that corresponds to the drug or fluorescent dye applied to the observation object OB is positioned on the optical axis Ax.
  • the region partially, substantially, or completely suppresses light other than the observation object fluorescence LF that corresponds to the drug or fluorescent dye applied to the observation object OB.
  • the filter 13 according to the present first modification has a wheel shape that is rotatable about a rotation axis RAx, and has the above-mentioned multiple regions 13A to 13D. Therefore, a single filter 13 can be used for various drugs and fluorescent dyes, improving convenience.
  • the configuration of the filter 13 is not limited to the above-mentioned configuration.
  • the four regions 13A to 13D may have different OD values.
  • the filter 13 according to this modified example 1 can be applied to surgery using multiple drugs as shown in Table 1 below.
  • drugs that are used are marked with a " ⁇ ” and drugs that are not used are marked with an "X”.
  • fluorescein When fluorescein is irradiated with excitation light L1 in the wavelength band of about 470 to 480 [nm], it emits observation target fluorescence LF of about 520 [nm].
  • ALM-488 When ALM-488 is irradiated with excitation light L1 in the wavelength band of about 488 [nm], it emits observation target fluorescence LF in the wavelength band of about 530 [nm].
  • LUM-015 is irradiated with excitation light L1 in the wavelength band of about 650 [nm], it emits observation target fluorescence LF in the wavelength band of about 675 [nm].
  • ALM-488 and ICG are used as shown in Table 1. That is, the left recurrent laryngeal nerve is visualized by using ALM-488, and the lymph nodes are visualized by using ICG.
  • the left recurrent laryngeal nerve and lymph nodes can be distinguished, and recurrent laryngeal nerve paralysis during lobectomy can be reduced.
  • two drugs, ALM-488 and ICG are used, as shown in FIG.
  • a medical observation system 1 is required to be configured to have a first light source 31 that emits excitation light L1 that excites one of the two drugs, as well as a second light source 32 that emits excitation light L1 that excites the other drug.
  • the first and second light sources 31 and 32 correspond to the first light source according to the present disclosure.
  • the medical observation system 1 positions one of the multiple regions 13A-13D in the filter 13 on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the first mode), and when using the other drug, positions another of the multiple regions 13A-13D on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the second mode).
  • the doctor performing the lobectomy can determine the position of one of the left recurrent laryngeal nerve and lymph node from the image displayed on the display device 7 in the first mode, and can determine the position of the other of the left recurrent laryngeal nerve and lymph node from the image displayed on the display device 7 in the second mode.
  • ALM-488 and ICG are used as shown in Table 1. That is, the neurovascular bundle is visualized by using ALM-488, and the lymph nodes are visualized by using ICG.
  • ICG ICG
  • the medical observation system 1 having a first light source 31 that emits excitation light L1 that excites one of the two drugs, as well as a second light source 32 that emits excitation light that excites the other drug.
  • the first and second light sources 31 and 32 correspond to the first light source according to the present disclosure.
  • the medical observation system 1 positions one of the multiple regions 13A-13D in the filter 13 on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the first mode), and when using the other drug, positions another of the multiple regions 13A-13D on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the second mode).
  • the doctor performing the rectal resection can determine the position of one of the nerve bundle vascular bundle and lymph node from the image displayed on the display device 7 in the first mode, and can determine the position of the other of the nerve bundle vascular bundle and lymph node from the image displayed on the display device 7 in the second mode.
  • ALM-488 and ICG are used as shown in Table 1 when performing the malignant tumor resection. That is, ALM-488 is used to visualize nerves, and ICG is used to visualize blood vessels (blood flow). By visualizing nerves and blood vessels in this way, it is possible to distinguish between malignant tumors, nerves, and blood vessels, prevent cancer recurrence after malignant tumor resection, and prevent damage to nerves and blood vessels during malignant tumor resection. In this case, since two drugs, ALM-488 and ICG, are used, as shown in FIG.
  • a medical observation system 1 is required to have a first light source 31 that emits excitation light L1 that excites one of the two drugs, as well as a second light source 32 that emits excitation light L1 that excites the other drug.
  • the first and second light sources 31 and 32 correspond to the first light source according to the present disclosure.
  • the medical observation system 1 positions one of the multiple regions 13A-13D in the filter 13 on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the first mode), and when using the other drug, positions another of the multiple regions 13A-13D on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the second mode).
  • a doctor performing malignant tumor resection can determine the position of one of the nerves and blood vessels from the image displayed on the display device 7 in the first mode, and can determine the position of the other of the nerves and blood vessels from the image displayed on the display device 7 in the second mode.
  • ALM-488, LUM-015, and ICG are used as shown in Table 1. That is, nerves such as the intercostobrachial nerves and thoracodorsal nerves are visualized by using ALM-488, the malignant tumor is visualized by using LUM-015, and the lymph nodes are visualized by using ICG.
  • the medical observation system 1 needs to be configured to have a first light source 31 that emits excitation light L1 that excites one of the three drugs, a second light source 32 that emits excitation light L1 that excites one of the other two drugs, and a third light source 33 that emits excitation light L1 that excites the other of the other two drugs, as shown in Fig. 17.
  • the first to third light sources 31 to 33 correspond to the first light source according to the present disclosure.
  • the medical observation system 1 positions one of the multiple regions 13A-13D in the filter 13 on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the first mode), and when using another drug, positions the other two of the multiple regions 13A-13D on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the second mode).
  • the doctor performing the mastectomy can then determine the position of at least one of the nerves, malignant tumors, and lymph nodes from the image displayed on the display device 7 in the first mode, and can determine the positions of the other nerves, malignant tumors, and lymph nodes from the image displayed on the display device 7 in the second mode.
  • ALM-488 and 5-ALA (5-aminolevulinic acid) are used as shown in Table 1. That is, the vicinity of the tumor is visualized by fluorescein, which is a fluorescent dye of ALM-488, and the tumor cells are visualized by protoporphyrin (PpIX) biosynthesized from 5-ALA.
  • fluorescein which is a fluorescent dye of ALM-488
  • PpIX protoporphyrin
  • a medical observation system 1 is required to have a first light source 31 that emits excitation light L1 that excites one of the two drugs, as well as a second light source 32 that emits excitation light L1 that excites the other drug.
  • the first and second light sources 31 and 32 correspond to the first light source according to the present disclosure.
  • the medical observation system 1 positions one of the multiple regions 13A-13D in the filter 13 on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the first mode), and when using ALM-488, positions another of the multiple regions 13A-13D on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the second mode).
  • a doctor treating a brain tumor can then determine the position of tumor cells from the image displayed on the display device 7 in the first mode, and can determine the position of the vicinity of the tumor from the image displayed on the display device 7 in the second mode.
  • fluorescein and 5-ALA are used as shown in Table 1. That is, the tumor is visualized by PpIX biosynthesized from 5-ALA.
  • PpIX has the disadvantage that it visualizes not only the tumor but also the hypermetabolic inflammatory tissue present in the bladder. Therefore, the false positive of the hypermetabolic inflammatory tissue caused by PpIX is reduced by fluorescein.
  • fluorescein and 5-ALA are used, as shown in FIG.
  • the medical observation system 1 having a first light source 31 that emits excitation light L1 that excites one of the two drugs, as well as a second light source 32 that emits excitation light L1 that excites the other drug.
  • the first and second light sources 31 and 32 correspond to the first light source according to the present disclosure.
  • the medical observation system 1 positions one of the multiple regions 13A-13D in the filter 13 on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the first mode), and when using fluorescein, positions another of the multiple regions 13A-13D on the optical axis Ax (hereinafter referred to as the second mode).
  • the doctor performing the transurethral cystectomy determines the position of the tumor from the image displayed on the display device 7 in the first mode, and determines the false positive of hypermetabolic inflammatory tissue due to PpIX from the image displayed on the display device 7 in the second mode.
  • FIG. 18 is a diagram illustrating a second modification of the first and second embodiments. Specifically, Fig. 18 is a diagram showing positions to which the filter 11 according to the second modification moves.
  • the mode first mode, second mode
  • the filter 11 is switched by rotating the filter 13 around the rotation axis RAx, but the present invention is not limited to this.
  • the filter 11 is positioned at a first position on the observation optical path P0 (the position where the filter 11 is indicated by a solid line in Fig.
  • the filter 11 moves between the first position and the second position while maintaining an attitude where the light incident surface of the filter 11 intersects the observation optical path P0 (orthogonal in Fig. 18). Then, the medical observation system 1 is set to the first mode by positioning the filter 11 at the first position. Also, the medical observation system 1 is set to the second mode by positioning the filter 11 at the second position.
  • Fig. 19 is a diagram for explaining a third modification of the first and second embodiments.
  • Fig. 19 is a diagram showing positions to which the filter 11 according to the third modification moves.
  • the mode first mode, second mode
  • the filter 11 is switched by rotating the filter 13 about the rotation axis RAx, but the present invention is not limited to this.
  • the filter 11 is positioned at a first position on the observation optical path P0 (the position where the filter 11 is indicated by a solid line in Fig. 19) or at a second position off the observation optical path P0 (the position where the filter 11 is indicated by a dashed line in Fig.
  • the filter 11 moves between the first position and the second position by rotating around one end side as the center of rotation. Then, the medical observation system 1 is set to the first mode by positioning the filter 11 at the first position. Also, the medical observation system 1 is set to the second mode by positioning the filter 11 at the second position.
  • the third modification described above provides the same effects as the first and second embodiments described above.
  • FIG. 20 and 21 are diagrams for explaining the fourth modification of the first and second embodiments.
  • FIG. 20 is a diagram showing the position of the filter 11 according to the fourth modification.
  • FIG. 21 is a diagram showing the absorption spectrum and emission spectrum of LUM-015, the spectrum of the excitation light L1, and the wavelength range in which the autofluorescence L3 may be generated when the excitation light L1 propagates through the first optical path P1.
  • the horizontal axis shows the wavelength [nm]
  • the vertical axis shows the light intensity such as absorbance and fluorescence intensity.
  • the absorption spectrum of LUM-015 is shown by a dashed line
  • the emission spectrum of LUM-015 is shown by a solid line
  • the spectrum of the excitation light L1 is shown by a dashed line
  • the wavelength range in which the autofluorescence L3 may be generated is shown by a two-dot chain line.
  • the preferred wavelength of the excitation light L1 and the preferred characteristics of the filter 11 when the filter 11 is disposed on the first optical path P1 as shown in FIG. 20 will be described using an example in which LUM-015 is used as the drug.
  • the excitation light L1 has a wavelength that is highly absorbed by the drug.
  • the wavelength of the excitation light L1 includes a wavelength range in which the intensity is half or more of the peak wavelength of the drug's absorption spectrum.
  • the peak wavelength of the absorption spectrum of LUM-015 is about 650 [nm], as shown in Fig. 21.
  • the wavelength of the excitation light L1 is in the range of 640 to 660 [nm].
  • the autofluorescence L3 generated when the excitation light L1 propagates through the first optical path P1 is generated on the longer wavelength side than the wavelength band of the excitation light L1, as shown in FIG. 21.
  • the filter 11 it is preferable to design the filter 11 to cut the wavelength band of the peak wavelength of the excitation light L1 + 10 [nm] to the peak wavelength + 310 [nm].
  • LUM-015 when LUM-015 is used, it is preferable to design the filter 11 to cut the wavelength band of 660 to 960 [nm].
  • the intensity of the autofluorescence L3 is greater closer to the peak wavelength of the excitation light L1. For this reason, the OD value of the wavelength band to be cut by the filter 11 may be changed according to the intensity.
  • the filter 11 is designed so that the OD value of the peak wavelength of the excitation light L1 + 10 [nm] to the peak wavelength + 150 [nm] is greater than the OD value of the peak wavelength + 150 [nm] to the peak wavelength + 310 [nm].
  • maintaining a constant OD value in the wavelength band to be cut increases the difficulty of manufacturing. Therefore, by changing the OD value within the wavelength band to be cut as described above, filter 11 can be manufactured easily and manufacturing costs can be reduced.
  • the filter 11 When the filter 11 is disposed on the first optical path P1, it is preferable to design the wavelength bands that are transmitted and cut by the filter 11 as shown in Table 2 below, regardless of whether the drug is LUM-015 or not.
  • the case where only the observation target fluorescence LF is used as the observation target light is as described above. Furthermore, when only white light for normal light observation is used as the observation target light, it is preferable to design filter 11 to have a wavelength band that transmits a wavelength band that does not deteriorate discrimination in clinical use (for example, a wavelength band of about 400 to 700 [nm]) and to have a wavelength band that cuts off the long wavelength end of said wavelength band +10 [nm] to said long wavelength end +310 [nm].
  • a wavelength band that transmits a wavelength band that does not deteriorate discrimination in clinical use for example, a wavelength band of about 400 to 700 [nm]
  • the observation target light when white light for normal light observation and observation target fluorescence LF, which is visible light, are used as the observation target light, it is preferable to design filter 11 so that the wavelength band that transmits and the band that is cut off are similar to those when only the white light is used as the observation target light.
  • the filter 11 when the observation target light is white light for normal light observation and invisible observation target fluorescence LF, it is preferable to design the filter 11 to have a wavelength band that transmits the peak wavelength of the excitation light and a wavelength band that does not deteriorate discrimination in clinical use (for example, a wavelength band of about 400 to 700 [nm]), and to have a wavelength band that cuts off the wavelength band from the peak wavelength of the excitation light + 10 [nm] to the peak wavelength + 310 [nm]. Note that, if necessary, it may be designed to have a wavelength band that cuts off the wavelength band between the peak wavelength of the excitation light - 10 [nm] and the long wavelength end of the wavelength band that does not deteriorate discrimination in clinical use + 10 [nm].
  • FIG. 22 and 23 are diagrams for explaining the fifth modified example of the first and second embodiments.
  • FIG. 22 is a diagram showing the position of the filter 11 according to the fifth modified example.
  • FIG. 23 is a diagram showing the absorption spectrum and emission spectrum of LUM-015, and the wavelength range in which the autofluorescence L3 may be generated when the second light L2 propagates through the second optical path P2.
  • the horizontal axis indicates the wavelength [nm]
  • the vertical axis indicates the absorbance and the fluorescence intensity.
  • the absorption spectrum of LUM-015 is shown by a dashed line
  • the emission spectrum of LUM-015 is shown by a solid line
  • the wavelength range in which the autofluorescence L3 may be generated is shown by a two-dot chain line.
  • preferred characteristics of the filter 11 when the filter 11 is disposed on the second optical path P2 as shown in Fig. 22 will be described using an example in which LUM-015 is used as the drug.
  • the filter 11 is disposed downstream of the optical path from the excitation light cut filter 511.
  • the filter 11 When the excitation light cut filter 511 is disposed in the insertion portion 2, the filter 11 only needs to be disposed downstream of the optical path from the excitation light cut filter 511, and can be disposed in the insertion portion 2, the eyepiece portion 21, the camera head 5, or the like.
  • the autofluorescence L3 generated when the second light L2 propagates through the second optical path P2 is generated at a longer wavelength side than the peak wavelength of the emission spectrum of the drug, as shown in FIG. 23. For this reason, it is preferable to design the filter 11 to cut the wavelength band from the peak wavelength + 10 [nm] to the peak wavelength + 310 [nm]. Furthermore, if the intensity of the fluorescence L3 to be observed is not high, it is preferable to design it to cut the wavelength range where the intensity is less than half of the peak wavelength of the emission spectrum of the drug. Furthermore, it is preferable to set the OD value to 4 or 5.
  • the peak wavelength of the emission spectrum of LUM-015 is approximately 660 [nm], as shown in FIG. 23.
  • filter 11 it is preferable to design filter 11 to cut the wavelength band of 670 to 970 [nm].
  • the OD value of the excitation light cut filter 511 is preferably 3 or more, with 4 or 5 being more preferable.
  • the OD value of filter 11 is preferably 1 or more, with 2 or 3 being more preferable.
  • the excitation light cut filter 511 and filter 11 are configured as separate bodies, but it is also possible to have a single filter that has the function of cutting excitation light L1 and the function of cutting autofluorescence L3.
  • the filter 11 When the filter 11 is disposed on the second optical path P2, it is preferable to design the wavelength bands that are transmitted and cut by the filter 11 as shown in Table 3 below, regardless of whether the drug is LUM-015 or not.
  • the case where only the observation target fluorescence LF is used as the observation target light is as described above. Furthermore, when only white light for normal light observation is used as the observation target light, it is preferable to design filter 11 to have a wavelength band that transmits a wavelength band that does not deteriorate discrimination in clinical use (for example, a wavelength band of about 400 to 700 [nm]) and to have a wavelength band that cuts off the long wavelength end of said wavelength band +10 [nm] to said long wavelength end +310 [nm].
  • a wavelength band that transmits a wavelength band that does not deteriorate discrimination in clinical use for example, a wavelength band of about 400 to 700 [nm]
  • the filter 11 when white light for normal light observation and observation target fluorescence LF, which is visible light, are used as the observation target light, it is preferable to design filter 11 to have the same transmission band and cutoff band as when only the white light is used as the observation target light.
  • the observation target light is white light for normal light observation and invisible observation target fluorescence LF
  • the wavelength band may be designed to have a wavelength band that cuts off the wavelength band between the peak wavelength of the emission spectrum of the drug - 10 [nm] and the long wavelength end + 10 [nm] of the wavelength band that does not deteriorate discrimination in clinical use.
  • the absorption spectrum and emission spectrum of the drug will differ between the spectrum measured in an experiment using ethanol as a solvent and, for example, the spectrum in blood inside the body. For this reason, the wavelength band and OD value cut off by filter 11 must be set based on the clinical situation.
  • the medical observation system according to the sixth modification is a medical observation system that uses a so-called videoscope (flexible endoscope) that has an imaging unit at the tip side of an insertion part.
  • the medical observation system 1 according to the sixth modification is hereinafter referred to as a medical observation system 1B.
  • FIG. 24 is a diagram illustrating a sixth modification of the first and second embodiments.
  • the medical observation system 1B includes an endoscope 100B that captures an in-vivo image of an observation site by inserting an insertion portion 2B into a living body and outputs the captured image, a light source device 3 that emits a first light such as excitation light L1 from the tip of the endoscope 100B, a control device 9 that processes the captured image output from the endoscope 100B, and a display device 7 that is connected to the control device 9 via a second transmission cable 8 and displays an image based on a video signal processed by the control device 9.
  • a light source device 3 that emits a first light such as excitation light L1 from the tip of the endoscope 100B
  • a control device 9 that processes the captured image output from the endoscope 100B
  • a display device 7 that is connected to the control device 9 via a second transmission cable 8 and displays an image based on a video signal processed by the control device 9.
  • the endoscope 100B comprises a flexible, elongated insertion portion 2B, an operation portion 101 connected to the base end of the insertion portion 2B and accepting various operations, and a universal cord 102 extending from the operation portion 101 in a direction different from the direction in which the insertion portion 2B extends and incorporating various cables connected to the light source device 3 and the control device 9.
  • the insertion section 2B includes a tip portion 22, a freely bendable bending section 23 connected to the base end side of the tip portion 22 and composed of a plurality of bending pieces, and a long, flexible tube section 24 connected to the base end side of the bending section 23 and having flexibility.
  • the tip portion 22 has a built-in configuration that is substantially the same as the camera head 5 described in the first and second embodiments.
  • the image captured by the tip portion 22 (image sensor) is output to the control device 9 via the operation unit 101 and the universal cord 102.
  • filters similar to the filters 11 and 12 described in the above-mentioned embodiments 1 and 2 are arranged on the observation optical path, which includes a first optical path along which a first light such as the excitation light L1 propagates from the light source device 3 to the observation subject, and a second optical path along which a second light, which is the return light of the first light, propagates from the observation subject to the image sensor.
  • the medical observation system according to the seventh modification is a medical observation system that uses a surgical microscope that enlarges and captures a predetermined field of view of the inside of a subject (inside a living body) or the surface of a subject (surface of a living body), which is the observation target.
  • the medical observation system 1 according to the seventh modification will be referred to as a medical observation system 1C below.
  • FIG. 25 is a diagram illustrating a seventh modification of the first and second embodiments.
  • the medical observation system 1C comprises a surgical microscope 14 that captures images for observing a subject and outputs the captured images, a control device 9 that processes the captured images output from the surgical microscope 14, and a display device 7 that is connected to the control device 9 via a second transmission cable 8 and displays an image based on a video signal processed by the control device 9.
  • the surgical microscope 14 comprises a microscope unit 141 that magnifies and captures a minute area of the subject and outputs the captured image, a support unit 142 that is connected to the base end of the microscope unit 141 and includes an arm that rotatably supports the microscope unit 141, and a base unit 143 that rotatably holds the base end of the support unit 142 and is movable across the floor surface.
  • the control device 9 is mounted on a base unit 143 as shown in Fig. 25.
  • the base unit 143 is also mounted with a light source device 3 that emits a first light such as excitation light L1 from the surgical microscope 14 to an observation target.
  • the base portion 143 may be configured to support the support portion 142 by being fixed to a ceiling or a wall surface, rather than being provided so as to be movable on the floor surface.
  • the microscope unit 141 has a built-in configuration that is substantially the same as the camera head 5 described in the first and second embodiments.
  • the image captured by the microscope unit 141 (image sensor) is output to the control device 9 via the first transmission cable 6 that is wired along the support unit 142.
  • filters similar to the filters 11 and 12 described in the above-mentioned embodiments 1 and 2 are arranged on the observation optical path, which includes a first optical path along which a first light such as the excitation light L1 propagates from the light source device 3 to the observation subject, and a second optical path along which a second light, which is the return light of the first light, propagates from the observation subject to the image sensor.
  • FIG. 26 and 27 are diagrams for explaining the eighth modified example of the embodiment.
  • FIG. 26 is a diagram of the ring light 15 as viewed from the side.
  • the ring light 15 corresponds to an open field observation device for observing biological tissue.
  • the open field observation device is a device used in open abdominal surgery.
  • FIG. 27 is a diagram of the ring light 15 as viewed from the front side (left side in FIG. 26).
  • a ring light 15 shown in Fig. 26 and Fig. 27 is detachably connected to the camera head 5. That is, depending on the usage state of the user, as shown in Fig. 26, there are cases where the insertion portion 2 is connected to the camera head 5 and cases where the ring light 15 is connected to the camera head 5.
  • the ring light 15 is not inserted into the observation object OB like the insertion section 2, but supplies a first light to the surgical site and captures a second light (subject image) which is the return light of the first light from the surgical site.
  • this ring light 15 includes an illumination section 151 and a subject image capture section 152 which captures the subject image.
  • the illumination unit 151 includes a housing 1511 and a plurality of illumination lenses 1512 .
  • the housing 1511 has a circular ring shape centered on the optical axis Ax.
  • the other end of the light guide 4 is detachably connected to the housing 1511.
  • the multiple illumination lenses 1512 are arranged at a predetermined interval along the circumferential direction centered on the optical axis Ax on the front end surface of the housing 1511.
  • the multiple illumination lenses 1512 each irradiate the first light, which is supplied from the light source device 3 and introduced into the housing 1511 via the light guide 4, toward the surgical site.
  • the subject image capture section 152 extends along the optical axis Ax.
  • An optical system is provided within the subject image capture section 152, which is configured using one or more lenses and which focuses the second light (subject image) that is irradiated from the multiple illumination lenses 1512 and passes through the surgical site.
  • a connection section 1521 is provided at the end on the base end side (right side in Figure 26) of the subject image capture section 152. This connection section 1521 is designed (shaped) to be compatible with the eyepiece section 21 in the insertion section 2, and is detachably connected to the camera head 5.
  • filters similar to the filters 11 and 12 described in the above-mentioned embodiments 1 and 2 are disposed on the observation optical path, which includes the first optical path along which the first light such as the excitation light L1 propagates from the light source device 3 to the observation object, and the second optical path along which the second light, which is the return light of the first light, propagates from the observation object to the image sensor. More specifically, the filters are disposed at the connection between the light guide 4 and the ring light 15, or on the front surface of the subject image capture unit 152 (the front surface on the front side of the optical path).
  • a medical observation system comprising: a light source device that emits a first light; an image sensor that captures a second light that is a return light of the first light from an observation object irradiated with the first light; and a filter that is disposed on an observation optical path that includes a first optical path along which the first light propagates from the light source device to the observation object and a second optical path along which the second light propagates from the observation object to the image sensor, and that partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light, including autofluorescence, generated from a member that forms the observation optical path by at least one of the first light and the second light.
  • the medical observation system described in (4) further includes an optical scope including a portion of the first optical path and a portion of the second optical path, irradiating the first light to the object of observation and capturing the second light, and a camera head including a portion of the second optical path, capturing the second light emitted from an eyepiece of the optical scope and including the image sensor, wherein the filter is disposed at an entrance end of the second light in the optical scope, an entrance end of the second light in the camera head, or an imaging surface of the image sensor.
  • the first light includes excitation light that excites a substance contained in the observation object
  • the second light includes observation object light, which is fluorescence emitted from the substance contained in the observation object by irradiation with the excitation light.
  • the filter is configured to be detachable from a member that constitutes the observation optical path.
  • a medical observation system according to any one of (1) to (9), further comprising an optical scope including a portion of the first optical path and a portion of the second optical path, irradiating the first light onto the object to be observed and capturing the second light, and a camera head including a portion of the second optical path, capturing the second light emitted from an eyepiece of the optical scope and including the image sensor, wherein the filter is disposed on the second optical path between the eyepiece of the optical scope and the camera head.
  • the medical observation system according to any one of (1) to (10), further comprising an optical scope including a portion of the first optical path and a portion of the second optical path, irradiating the first light onto the observation object and taking in the second light, and a light guide including a portion of the first optical path and transmitting the first light emitted from the light source device to the optical scope, wherein the filter is disposed on the first optical path between the optical scope and the light guide.
  • the medical observation system according to any one of (1) to (11), further comprising an optical scope that includes a portion of the first optical path and a portion of the second optical path, irradiates the first light onto the observation object and takes in the second light, and the filter is disposed on the first optical path at an exit end of the optical scope that irradiates the first light onto the observation object.
  • the medical observation system according to any one of (1) to (9), further comprising: an optical scope including a portion of the first optical path and a portion of the second optical path, irradiating the first light to the observation object and taking in the second light; a light guide including a portion of the first optical path, transmitting the first light emitted from the light source device to the optical scope; and a camera head including a portion of the second optical path, taking in the second light emitted from an eyepiece of the optical scope and including the image sensor, wherein the filter comprises a first filter disposed on the second optical path between the eyepiece of the optical scope and the camera head, and a second filter disposed on the first optical path, between the optical scope and the light guide, or at an exit end of the optical scope that irradiates the first light to the observation object.
  • the medical observation system according to any one of (1) to (13), wherein the light source device includes a first light source that emits the first light, and the first light source is composed of one or more light sources.
  • the light source device includes a first light source that emits the first light, and the first light source is configured with an LED or a semiconductor laser.
  • the filter according to (16) which is disposed on the first optical path and partially, substantially, or completely suppresses light other than the first light emitted from the light source device.
  • the filter described in (17) is disposed at the first light exit end of an optical scope that includes the first light exit end of the light source device, a portion of the first optical path, and a portion of the second optical path, and that irradiates the first light to the object of observation and captures the second light, or at the first light exit end of a light guide that includes a portion of the first optical path and propagates the first light emitted from the light source device to the optical scope.
  • the filter described in (19) includes a part of the first optical path and a part of the second optical path, and is disposed at an entrance end of the second light in an optical scope that irradiates the first light to the object of observation and captures the second light, at an entrance end of the second light in a camera head that includes a part of the second optical path, captures the second light emitted from the eyepiece of the optical scope and includes an image sensor that captures the second light, or at an imaging surface of the image sensor.
  • the filter described in any one of (16) to (24) is disposed on the second optical path between an eyepiece of an optical scope that includes a part of the first optical path and a part of the second optical path, irradiates the first light to the object of observation and captures the second light, and a camera head that includes a part of the second optical path, captures the second light emitted from the eyepiece of the optical scope, and includes an image sensor that captures the second light.
  • the filter described in any one of (16) to (25) is disposed on the first optical path between an optical scope that includes a part of the first optical path and a part of the second optical path, irradiates the first light to the object to be observed, and takes in the second light, and a light guide that includes a part of the first optical path and transmits the first light emitted from the light source device to the optical scope.
  • the filter is a filter described in any one of (16) to (26), which is disposed on the first optical path, including a portion of the first optical path and a portion of the second optical path, and which irradiates the first light onto the object to be observed, and is disposed at an exit end of an optical scope that captures the second light and irradiates the first light onto the object to be observed.
  • the filter described in any one of (16) to (24) includes a first filter arranged on the second optical path between an eyepiece of an optical scope that includes a part of the first optical path and a part of the second optical path, and irradiates the first light onto the object to be observed and takes in the second light, and a camera head that includes a part of the second optical path, takes in the second light emitted from the eyepiece of the optical scope and includes an image sensor that images the second light, and a second filter arranged on the first optical path between the optical scope and a light guide that propagates the first light emitted from the light source device to the optical scope, or at an exit end of the optical scope that irradiates the first light onto the object to be observed.
  • An optical scope that irradiates an object to be observed with a first light and captures a second light, which is a return light of the first light from the object to be observed onto which the first light has been irradiated, the optical scope having a portion of a first optical path along which the first light propagates from a light source device that emits the first light to the object to be observed, and a portion of a second optical path along which the second light propagates, and is equipped with a filter that partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light, including autofluorescence, generated by at least one of the first light and the second light from a component that forms an observation optical path including the first optical path and the second optical path.
  • the optical scope described in (29) is disposed on the first optical path and partially, substantially, or completely suppresses light other than the first light emitted from the light source device.
  • a light source device that emits a first light, the light source device having a first optical path through which the first light propagates, and a filter that partially, substantially, or completely suppresses unwanted light, including autofluorescence, generated by the first light from a component that forms the first optical path.
  • the filter is disposed at an output end of the light source device from which the first light is emitted.
  • the light source device according to any one of (40) to (45), further comprising a first light source that emits the first light, the first light source being configured with an LED or a semiconductor laser.
  • a light guide that propagates a first light emitted from a light source device the light guide having a portion of a first optical path along which the first light propagates from the light source device to an object to be observed, and comprising a filter that partially, substantially, or completely suppresses unwanted light including autofluorescence generated by the first light from a component that forms the first optical path.
  • the filter is configured to be detachable from the light guide.
  • a camera head having an insertion section that is inserted into an object to be observed and that is connected to an insertion section that captures second light, which is return light of the first light from the object to be observed when irradiated with the first light, and an image sensor that images the second light, the camera head having a part of a second optical path along which the second light propagates from the object to be observed to the image sensor, and a filter that partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light, including autofluorescence, generated from components that form an observation optical path including the first optical path and the second optical path along which the first light propagates from a light source device that emits the first light to the object to be observed.
  • the filter is configured to be detachable from the camera head.
  • a color separation optical device that separates incident light into light of mutually different wavelength bands, comprising a filter that partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light, including autofluorescence, generated from components that form an observation optical path, the observation optical path including a first optical path along which the first light propagates from a light source device that emits a first light to an object to be observed, and a second optical path along which a second light, which is return light of the first light from the object to be observed irradiated with the first light, propagates.
  • An imaging element having an imaging surface provided with a filter that partially, substantially, or completely suppresses unnecessary light, including autofluorescence, generated from components that form an observation optical path, including a first optical path along which the first light propagates from a light source device that emits first light to an object of observation, and a second optical path along which second light, which is return light of the first light from the object of observation irradiated with the first light, propagates.
  • (62) The imaging element described in (61) wherein the filter partially, substantially, or completely suppresses unwanted light including the autofluorescence, thereby making the S/N ratio of the signal value of the light to be observed in the pixel signal obtained by imaging with the imaging element greater than 1.

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Abstract

医療用観察システム１は、第１の光を出射する光源装置３と、第１の光が照射された観察対象ＯＢからの第１の光の戻り光である第２の光を撮像する撮像素子５１３と、光源装置３から観察対象ＯＢに至るまでに第１の光が伝搬する第１の光路Ｐ１、及び観察対象ＯＢから撮像素子５１３に至るまでに第２の光が伝搬する第２の光路Ｐ２を含む観察用光路Ｐ０上に配設され、第１，第２の光の少なくとも一方によって観察用光路Ｐ０を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタ１１とを備える。

Description

医療用観察システム、フィルタ、及び光学視管
　本開示は、医療用観察システム、フィルタ、及び光学視管に関する。
　従来、光源装置から出射された狭帯域光である励起光や広帯域光である白色光等の可視光を含む第１の光を観察対象（人等の被検体）に照射し、当該励起光の照射によって当該観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光（以下、観察対象蛍光と記載）を観察する医療用観察システムが知られている（例えば、特許文献１参照）。
　このような蛍光観察によれば、白色光では認識が難しい組織状態を、観察対象蛍光を介して把握することが可能である。このため、病変部の特定等の様々な目的及び用途で蛍光観察を利用することができる。
特開２０２１－１３２６９５号公報
　ところで、医療用観察システムは、光源装置から観察対象に至るまでに第１の光が伝搬する第１の光路と、当該第１の光が照射された観察対象からの当該第１の光の戻り光（観察対象蛍光を含む）である第２の光が伝搬する第２の光路とを含む観察用光路を有する。そして、観察用光路を第１，第２の光が伝搬する際に、当該観察用光路を形成する部材に当該第１，第２の光が照射されることによって、当該部材から自家蛍光が発生する。このような自家蛍光は、蛍光観察の対象となる観察対象蛍光の波長帯域を含む波長帯域を有し、当該蛍光観察を行う上でのノイズとなる。
　そこで、良好に蛍光観察を行うことができる技術が要望されている。
　本開示は、上記に鑑みてなされたものであって、良好に蛍光観察を行うことができる医療用観察システム、フィルタ、及び光学視管を提供することを目的とする。
　上述した課題を解決し、目的を達成するために、本開示に係る医療用観察システムは、第１の光を出射する光源装置と、前記第１の光が照射された観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を撮像する撮像素子と、前記光源装置から前記観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路、及び前記観察対象から前記撮像素子に至るまでに前記第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上に配設され、前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタとを備える。
　また、本開示に係るフィルタは、第１の光を出射する光源装置から観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路、及び前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上に配設され、前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制する。
　また、本開示に係る光学視管は、第１の光を観察対象に照射するとともに、前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を取り込む光学視管であって、前記第１の光を出射する光源装置から前記観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路の一部、及び前記第２の光が伝搬する第２の光路の一部を有し、前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記第１の光路及び前記第２の光路を含む観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタを備える。
　本開示に係る医療用観察システム、フィルタ、及び光学視管によれば、良好に蛍光観察を行うことができる。
図１は、実施の形態１に係る医療用観察システムの構成を示す図である。 図２は、フィルタの形状を示す図である。 図３は、フィルタの機能を説明する図である。 図４は、フィルタの機能を説明する図である。 図５は、フィルタの機能を説明する図である。 図６は、Ｓ／Ｎ比の算出方法を説明する図である。 図７は、実施の形態１の効果を説明する図である。 図８は、実施の形態２に係る医療用観察システムの構成を示す図である。 図９は、短波励起の場合の第２のフィルタの機能を説明する図である。 図１０は、短波励起の場合の第２のフィルタの機能を説明する図である。 図１１は、短波励起の場合の第２のフィルタの機能を説明する図である。 図１２は、長波励起の場合の第２のフィルタの機能を説明する図である。 図１３は、長波励起の場合の第２のフィルタの機能を説明する図である。 図１４は、長波励起の場合の第２のフィルタの機能を説明する図である。 図１５は、実施の形態１，２の変形例１を説明する図である。 図１６は、実施の形態１，２の変形例１を説明する図である。 図１７は、実施の形態１，２の変形例１を説明する図である。 図１８は、実施の形態１，２の変形例２を説明する図である。 図１９は、実施の形態１，２の変形例３を説明する図である。 図２０は、実施の形態１，２の変形例４を説明する図である。 図２１は、実施の形態１，２の変形例４を説明する図である。 図２２は、実施の形態１，２の変形例５を説明する図である。 図２３は、実施の形態１，２の変形例５を説明する図である。 図２４は、実施の形態１，２の変形例６を説明する図である。 図２５は、実施の形態１，２の変形例７を説明する図である。 図２６は、実施の形態１，２の変形例８を説明する図である。 図２７は、実施の形態１，２の変形例８を説明する図である。
　以下に、図面を参照して、本開示を実施するための形態（以下、実施の形態）について説明する。なお、以下に説明する実施の形態によって本開示が限定されるものではない。さらに、図面の記載において、同一の部分には同一の符号を付している。
（実施の形態１）
　〔医療用観察システムの構成〕
　図１は、実施の形態１に係る医療用観察システム１の構成を示す図である。
　本実施の形態１では、医療用観察システム１は、内視鏡を用いて観察対象ＯＢ（生体内）を観察する医療用の内視鏡システムである。この医療用観察システム１は、図１に示すように、挿入部２と、光源装置３と、ライトガイド４と、カメラヘッド５と、第１の伝送ケーブル６と、表示装置７と、第２の伝送ケーブル８と、制御装置９と、第３の伝送ケーブル１０と、フィルタ１１とを備える。
　挿入部２は、本開示に係る光学視管に相当する。本実施の形態１では、挿入部２は、硬性内視鏡で構成されている。すなわち、挿入部２は、全体が硬質、または一部が軟質で他の部分が硬質である細長形状を有し、観察対象ＯＢに挿入される。この挿入部２内には、１または複数のレンズを用いて構成され、観察対象ＯＢからの後述する第２の光（被写体像）を集光する光学系が設けられている。
　光源装置３には、ライトガイド４の一端が接続される。そして、光源装置３は、制御装置９による制御の下、ライトガイド４の一端に第１の光を供給する第１の光源３１（図１）を備える。本実施の形態では、第１の光として、観察対象ＯＢに含まれる物質を励起する励起光を採用している。なお、第１の光源３１としては、ＬＥＤ（Light　Emitting　Diode）によって構成してもよく、あるいは、半導体レーザによって構成しても構わない。また、第１の光を出射する第１の光源３１の数は、１つでも複数でも構わない。
　ここで、励起光によって励起される観察対象ＯＢに含まれる物質としては、当該観察対象ＯＢに付与された薬剤や蛍光色素、あるいは、観察対象ＯＢ自身を構成する当該観察対象ＯＢ由来の蛍光物質を例示することができる。
　観察対象ＯＢに付与される上述した薬剤としては、「5-ALA(PP-IX)」、「ADS780WS」、「ADS830WS」、「aggregation-induced　emission　dots　allophycocyanin(APC)」、「boron-dipyrromethane(BODIPY)」、「CLR　1502」、「Flavins」、「fluorescamine」、「Fluorescein」、「fluoro-gold」、「green　fluorescence　protein」、「ICG（インドシアニングリーン）」、「IRDye　78」、「IR-PEG　nanoparticles」、「Isothiocyanate」、「rose　Bengal」、「SGM-101」、及び「trypan　blue」を例示することができる。
　また、観察対象ＯＢに付与される上述した蛍光色素としては、「coumarine」、「Cy3」、「DyLight547」、「GE3126」、「metal　nanoclusters」、「oxacarbocyanine」、「Rhodamine」、「Riboflavin」、「フルオレセイン」、「AlexaFluor660」、「AlexaFluor680」、「AlexaFluor700」、「Cy5」、「Cy5.5」、「Dy677」、「Dy682」、「Dy752」、「DyLight647」、「HiLyte　Fluor　647」、「HiLyte　Fluor　680」、「IRDye　700DX」、「methylene　blue」、「Porphyrins」、「Porphysomes」、「VivoTag-680」、「VivoTag-S680」、「AlexaFluor750」、「AlexaFluor790」、「carbocyanine」、「conjugated　copolymers」、「CW800-CA」、「Cy7」、「Cy7.5」、「cyanine　dyes」、「Dy780」、「HiLyte　Fluor　750」、「Indocarbocyanine」、「IR-786」、「IRDye　800CW」、「IRDye　800RS」、「IRDye　800BK」、「Nervelight」、「OTL-38(Pafolacianine)」、「Polymethine」、「VivoTag-S750」、「Xanthene」、及び「LUM-015」を例示することができる。
　さらに、観察対象ＯＢ自身を構成する当該観察対象ＯＢ由来の蛍光物質としては、「コラーゲン」、「エラスチン」、及び「ＮＡＤＨ」を例示することができる。
　なお、本実施の形態１では、光源装置３は、制御装置９とは別体で構成されているが、これに限らず、当該制御装置９と同一の筐体内に設けられた構成を採用しても構わない。
　ライトガイド４の一端は、光源装置３に着脱自在に接続される。また、ライトガイド４の他端は、挿入部２に着脱自在に接続される。そして、ライトガイド４は、光源装置３（第１の光源３１）から供給された第１の光を一端から他端に伝搬し、挿入部２に供給する。挿入部２に供給された第１の光は、当該挿入部２の先端から出射され、観察対象ＯＢに照射される。観察対象ＯＢに照射され、当該観察対象ＯＢからの第１の光の戻り光である第２の光（被写体像）は、挿入部２内の光学系にて集光される。当該第２の光は、観察対象ＯＢで反射した励起光の他、当該励起光が観察対象ＯＢに照射され、当該観察対象ＯＢに含まれる物質が励起されることにより、当該物質から発せられる蛍光（以下、観察対象蛍光と記載）を含む。
　カメラヘッド５は、フィルタ１１を介して挿入部２の基端（接眼部２１（図１））に着脱自在に接続される。このカメラヘッド５は、図１に示すように、撮像部５１を備える。
　撮像部５１は、図１に示すように、励起光カットフィルタ５１１と、レンズユニット５１２と、撮像素子５１３とを備える。
　励起光カットフィルタ５１１は、挿入部２にて集光された第２の光（被写体像）に含まれる励起光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタである。
　なお、励起光カットフィルタ５１１は、カメラヘッド５に限らず、挿入部２（例えば、接眼部２１）に配設しても構わない。
　レンズユニット５１２は、挿入部２にて集光され、励起光カットフィルタ５１１を介した第２の光（被写体像）を撮像素子５１３の受光面（撮像面）に結像する。
　撮像素子５１３は、励起光カットフィルタ５１１を介した後にレンズユニット５１２が結像した第２の光（被写体像）を受光して電気信号に変換するＣＣＤ（Charge　Coupled　Device）またはＣＭＯＳ（Complementary　Metal　Oxide　Semiconductor）等によって構成されている。
　そして、撮像部５１は、制御装置９による制御の下、撮像にて得られた画素信号を出力する。
　第１の伝送ケーブル６の一端は、制御装置９に着脱自在に接続される。また、第１の伝送ケーブル６の他端は、カメラヘッド５に着脱自在に接続される。そして、第１の伝送ケーブル６は、撮像部５１から出力された画素信号を制御装置９に伝送するとともに、当該制御装置９から送信された制御信号、同期信号、クロック、及び電力等をカメラヘッド５にそれぞれ伝送する。
　なお、第１の伝送ケーブル６を介してカメラヘッド５から制御装置９に伝送される画素信号等は、光信号で伝送されてもよく、あるいは、電気信号で伝送されても構わない。第１の伝送ケーブル６を介した制御装置９からカメラヘッド５への制御信号、同期信号、及びクロックの伝送も同様である。
　表示装置７は、液晶または有機ＥＬ（Electro　Luminescence）等を用いた表示ディスプレイで構成され、制御装置９による制御の下、当該制御装置９からの映像信号に基づく画像を表示する。
　第２の伝送ケーブル８の一端は、表示装置７に着脱自在に接続される。また、第２の伝送ケーブル８の他端は、制御装置９に着脱自在に接続される。そして、第２の伝送ケーブル８は、制御装置９にて処理された映像信号を表示装置７に伝送する。
　制御装置９は、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）やＭＰＵ（Micro　Processing　Unit）等のコントローラを含み、光源装置３、カメラヘッド５、及び表示装置７の動作を統括的に制御する。なお、制御装置９は、ＣＰＵやＭＰＵに限らず、ＡＳＩＣ（Application　Specific　Integrated　Circuit）やＦＰＧＡ（Field-Programmable　Gate　Array）やＧＰＵ（Graphics　Processing　Unit）等の集積回路を含んでも構わない。
　具体的に、制御装置９は、第１の伝送ケーブル６を介してカメラヘッド５から取得した画素信号に対して種々の画像処理を施すことで映像信号を生成し、第２伝送ケーブル８を介して当該映像信号を表示装置７に出力する。そして、表示装置７は、当該映像信号に基づく画像を表示する。また、制御装置９は、第１，第３の伝送ケーブル６，１０を介して、カメラヘッド５や光源装置３に対して制御信号等を出力する。
　第３の伝送ケーブル１０の一端は、光源装置３に着脱自在に接続される。また、第３の伝送ケーブル１０の他端は、制御装置９に着脱自在に接続される。そして、第３の伝送ケーブル１０は、制御装置９からの制御信号を光源装置３に伝送する。
　図２は、フィルタ１１の形状を示す図である。具体的に、図２は、フィルタ１１に入射する光の光軸Ａｘに沿って当該フィルタ１１を見た図である。
　フィルタ１１は、平面視円形状を有し（図２）、当該円形状の中心に光軸Ａｘが位置するように、接眼部２１とカメラヘッド５との間に配設される（図１）。具体的に、フィルタ１１は、接眼部２１に着脱自在に接続される。なお、フィルタ１１の平面形状としては、円形状に限らず、その他の平面形状としても構わない。例えば、フィルタ１１の平面形状としては、光軸Ａｘを中心とする円を内接円とする矩形形状としても構わない。
　このフィルタ１１は、自家蛍光発光の少ない基材である例えば合成石英等の上に無機材料が光学成膜された構成を有し、バンドパス機能、若しくは、ショートパス機能やロングパス機能を有する。そして、フィルタ１１は、後述する自家蛍光Ｌ３（図４，図５参照）を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制する。
　なお、フィルタ１１の機能の詳細については、後述する「フィルタの機能について」において説明する。
　〔フィルタの機能について〕
　次に、上述したフィルタ１１の機能について説明する。
　図３ないし図５は、フィルタ１１の機能を説明する図である。具体的に、図３は、ノイズとなる自家蛍光Ｌ３が発生しない理想的な状態を示す図である。図４は、ノイズとなる自家蛍光Ｌ３が発生する実際の状態を示す図である。図５は、フィルタ１１の機能を説明する図である。なお、図３の（ａ）、図４の（ａ）、及び図５の（ａ）は、第２の光Ｌ２のスペクトルを示す図である。図３の（ｂ）、図４の（ｂ）、及び図５の（ｂ）は、観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値Ｓ１と自家蛍光Ｌ３を含む不要光に基づく信号値Ｓ２とを模式的に示す図である。なお、図３ないし図５では、横軸で波長[nm]を示し、縦軸で信号密度[強度／nm]を示している。
　先ず、図３を参照し、ノイズとなる自家蛍光Ｌ３が発生しない理想的な状態を説明する。
　第１の光路Ｐ１（図１）を介して光源装置３から観察対象ＯＢに励起光Ｌ１（図３）が照射される。当該第１の光路Ｐ１は、光源装置３～ライトガイド４～挿入部２～観察対象ＯＢの経路を辿る光路である。当該励起光Ｌ１が観察対象ＯＢに照射されると、当該観察対象ＯＢに含まれる物質が励起され、当該物質から観察対象蛍光ＬＦ（図３）が発せられる。当該観察対象蛍光ＬＦは、蛍光観察における観察対象光である。そして、当該観察対象蛍光ＬＦ（図３）を含む励起光Ｌ１の戻り光である第２の光Ｌ２（図３）が第２の光路Ｐ２（図１）を介して撮像素子５１３まで伝搬される。当該第２の光路Ｐ２は、観察対象ＯＢ～挿入部２～撮像素子５１３の経路を辿る光路である。当該第２の光Ｌ２に含まれる励起光Ｌ１は、第２の光路Ｐ２を伝搬する際、励起光カットフィルタ５１１によって部分的、実質的、または完全に抑制される。なお、図３の（ａ）において、ドットを付した波長帯域Ａｒ１は、励起光カットフィルタ５１１によってカットする波長帯域である。ここで、当該「カット」とは、光を部分的、実質的、または完全に抑制することを意味する。以下で記載する「カット」も同様の意味である。そして、撮像素子５１３は、観察対象蛍光ＬＦを含む被写体像を撮像する。
　撮像部５１の撮像にて得られた画素信号における観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値のＳ／Ｎ比は、観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値をＳ１とし、ノイズ成分に基づく信号値をＳ２とした場合には、Ｓ１／Ｓ２となり、図３の（ｂ）に示すように、比較的に大きな値となる。
　なお、信号値Ｓ１，Ｓ２は、以下に示す式（１）によってそれぞれ生成される。ここで、式（１）において、波長λａ～λｂは、観察対象蛍光ＬＦの波長帯域を含む波長帯域である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　次に、図４を参照し、ノイズとなる自家蛍光Ｌ３が発生する実際の状態を説明する。
　第１の光路Ｐ１を励起光Ｌ１が伝搬する際、及び第２の光路Ｐ２を第２の光Ｌ２が伝搬する際、当該第１，第２の光路Ｐ１，Ｐ２の観察用光路Ｐ０（図１）を形成する部材（以下、自家蛍光発生部材と記載）に励起光Ｌ１や第２の光Ｌ２が照射されることによって、当該自家蛍光発生部材から自家蛍光Ｌ３（図４）が発生する。当該自家蛍光発生部材としては、レンズ等の多成分硝子に含まれる成分、色フィルタに含まれる材料成分、レンズとレンズ間やその他光学部材同士を接合する接着剤、レンズ等の光学部材に付着したオイル等を例示することができる。このような自家蛍光Ｌ３は、図４に示すように、蛍光観察における観察対象光である観察対象蛍光ＬＦの波長帯域を含む波長帯域を有し、当該蛍光観察を行う上でのノイズとなる。なお、観察対象ＯＢに励起光Ｌ１が照射されることによってもこのような自家蛍光Ｌ３が発生する。
　すなわち、撮像部５１の撮像にて得られた画素信号における観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値のＳ／Ｎ比（Ｓ１／Ｓ２）は、図４の（ｂ）に示すように、自家蛍光Ｌ３を含むノイズ成分に基づく信号値Ｓ２が増加するため、上述した図３の（ｂ）に示した値よりも、小さい値となってしまう。
　特に、観察対象ＯＢからの観察対象蛍光ＬＦが微弱である場合には、当該観察対象蛍光ＬＦを上述した自家蛍光Ｌ３から分離して良好な蛍光観察を行うために、撮像素子５１３にて撮像された観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値を調整する必要がある。しかしながら、当該観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値の調整は、以下の（１）～（４）が影響するため難しい。
（１）薬剤
　一般的に、薬剤の種類や投与量によって、当該薬剤から発せられる観察対象蛍光ＬＦの光量は異なる。
　観察対象ＯＢに投与する薬剤の種類は、当該観察対象ＯＢ（癌、血液、リンパ等）に合わせて選択される。さらに、薬剤から発せられる観察対象蛍光ＬＦを医療用観察システム１において撮像するために、当該薬剤を励起する励起光の波長と、当該薬剤から発せられる観察対象蛍光ＬＦの波長とが分離可能な薬剤が選択される。このようにして選択された薬剤は、それぞれ発する観察対象蛍光ＬＦの光量が異なる。
　また、薬剤の投与量によって観察対象蛍光ＬＦの光量を調整可能だが、低侵襲な処置の実現のためには当該投与量を必要以上に増やすことは難しい。
　すなわち、薬剤の種類の選択、投与量の調整によって、観察対象蛍光ＬＦの光量を調整することは難しい。結果として、薬剤の種類の選択、投与量の調整によって、撮像素子５１３にて撮像された観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値を調整することは難しい。
（２）観察対象
　観察対象ＯＢの部位・状態によって、当該観察対象ＯＢから発せられる観察対象蛍光ＬＦの光量は異なる。
　具体的には、薬剤が滞留し易い部位・状態である観察対象ＯＢの場合には、当該観察対象ＯＢから発せられる観察対象蛍光ＬＦの光量は増える。一方、薬剤が流れ易く滞留し難い部位・状態である観察対象ＯＢの場合には、当該観察対象ＯＢから発せられる観察対象蛍光ＬＦの光量は減り、残光時間も短くなる。また、観察対象ＯＢが腫瘍だった場合、その広がりや大きさ、深さによって、撮像素子５１３で受光する観察対象蛍光ＬＦの光量は変化する。
　すなわち、観察対象ＯＢの種類や状態によって、観察対象蛍光ＬＦの光量を調整することは難しい。結果として、観察対象ＯＢの種類や状態によって、撮像素子５１３にて撮像された観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値を調整することは難しい。
（３）光源装置
　光源装置３から出射された励起光Ｌ１の光量によって、観察対象蛍光ＬＦの光量は異なる。
　励起光Ｌ１の光量を強めるには、光源装置３に供給される電力を調整することが必要な場合がある。しかしながら、医療用観察システム１全体を動作させる電力の上限値に応じて光源装置３に供給可能な電力は制限される。また、励起光Ｌ１の光量は、励起光Ｌ１の光路を構成する部材における発熱（例えば、ライトガイド４と挿入部２との間等の発熱）、レーザクラスへの対応、観察対象ＯＢや周辺の生体で受ける光エネルギ量（光エネルギ量が多いと熱傷につながるリスクがある）、または、薬剤から発せられる観察対象蛍光ＬＦの退色の速さ等を考慮して調整することが求められる。さらに、励起光Ｌ１の光量は、光源装置３に搭載する励起光Ｌ１の光源の数を変えることでも調整できる。しかしながら、光源の数は、光源装置３のサイズに影響する場合がある。当該光源装置３のサイズは、当該光源装置３等を可搬するためのカートの大きさによって制限される場合がある。
　すなわち、励起光Ｌ１の光量を調整することによって、観察対象蛍光ＬＦの光量を調整することは難しい。結果として、励起光Ｌ１の光量を調整することによって、撮像素子５１３にて撮像された観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値を調整することは難しい。
（４）撮像素子
　撮像素子５１３で受光する観察対象蛍光ＬＦの光量によって、当該撮像素子５１３から生成される観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値は異なる。
　観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値を調整するには、当該観察対象蛍光ＬＦの撮像に最適な感度や構成などを有する撮像素子５１３を選択したい。しかしながら、撮像素子５１３は、所定の波長帯の観察対象蛍光ＬＦの受光に基づき蛍光観察用の画像を出力するだけでなく、白色光等の可視光の受光に基づき通常光観察用の画像を出力することも求められることがある。また、撮像素子５１３は、可視光及び不可視光を含む波長帯域のうち、広い波長帯域、または、複数の波長帯域に対応する蛍光観察用の画像を出力することも求められることがある。さらに、撮像素子５１３は、同じ薬剤を用いたとしても手技や観察対象ＯＢによって観察対象蛍光ＬＦの光量が変わる場合があり、そのような観察対象蛍光ＬＦの光量の変化に対応した蛍光観察用の画像を出力することも求められることがある。その場合、撮像素子５１３は、それらの観察に対応可能な素子を選択しなければならず、所定の波長帯の蛍光の撮像に最適な特性の撮像素子を用いることができない場合がある。また、撮像素子５１３はカメラヘッド５の中に配設されるが、観察に適したカメラヘッド５の大きさ・重さがあるため、それによって撮像素子５１３のサイズを含む種類が制限される場合がある。なお、撮像素子５１３がカメラヘッド５の中に配設される構成に限らず、硬性内視鏡や軟性内視鏡の先端に配設される場合であっても、観察に適した大きさ・重さがあるため、それによって撮像素子５１３のサイズを含む種類が制限される場合がある。
　すなわち、撮像素子５１３の種類の選択によって、撮像素子５１３にて撮像された観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値を調整することは難しい。
　以上のように、撮像素子５１３にて撮像された観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値は、上記制約の中で決まるため、容易に調整することはできない。
　そこで、本実施の形態１では、観察用光路Ｐ０における第２の光路Ｐ２上において、接眼部２１とカメラヘッド５との間にフィルタ１１を設けることで、撮像部５１の撮像にて得られた画素信号における観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値のＳ／Ｎ比（Ｓ１／Ｓ２）を１より大きい値としている。当該Ｓ／Ｎ比（Ｓ１／Ｓ２）が１より大きい値であれば、制御装置９にてクランプ処理、ゲイン処理、またはガンマ補正処理等により当該Ｓ／Ｎ比を増幅させ、ユーザが観察対象蛍光ＬＦの信号と自家蛍光Ｌ３を含むノイズ成分の信号とを識別し易い画像を生成することが可能となる。
　より具体的に、フィルタ１１は、波長λａ～λｂの波長帯域のうち、観察対象蛍光ＬＦの波長帯域を除く波長λｃ～λｂの波長帯域の光をカットする。すなわち、フィルタ１１は、蛍光観察における観察対象光である観察対象蛍光ＬＦ以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する。なお、図５の（ａ）において、ドットを付した波長帯域Ａｒ２は、フィルタ１１によってカットする波長帯域である。これによって、撮像部５１の撮像にて得られた画素信号の信号値のＳ／Ｎ比（Ｓ１／Ｓ２）は、自家蛍光Ｌ３を含むノイズ成分に基づく信号値Ｓ２における波長λｃ～λｂの波長帯域の信号値が減少するため（図５の（ｂ））、１より大きい値となる。フィルタ１１におけるカットする波長帯域のＯＤ（Optical　Density）値としては、１以上が必要であり、４以上が好ましい。ここで、ＯＤ値としては高ければ高いほどカットの効果が高くなるため、画質の改善効果が高い。しかしながら、ＯＤ値が高いフィルタは専用設備での成膜が必要となってくるため、原価が高くなり易い。ＯＤ値が４程度であれば、汎用の成膜機での生産も可能な範囲である。このため、ＯＤ値としては、性能と原価のバランスを踏まえると、実用上、４を選択することが好ましい。
　なお、波長λｃ～λｂの波長帯域において、フィルタ１１におけるカットする波長帯域のＯＤ値を調整することによって、Ｓ／Ｎ比（Ｓ１／Ｓ２）を１より大きい値としても構わない。また、フィルタ１１は、撮像部５１の撮像にて得られた画素信号の信号値のＳ／Ｎ比（Ｓ１／Ｓ２）が１より大きい値となれば、観察対象蛍光ＬＦの波長帯域の一部の波長帯域の光をカットしても構わない。
　〔Ｓ／Ｎ比の算出方法について〕
　図６は、Ｓ／Ｎ比の算出方法を説明する図である。具体的に、図６は、図１に対応した図である。
　本実施の形態に係るＳ／Ｎ比の算出方法は、以下の文献Ａの表題「Performance　test　methods　for　near-infrared　fluorescence　imaging」における「2.D.8.　Excitation　light　crosstalk」及び「3.G.　Excitation　light　crosstalk」を参考にした方法である。
　（文献Ａ）
　「MEDICAL　PHYSICS」　Volume　47,　Issue　8,　August　2020,　Pages　3389-3401
　Ｓ／Ｎ比の算出方法では、図６に示すように、第１，第２の被写体（ファントム）Ｆ１，Ｆ２が用いられる。
　第１の被写体Ｆ１は、薬剤が入っておらず、散乱する粒子のみを含んだ被写体（ファントム）である。
　第２の被写体Ｆ２は、観察したい生体に対する適切な濃度で薬剤が入った被写体（ファントム）である。
　そして、Ｓ／Ｎ比は、以下の式（２）によって算出される。
　（数２）
　Ｓ／Ｎ比＝（(c)－(a)）/（(b)－(a)）・・・（２）
　ここで、式（２）の(a)は、図６に示す医療用観察システム１において、カメラヘッド５内に外光が入らない状態で、かつ、第１の光源３１を消灯した状態で、撮像素子５１３から出力される画素信号に基づく輝度レベルである。なお、(a)としては、カメラヘッド５と接眼部２１との間にメカシャッタを配設し、当該メカシャッタによって当該カメラヘッド５内に光が入らない状態で、撮像素子５１３から出力される画素信号に基づく輝度レベルとしても構わない。また、(b)は、図６に示す医療用観察システム１において、第１の光源３１を点灯させ、第１の被写体Ｆ１に対して励起光Ｌ１を照射し、第２の光Ｌ２を撮像素子５１３にて撮像した際での当該撮像素子５１３から出力される画素信号に基づく輝度レベルである。さらに、(c)は、図６に示す医療用観察システム１において、第１の光源３１を点灯させ、第２の被写体Ｆ２に対して励起光Ｌ１を照射し、第２の光Ｌ２を撮像素子５１３にて撮像した際での当該撮像素子５１３から出力される画素信号に基づく輝度レベルである。
　本開示に係るフィルタ１１は、撮像素子５１３から出力される画素信号に対して画像処理が実行される前の当該画素信号（ＲＡＷ信号）を用いて式（２）によって算出されたＳ／Ｎ比が１よりも大きくなるようにカットする波長帯域や当該波長帯域のＯＤ値が調整されている。より好ましくは、本開示に係るフィルタ１１は、撮像素子５１３から出力される画素信号に対して画像処理が実行された後の当該画素信号を用いて式（２）によって算出されたＳ／Ｎ比が４以上となるようにカットする波長帯域や当該波長帯域のＯＤ値が調整されている。
　以上説明した本実施の形態１によれば、以下の効果を奏する。
　本実施の形態１に係る医療用観察システム１は、観察用光路Ｐ０上に配設され、励起光Ｌ１及び第２の光Ｌ２の少なくとも一方によって当該観察用光路Ｐ０を形成する部材から発生した自家蛍光Ｌ３を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタ１１を備える。そして、フィルタ１１により、撮像部５１の撮像にて得られた画素信号における観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値のＳ／Ｎ比（Ｓ１／Ｓ２）が１より大きい値となる。このため、制御装置９において、ユーザが観察対象蛍光ＬＦの信号と自家蛍光Ｌ３を含むノイズ成分の信号とを識別し易い画像を生成することが可能となる。
　したがって、本実施の形態１に係る医療用観察システム１によれば、良好に蛍光観察を行うことができる。
　図７は、実施の形態１の効果を説明する図である。具体的に、図７の（ａ）は、フィルタ１１を特定の位置（接眼部２１とカメラヘッド５との間）に配設した場合での当該フィルタ１１の透過特性（フィルタ特性）を示している。図７の（ｂ）は、フィルタ１１を特定の位置以外の位置に配設した場合での当該フィルタ１１の透過特性（フィルタ特性）を示している。なお、図７では、横軸で波長[nm]を示し、縦軸でＯＤ値を示している。
　フィルタ１１は、光の入射角度によって透過特性（フィルタ特性）が変化する。
　接眼部２１から出射される光は、略平行光である。このため、フィルタ１１を接眼部２１とカメラヘッド５との間に配設した場合には、第２の光Ｌ２は、フィルタ１１に略平行光として入射する。このように略平行光として入射した場合には、フィルタ１１の透過特性は、図７の（ａ）に示すように、設計値の透過特性となる。
　一方、ＮＡ０．２以上（±１２度以上の光線）等の光線分布がある場合には、図７の（ｂ）に示すように、フィルタ１１の透過特性は、設計値の透過特性から悪化してしまうことがある。具体的には、カットする波長帯域が短波長側にシフトし、当該カットする波長帯域が最適な波長帯域ではなくなることがある。また、フィルタ特性におけるＯＤ値の立上り、立下りが設計上の急峻な立上り、立下り（図７の（ａ））から緩やかな立上り、立下り（図７の（ｂ））に変化することがある。さらに、カットする波長帯域のＯＤ値も低下することがある。
　以上のように、フィルタ１１を接眼部２１とカメラヘッド５との間に配設することによって、当該フィルタ１１の透過特性を設計値の透過特性で維持し、自家蛍光Ｌ３を含む不要光を設計値通りに、部分的、実質的、または完全に抑制することができる。
　また、フィルタ１１は、接眼部２１に着脱自在に接続されてもよい。
　このように着脱自在の構成とした場合、観察対象ＯＢに付与される薬剤や蛍光色素等、観察対象物質に応じて、カットしたい波長帯域やカットしたい光量レベルが異なる複数のフィルタ１１を用意しておけば、使用する当該薬剤や蛍光色素等、観察対象物質に応じたフィルタ１１を選択して使用することができる。なお、当該フィルタ１１としては、同時観察が求められる複数の観察対象物質（例えば、当該薬剤と他薬剤や、当該薬剤と被写体の自家蛍光）に対応したフィルタとしてもよく、単一の観察対象物質（当該薬剤や被写体の自家蛍光）に対応したフィルタとしてもよく、あるいは、接眼部２１にカットしたい波長帯域やカットしたい光量レベルが同じ、若しくは異なる複数のフィルタを重ねてもよい。
　そして、本開示に係るフィルタ１１は、以下に示す第１～第６のシーンにおいて、良好に蛍光観察を行うことができる。なお、以下に示す第１～第６のシーンでは、用いる薬剤としてICGを採用しているが、その他の薬剤を用いたシーンでも同様に、良好に蛍光観察を行うことができる。
　〔第１のシーン〕
　ICGを用いた場合の観察対象蛍光ＬＦが微弱となるシーンとしては、小児患者を手術するシーンが挙げられる。
　１回あたりのICGの投与量は、患者の体重に応じて設定する必要がある。このため、成人患者と比較し、小児患者にICGを投与する場合には、体重に比例して、当該ICGの投与量の減量が必要となる。すなわち、小児患者にICGを投与した場合には、ICGの濃度が薄く、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる場合がある。
　そして、小児患者の手術において、観察対象蛍光ＬＦが微弱となった場合であっても、フィルタ１１によって自家蛍光Ｌ３を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制し、良好に蛍光観察を行うことができる。
　〔第２のシーン〕
　ICGを用いた場合の観察対象蛍光ＬＦが微弱となるシーンとしては、気管支内注入法を行うシーンが挙げられる。
　気管支内注入法は、肺の区域切除において、区域間を同定する手法である。具体的に、気管支内注入法では、気管支鏡を用いて区域気管支にICGを散布し、蛍光観察によって、切除対象となる肺の区域を同定する。すなわち、気管支内注入法では、ICGを静脈注射する方法（以下、ICG静注法と記載）で切除対象となる肺の区域を同定する場合と比較して、ICGの濃度を濃くすることが難しく、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる場合がある。
　そして、気管支内注入法において、観察対象蛍光ＬＦが微弱となった場合であっても、フィルタ１１によって自家蛍光Ｌ３を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制し、良好に蛍光観察を行うことができる。
　〔第３のシーン〕
　ICGを用いた場合の観察対象蛍光ＬＦが微弱となるシーンとしては、挿入部２の外径を細くした細径内視鏡を用いるシーンが挙げられる。
　下部消化管でICGを用いた蛍光観察が一般的になるに従い、より低侵襲に手術を実施したいというニーズが高まっている。そして、経肛門的直腸間膜切除術（Trans-anal　total　mesorectal　excision）や単孔式手術等の空間的な制約がある条件下では、鉗子等の操作性を高めるために、細径内視鏡を使用することが多い。しかしながら、細径内視鏡では、通常の内視鏡や挿入部２の外径を太くした太径内視鏡と比較して、励起光の導光路が狭くなるため、出射される当該励起光のエネルギが低下し、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる場合がある。
　そして、細径内視鏡を用い、観察対象蛍光ＬＦが微弱となった場合であっても、フィルタ１１によって自家蛍光Ｌ３を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制し、良好に蛍光観察を行うことができる。
　〔第４のシーン〕
　ICGを用いた場合の観察対象蛍光ＬＦが微弱となるシーンとしては、肺の区域をICG静注法によって複数回の蛍光観察で同定する時に、当該複数回のうち例えば初回に低濃度のICGを用いるシーンが挙げられる。
　ICG静注法の課題としては、１度、ICGを静脈注射すると、肝臓で代謝されるまでは、当該ICGが血流にのって残留し光り続けるため、再度、観察することが難しいという課題が挙げられる。例えば、肺葉の区域切除を行う際に、止血箇所を誤ったり、結紮が緩かったりして、肺全体等の観察対象以外が光ってしまうと、上記理由で、再度、ICG静注法で区域同定を行うことは困難になる。また、ICGの成人に対する投与量に上限があるため、当該ICGが代謝された後に、再度、ICG静注法で区域同定を行うことも困難である。
　そこで、初回に肺の区域を同定する場合には、ICGの濃度を低濃度（例えば通常の濃度に対して１／１０の濃度）にして当該ICGを静脈注射し、蛍光観察を行う。当該蛍光観察で適切な区域を同定することができなかった場合には、ICGの濃度を通常の濃度にして当該ICGを再度、静脈注射し、蛍光観察を行う。初回に肺の区域を同定する場合には、ICGの濃度を低濃度としているため、ICGの濃度を通常の濃度とした場合と比較して、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる場合がある。
　そして、ICGの濃度を低濃度にして蛍光観察を行う際に、観察対象蛍光ＬＦが微弱となった場合であっても、フィルタ１１によって自家蛍光Ｌ３を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制し、良好に蛍光観察を行うことができる。この後、ICGの濃度を通常の濃度にして蛍光観察を行う。このように、同一部位で複数回の蛍光観察を行うことで、肺の区域をより高精度に同定することができる。
　〔第５のシーン〕
　ICGを用いた場合の観察対象蛍光ＬＦが微弱となるシーンとしては、腸の吻合不全の血流をICG静注法によって複数回の蛍光観察で確認する時に、当該複数回のうち例えば初回に低濃度のICGを用いるシーンが挙げられる。
　腸の吻合不全の血流を蛍光観察によって確認する場合には、機器の設定ミスや、被写体が脂肪等の組織に埋もれている等が原因で当該血流を適切に確認できなかった場合には、ICGが代謝されるまでに時間を要するため、再度、ICG注入法によって当該血流を確認することは困難である。
　そこで、上述した第４のシーンと同様に、初回に血流を確認する場合には、ICGの濃度を低濃度（例えば通常の濃度に対して１／１０の濃度）にして当該ICGを静脈注射し、蛍光観察を行う。当該蛍光観察で適切に血流を確認することができなかった場合には、ICGの濃度を通常の濃度にして当該ICGを再度、静脈注射し、蛍光観察を行う。初回に血流を確認する場合には、ICGの濃度を低濃度としているため、ICGの濃度を通常の濃度とした場合と比較して、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる場合がある。
　そして、ICGの濃度を低濃度にして蛍光観察を行う際に、観察対象蛍光ＬＦが微弱となった場合であっても、フィルタ１１によって自家蛍光Ｌ３を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制し、良好に蛍光観察を行うことができる。この後、ICGの濃度を通常の濃度にして蛍光観察を行う。このように、同一部位で複数回の蛍光観察を行うことで、吻合不全による腹膜炎等の合併症を低減することができる。
　〔第６のシーン〕
　ICGを用いた場合の観察対象蛍光ＬＦが微弱となるシーンとしては、蛍光画像を３Ｄ画像によって蛍光観察（以下、３Ｄ蛍光観察と記載）するシーンが挙げられる。
　３Ｄ蛍光観察する際、挿入部２として、二眼リレー方式のスコープが用いられる場合がある。この二眼リレー方式のスコープでは、当該スコープ内に２本の光路が並列されている。また、当該２本の光路には、光学系がそれぞれ配置されている。そして、二眼リレー方式のスコープは、当該２つの光学系にて互いに視差を有する右，左目用観察光をそれぞれ取り込んで撮像素子５１３に導光する（例えば、特開平６－１６０７３１号公報参照）。このような二眼リレー方式のスコープでは、上述した第３のシーンで説明した細径内視鏡と同様に、通常の内視鏡と比較して、２本の光路によって、励起光の導光路が狭くなるため、出射される当該励起光のエネルギが低下し、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる場合がある。
　また、３Ｄ蛍光観察する際、撮像素子５１３として、右，左目用観察光をそれぞれ撮像する２つの撮像素子が用いられる場合がある。このように撮像素子５１３として２つの撮像素子を用いた場合には、１つの撮像素子とした場合と比較して、大きさが小さくなるため、観察対象蛍光ＬＦの受光エネルギが低くなり、当該観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値が微弱となる場合がある。
　なお、上記では、３Ｄ蛍光観察用の硬性内視鏡を用いた場合を例示したが、３Ｄ蛍光観察用の軟性内視鏡を用いた場合でも同様に観察対象蛍光ＬＦが微弱となったり、当該観察対象蛍光ＬＦに基づく信号値が微弱となったりする場合がある。
　そして、３Ｄ蛍光観察用の内視鏡を用いた手術において、観察対象蛍光ＬＦが微弱となった場合であっても、フィルタ１１によって自家蛍光Ｌ３を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制し、良好に３Ｄ蛍光観察を行うことができる。
（実施の形態２）
　次に、実施の形態２について説明する。
　以下では、上述した実施の形態１と同様の構成には同一符号を付し、その詳細な説明は省略または簡略化する。
　図８は、実施の形態２に係る医療用観察システム１Ａの構成を示す図である。具体的に、図８は、図１に対応した図である。
　本実施の形態２に係る医療用観察システム１Ａでは、図８に示すように、自家蛍光Ｌ３を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタとして、フィルタ１１の他、フィルタ１２を採用している。なお、以下では、説明の便宜上、フィルタ１１を第１のフィルタ１１と記載し、フィルタ１２を第２のフィルタ１２と記載する。
　第２のフィルタ１２は、図８に示すように、第１の光路Ｐ１上において、ライトガイド４と挿入部２との間（ライトガイド４の出射端４１）、または、当該挿入部２における励起光Ｌ１を出射する出射端２１１に配設されている。なお、図８では、説明の便宜上、ライトガイド４の出射端４１と、挿入部２の出射端２１１との２つの位置に第２のフィルタ１２を図示している。そして、第２のフィルタ１２は、励起光Ｌ１以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する。より具体的に、励起光Ｌ１が短波長の光である場合（以下、短波励起の場合と記載）には、第２のフィルタ１２は、挿入部２の出射端２１１に配設される。当該短波長の光としては、可視光や紫外光を例示することができる。一方、励起光Ｌ１が長波長の光である場合（以下、長波励起の場合と記載）には、第２のフィルタ１２は、ライトガイド４の出射端４１に配設される。当該長波長の光としては、赤外光を例示することができる。
　以下、短波励起の場合と長波励起の場合とで、第２のフィルタ１２の配設位置による効果の違いを説明する。
　先ず、短波励起の場合について説明する。
　図９ないし図１１は、短波励起の場合の第２のフィルタ１２の機能を説明する図である。具体的に、図９は、第２のフィルタ１２が設けられていない場合でのライトガイド４の出射端４１から出射される直前の光のスペクトル（図９の（ａ））、挿入部２の出射端２１１から出射される直前の光のスペクトル（図９の（ｂ））、及び観察対象ＯＢから挿入部２に取り込まれる直前の戻り光のスペクトル（図９の（ｃ））をそれぞれ示している。図１０は、ライトガイド４の出射端４１に第２のフィルタ１２が配設されている場合での当該出射端４１から出射される直前の光のスペクトル（図１０の（ａ））、挿入部２の出射端２１１から出射される直前の光のスペクトル（図１０の（ｂ））、及び観察対象ＯＢから挿入部２に取り込まれる直前の戻り光のスペクトル（図１０の（ｃ））をそれぞれ示している。図１１は、挿入部２の出射端２１１に第２のフィルタ１２が配設されている場合でのライトガイド４の出射端４１から出射される直前の光のスペクトル（図１１の（ａ））、当該出射端２１１から出射される直前の光のスペクトル（図１１の（ｂ））、及び観察対象ＯＢから挿入部２に取り込まれる直前の戻り光のスペクトル（図１１の（ｃ））をそれぞれ示している。なお、図１０の（ａ）及び図１１の（ｂ）において、ドットを付した波長帯域Ａｒ３は、第２のフィルタ１２によってカットする波長帯域である。なお、図９ないし図１１では、横軸で波長[nm]を示し、縦軸で信号密度[強度／nm]を示している。
　図９の（ａ）、図１０の（ａ）、及び図１１の（ａ）に示すように、励起光Ｌ１がライトガイド４を伝搬する際に、当該ライトガイド４に含まれる自家蛍光発生部材から自家蛍光Ｌ３が発生する。
　また、図９の（ｂ）及び図１１の（ｂ）に示すように、励起光Ｌ１が挿入部２を伝搬する際にも、当該挿入部２に含まれる自家蛍光発生部材から自家蛍光Ｌ３が発生する。このため、第２のフィルタ１２が設けられていない場合、または挿入部２の出射端２１１に第２のフィルタ１２が配設されている場合には、挿入部２の出射端２１１から光が出射される直前において、ライトガイド４の出射端４１から光が出射される直前の段階よりも、自家蛍光Ｌ３の強度が大きくなる。
　一方、ライトガイド４の出射端４１に第２のフィルタ１２が配設されている場合には、当該ライトガイド４に含まれる自家蛍光発生部材から発生された自家蛍光Ｌ３は、当該第２のフィルタ１２によって部分的、実質的、または完全に抑制される。このため、図１０の（ｂ）に示すように、挿入部２の出射端２１１から出射される直前の光に含まれる自家蛍光Ｌ３の強度は、図９の（ｂ）及び図１１の（ｂ）と比較して小さいものとなる。
　さらに、図９の（ｃ）及び図１０の（ｃ）に示すように、励起光Ｌ１が観察対象ＯＢに照射された際にも、当該観察対象ＯＢから自家蛍光Ｌ３が発生することもある。その場合、挿入部２の出射端２１１に戻り光が取り込まれる直前において、挿入部２の出射端２１１から光が出射される直前の段階よりも、自家蛍光Ｌ３の強度が大きくなる。
　一方、挿入部２の出射端２１１に第２のフィルタ１２が配設されている場合には、ライトガイド４に含まれる自家蛍光発生部材、及び挿入部２に含まれる自家蛍光発生部材の双方から発生された自家蛍光Ｌ３は、当該第２のフィルタ１２によって部分的、実質的、または完全に抑制される。このため、図１１の（ｃ）に示すように、挿入部２の出射端２１１に取り込まれる直前の戻り光に含まれる自家蛍光Ｌ３の強度は、図９の（ｃ）及び図１１の（ｃ）と比較して小さいものとなる。
　短波励起の場合には、自家蛍光発生部材に照射される励起光Ｌ１のエネルギが大きいため、当該自家蛍光Ｌ３が多く発生する。そして、図１０の（ｃ）と図１１の（ｃ）とを比較して分かるように、第１の光路Ｐ１上のより光路後段に第２のフィルタ１２を設けることが効果的である。このため、短波励起の場合には、第２のフィルタ１２を挿入部２の出射端２１１に配設している。
　次に、長波励起の場合について説明する。
　図１２ないし図１４は、長波励起の場合の第２のフィルタ１２の機能を説明する図である。具体的に、図１２は、第２のフィルタ１２が設けられていない場合を示した図であって、図９に対応した図である。図１３は、ライトガイド４の出射端４１に第２のフィルタ１２が配設されている場合を示した図であって、図１０に対応した図である。図１４は、挿入部２の出射端２１１に第２のフィルタ１２が配設されている場合を示した図であって、図１１に対応した図である。なお、図１２ないし図１４では、横軸で波長[nm]を示し、縦軸で信号密度[強度／nm]を示している。
　長波励起の場合においても、図１２ないし図１４に示すように、自家蛍光Ｌ３の挙動は上述した短波励起の場合と同様である。
　長波励起の場合には、自家蛍光発生部材に照射される励起光Ｌ１のエネルギが小さいため、図１２ないし図１４と、図９ないし図１１とを比較して分かるように、当該自家蛍光Ｌ３の発生量が比較的に少ない。そして、図１３の（ｃ）と図１４の（ｃ）とを比較して分かるように、挿入部２の出射端２１１に取り込まれる直前の戻り光に含まれる自家蛍光Ｌ３の強度は、第２のフィルタ１２をライトガイド４の出射端４１に設けた場合と挿入部２の出射端２１１に設けた場合とで略同じである。ここで、挿入部２の出射端２１１は、観察対象ＯＢ（生体内）に挿入される部分であり、設計が比較的に難しい。このため、長波励起の場合には、第２のフィルタ１２をライトガイド４の出射端４１に配設している。
　以上説明した本実施の形態２によれば、上述した実施の形態１と同様の効果の他、以下の効果を奏する。
　本実施の形態２に係る医療用観察システム１では、第１，第２のフィルタ１１，１２が搭載されているため、自家蛍光Ｌ３を含む不要光を効果的に、部分的、実質的、または完全に抑制することができる。
　また、第２のフィルタ１２は、ライトガイド４の出射端４１、または、挿入部２の出射端２１１に固定されてもよい。この場合、第１のフィルタ１１のように着脱自在とする構成と比較して、部品追加がないのでユーザの取り回しが容易となる。
（その他の実施の形態）
　ここまで、本開示を実施するための形態を説明してきたが、本開示は上述した実施の形態によってのみ限定されるべきものではない。
　上述した実施の形態１，２において、本開示に係るフィルタの数は、１つまたは２つに限らず、３つ以上としても構わない。また、本開示に係るフィルタの配設位置は、観察用光路Ｐ０上であれば、上述した実施の形態１，２において説明した配設位置に限らない。観察用光路ＰＯ上であれば、例えば、光源装置３内、ライトガイド４内、挿入部２内、または、カメラヘッド５内（撮像素子５１３の撮像面等）に本開示に係るフィルタを配設しても構わない。さらに、本開示に係るフィルタは、ディスポーザブルにしてもよい。また、本開示に係るフィルタとしては、ＮＤ（Neutral　Density）フィルタを採用しても構わない。
　上述した実施の形態１，２では、本開示に係る第１の光として、励起光Ｌ１を採用していたが、これに限らない。本開示に係る第１の光としては、励起光Ｌ１の他、可視光（白色光等の広帯域光や赤色光、緑色光、または青色光等の狭帯域光）等の通常観察光を採用しても構わない。当該通常観察光を出射する光源装置の構成としては、白色ＬＥＤを含む構成や、赤色光、緑色光、及び青色光をそれぞれ出射する３つの光源と、当該赤色光、当該緑色光、及び当該青色光を合成する光学素子とを含む構成を例示することができる。
　また、本開示に係る第１の光として、励起光Ｌ１と通常観察光との２つを採用した場合には、撮像素子５１３の数は、１つでも２つでもよいし、それ以上でも構わない。
　例えば、撮像素子５１３を１つのみ設ける場合には、励起光Ｌ１と通常観察光とを時分割で点灯させ、当該撮像素子５１３を励起光Ｌ１の点灯タイミング、通常観察光の点灯タイミングに合わせて時分割で撮像させる。
　また、例えば、撮像素子５１３を２つ設ける場合には、プリズム等の色分離光学装置を採用する。具体的に、色分離光学装置は、第２の光路Ｐ２上に配設され、当該第２の光路Ｐ２を辿って伝搬された観察対象ＯＢからの通常観察光の戻り光と、当該観察対象ＯＢからの励起光Ｌ１の戻り光（観察対象蛍光ＬＦ）とを分離する。そして、２つの撮像素子５１３のうち、一方の撮像素子５１３は、当該通常観察光の戻り光を撮像する。他方の撮像素子５１３は、当該励起光Ｌ１の戻り光（観察対象蛍光ＬＦ）を撮像する。なお、当該色分離光学装置を採用する場合には、当該色分離光学装置に本開示に係るフィルタを配設しても構わない。
　以上説明したように、本開示に係る第１の光として励起光Ｌ１と通常観察光との２つを採用した場合には、本開示に係るフィルタとしては、被写体からの通常観察光の戻り光と、観察対象蛍光ＬＦとを除く光をカットする構成が必要となる。
　なお、上記では、本開示に係る第１の光として、励起光Ｌ１と通常観察光との２つを採用した場合について説明したが、本開示に係る第１の光として、励起光Ｌ１の１つのみ、または、通常観察光の１つのみを採用した場合であっても、撮像素子５１３の数は、１つでも２つでもよいし、それ以上でも構わない。
　上述した実施の形態１，２において、以下に示す変形例１～３を採用しても構わない。
（変形例１）
　図１５ないし図１７は、実施の形態１，２の変形例１を説明する図である。具体的に、図１５は、本変形例１に係るフィルタ１３の形状を示す図であって、当該フィルタ１３に入射する光の光軸Ａｘに沿って当該フィルタ１３を見た図である。図１６及び図１７は、図１に対応した図である。
　上述した実施の形態１，２において説明したフィルタ１１は、全面において、透過特性が同一であったが、これに限らない。
　本変形例１に係るフィルタ１３は、図１５に示すように、回転軸ＲＡｘを中心として回転可能とするホイール形状を有し、透過特性が互いに異なる複数の領域１３Ａ～１３Ｄに区分けされている。なお、本変形例１では、４つの領域１３Ａ～１３Ｄに区分けされているが、その数は、２つ以上であればその他の数でも構わない。当該４つの領域１３Ａ～１３Ｄの透過特性は、観察対象ＯＢに付与される薬剤や蛍光色素に応じてそれぞれ設定されている。そして、フィルタ１３は、当該４つの領域１３Ａ～１３Ｄのうち、観察対象ＯＢに付与される薬剤や蛍光色素に対応する領域が光軸Ａｘに位置するように回転される。そして、当該領域は、当該観察対象ＯＢに付与される薬剤や蛍光色素に応じた観察対象蛍光ＬＦ以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する。
　以上説明した本変形例１によれば、上述した実施の形態１，２と同様の効果の他、以下の効果を奏する。
　本変形例１に係るフィルタ１３は、回転軸ＲＡｘを中心として回転可能とするホイール形状を有し、上述した複数の領域１３Ａ～１３Ｄを有する。
　このため、１つのフィルタ１３によって、種々の薬剤や蛍光色素に対応させることができ、利便性を向上させることができる。
　なお、フィルタ１３の構成については、上述した構成に限らない。例えば、４つの領域１３Ａ～１３Ｄにおいて、ＯＤ値が異なる構成としても構わない。
　また、本変形例１に係るフィルタ１３は、以下の表１に示した複数の薬剤を用いた手術等に適用することができる。なお、表１では、用いる薬剤に対して「〇」を付し、用いない薬剤に対して「×」を付している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
　ここで、フルオレセインは、470～480[nm]程度の波長帯域の励起光Ｌ１が照射されると、520[nm]程度の観察対象蛍光ＬＦを発する。また、ALM-488は、488[nm]程度の波長帯域の励起光Ｌ１が照射されると、530[nm]程度の波長帯域の観察対象蛍光ＬＦを発する。さらに、LUM-015は、650[nm]程度の波長帯域の励起光Ｌ１が照射されると、675[nm]程度の波長帯域の観察対象蛍光ＬＦを発する。また、5-ALAは、405[nm]程度の波長帯域の励起光Ｌ１が照射されると、530～630[nm]程度の波長帯域の観察対象蛍光ＬＦを発する。さらに、ICGは、805[nm]程度の波長帯域の励起光Ｌ１が照射されると、830[nm]程度の波長帯域の観察対象蛍光ＬＦを発する。
　例えば、肺がんの肺葉切除術において、リンパ節郭清を行う際には、表１に示すように、ALM-488とICGとを用いる。すなわち、ALM-488を用いることによって左反回神経を可視化し、ICGを用いることによってリンパ節を可視化する。このような左反回神経及びリンパ節の可視化によって、左反回神経とリンパ節とを識別し、肺葉切除術を行う際の反回神経麻痺を低減することができる。この際、ALM-488とICGとの２つの薬剤を用いるため、図１６に示すように、当該２つの薬剤のうち一方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第１の光源３１の他、他方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第２の光源３２を有する医療用観察システム１の構成が必要となる。なお、当該第１，第２の光源３１，３２は、本開示に係る第１の光源に相当する。また、当該医療用観察システム１は、ALM-488とICGとの２つの薬剤のうち、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる一方の薬剤を用いる場合にフィルタ１３における複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか一の領域を光軸Ａｘ上に位置付け（以下、第１のモードと記載）、他方の薬剤を用いる場合に当該複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか他の領域を光軸Ａｘ上に位置付ける（以下、第２のモードと記載）。そして、肺葉切除術を行う医師は、第１のモードにおいて表示装置７に表示された画像から左反回神経及びリンパ節の一方の位置を把握し、第２のモードにおいて表示装置７に表示された画像から左反回神経及びリンパ節の他方の位置を把握することができる。
　また、例えば、大腸がんの直腸切除術において、側方郭清を行う際には、表１に示すように、ALM-488とICGとを用いる。すなわち、ALM-488を用いることによって神経束血管束（Neurovascular　Bundle）を可視化し、ICGを用いることによってリンパ節を可視化する。このような神経束血管束及びリンパ節の可視化によって、神経束血管束とリンパ節とを識別し、直腸切除術を行う際の神経損傷による排尿障害、排便障害、男性機能障害、または運動機能障害等を低減することができる。この際、ALM-488とICGとの２つの薬剤を用いるため、図１６に示すように、当該２つの薬剤のうち一方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第１の光源３１の他、他方の薬剤を励起する励起光を出射する第２の光源３２を有する医療用観察システム１の構成が必要となる。なお、当該第１，第２の光源３１，３２は、本開示に係る第１の光源に相当する。また、当該医療用観察システム１は、ALM-488とICGとの２つの薬剤のうち、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる一方の薬剤を用いる場合にフィルタ１３における複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか一の領域を光軸Ａｘ上に位置付け（以下、第１のモードと記載）、他方の薬剤を用いる場合に当該複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか他の領域を光軸Ａｘ上に位置付ける（以下、第２のモードと記載）。そして、直腸切除術を行う医師は、第１のモードにおいて表示装置７に表示された画像から神経束血管束及びリンパ節の一方の位置を把握し、第２のモードにおいて表示装置７に表示された画像から神経束血管束及びリンパ節の他方の位置を把握することができる。
　さらに、例えば、小児脳腫瘍の悪性腫瘍切除術において、悪性腫瘍切除を行う際には、表１に示すように、ALM-488とICGとを用いる。すなわち、ALM-488を用いることによって神経を可視化し、ICGを用いることによって血管（血流）を可視化する。このような神経及び血管の可視化によって、悪性腫瘍と神経と血管とを識別し、悪性腫瘍切除術を行った後のがんの再発を防止することができ、さらに、悪性腫瘍切除術を行う際の神経や血管の損傷を防止することができる。この際、ALM-488とICGとの２つの薬剤を用いるため、図１６に示すように、当該２つの薬剤のうち一方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第１の光源３１の他、他方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第２の光源３２を有する医療用観察システム１の構成が必要となる。なお、当該第１，第２の光源３１，３２は、本開示に係る第１の光源に相当する。また、当該医療用観察システム１は、ALM-488とICGとの２つの薬剤のうち、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる一方の薬剤を用いる場合にフィルタ１３における複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか一の領域を光軸Ａｘ上に位置付け（以下、第１のモードと記載）、他方の薬剤を用いる場合に当該複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか他の領域を光軸Ａｘ上に位置付ける（以下、第２のモードと記載）。そして、悪性腫瘍切除術を行う医師は、第１のモードにおいて表示装置７に表示された画像から神経及び血管の一方の位置を把握し、第２のモードにおいて表示装置７に表示された画像から神経及び血管の他方の位置を把握することができる。
　また、例えば、乳がんの乳房切除術において、悪性腫瘍の切除や腋窩リンパ節郭清を行う際には、表１に示すように、ALM-488とLUM-015とICGとを用いる。すなわち、ALM-488を用いることによって肋間上腕神経や胸背神経等の神経を可視化し、LUM-015を用いることによって悪性腫瘍を可視化し、ICGを用いることによってリンパ節を可視化する。このような神経、悪性腫瘍、及びリンパ節の可視化によって、悪性腫瘍と神経とリンパ節とを識別し、乳房切除術を行う際の神経の損傷を低減することができる。この際、ALM-488とLUM-015とICGとの３つの薬剤を用いるため、図１７に示すように、当該３つの薬剤のうちの１つの薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第１の光源３１の他、他の２つの薬剤のうち一方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第２の光源３２と、当該他の２つの薬剤のうち他方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第３の光源３３を有する医療用観察システム１の構成が必要となる。なお、当該第１～第３の光源３１～３３は、本開示に係る第１の光源に相当する。また、当該医療用観察システム１は、ALM-488とLUM-015とICGとの３つの薬剤のうち、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる薬剤を用いる場合にフィルタ１３における複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか一の領域を光軸Ａｘ上に位置付け（以下、第１のモードと記載）、他の薬剤を用いる場合に当該複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか他の２つ領域を光軸Ａｘ上にそれぞれ位置付ける（以下、第２のモードと記載）。そして、乳房切除術を行う医師は、第１のモードにおいて表示装置７に表示された画像から神経と悪性腫瘍とリンパ節とのうち少なくとも１つの位置を把握し、第２のモードにおいて表示装置７に表示された画像から神経と悪性腫瘍とリンパ節とのうちその他の位置を把握することができる。
　さらに、例えば、光線力学診断（Photo　Dynamic　Diagnosis：PDD）を利用した脳腫瘍治療を行う際には、表１に示すように、ALM-488と5-ALA（5-アミノレブリン酸）とを用いる。すなわち、ALM-488の蛍光色素であるフルオレセインによって腫瘍近傍を可視化し、5-ALAから生合成されるプロトポルフィリン（PpIX）によって腫瘍細胞を可視化する。このような腫瘍近傍も含めた腫瘍細胞の可視化によって、脳腫瘍治療を行う際の損傷を防止して腫瘍を安全に摘出することができる。この際、ALM-488と5-ALAとの２つの薬剤を用いるため、図１６に示すように、当該２つの薬剤のうち一方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第１の光源３１の他、他方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第２の光源３２を有する医療用観察システム１の構成が必要となる。なお、当該第１，第２の光源３１，３２は、本開示に係る第１の光源に相当する。また、当該医療用観察システム１は、ALM-488と5-ALAとの２つの薬剤のうち、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる5-ALAを用いる場合にフィルタ１３における複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか一の領域を光軸Ａｘ上に位置付け（以下、第１のモードと記載）、ALM-488を用いる場合に当該複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか他の領域を光軸Ａｘ上に位置付ける（以下、第２のモードと記載）。そして、脳腫瘍治療を行う医師は、第１のモードにおいて表示装置７に表示された画像から腫瘍細胞の位置を把握し、第２のモードにおいて表示装置７に表示された画像から腫瘍近傍の位置を把握することができる。
　また、例えば、光線力学診断を利用した表在性尿路上細胞がんの外科的治療において経尿道的膀胱切除術を行う際には、表１に示すように、フルオレセインと5-ALAとを用いる。すなわち、5-ALAから生合成されるPpIXによって腫瘍を可視化する。ここで、PpIXは、腫瘍だけでなく、膀胱に存在する高代謝性炎症組織も可視化してしまうという欠点がある。そこで、PpIXによる高代謝性炎症組織の偽陽性をフルオレセインによって低減する。この際、フルオレセインと5-ALAとの２つの薬剤を用いるため、図１６に示すように、当該２つの薬剤のうち一方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第１の光源３１の他、他方の薬剤を励起する励起光Ｌ１を出射する第２の光源３２を有する医療用観察システム１の構成が必要となる。なお、当該第１，第２の光源３１，３２は、本開示に係る第１の光源に相当する。また、当該医療用観察システム１は、フルオレセインと5-ALAとの２つの薬剤のうち、観察対象蛍光ＬＦが微弱となる5-ALAを用いる場合にフィルタ１３における複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか一の領域を光軸Ａｘ上に位置付け（以下、第１のモードと記載）、フルオレセインを用いる場合に当該複数の領域１３Ａ～１３Ｄのうちいずれか他の領域を光軸Ａｘ上に位置付ける（以下、第２のモードと記載）。そして、経尿道的膀胱切除術を行う医師は、第１のモードにおいて表示装置７に表示された画像から腫瘍の位置を把握し、第２のモードにおいて表示装置７に表示された画像からPpIXによる高代謝性炎症組織の偽陽性を把握する。
（変形例２）
　図１８は、実施の形態１，２の変形例２を説明する図である。具体的に、図１８は、本変形例２に係るフィルタ１１が移動する位置を示した図である。
　上述した変形例１では、回転軸ＲＡｘを中心としてフィルタ１３を回転させることでモード（第１，第２のモード）を切り替えていたが、これに限らない。
　例えば、図１８に示した本変形例２のように、図示しない移動機構を動作させることで、フィルタ１１を観察用光路Ｐ０上の第１の位置（図１８でフィルタ１１を実線で示した位置）、または、当該観察用光路Ｐ０から外れた第２の位置（図１８でフィルタ１１を１点鎖線で示した位置）に位置付ける。なお、本変形例２では、フィルタ１１は、当該フィルタ１１の光入射面が観察用光路Ｐ０に交差（図１８では直交）する姿勢を維持しつつ、第１の位置及び第２の位置間を移動する。そして、医療用観察システム１は、フィルタ１１を第１の位置に位置付けることで第１のモードに設定する。また、医療用観察システム１は、フィルタ１１を第２の位置に位置付けることで第２のモードに設定する。
　以上説明した本変形例２によれば、上述した実施の形態１，２と同様の効果を奏する。
（変形例３）
　図１９は、実施の形態１，２の変形例３を説明する図である。図１９は、本変形例３に係るフィルタ１１が移動する位置を示した図である。
　上述した変形例１では、回転軸ＲＡｘを中心としてフィルタ１３を回転させることでモード（第１，第２のモード）を切り替えていたが、これに限らない。
　例えば、図１９に示した本変形例３のように、図示しない移動機構を動作させることで、フィルタ１１を観察用光路Ｐ０上の第１の位置（図１９でフィルタ１１を実線で示した位置）、または、当該観察用光路Ｐ０から外れた第２の位置（図１９でフィルタ１１を１点鎖線で示した位置）に位置付ける。なお、本変形例３では、フィルタ１１は、一端側を回転中心として回転することで、第１の位置及び第２の位置間を移動する。そして、医療用観察システム１は、フィルタ１１を第１の位置に位置付けることで第１のモードに設定する。また、医療用観察システム１は、フィルタ１１を第２の位置に位置付けることで第２のモードに設定する。
　以上説明した本変形例３によれば、上述した実施の形態１，２と同様の効果を奏する。
（変形例４）
　図２０及び図２１は、実施の形態１，２の変形例４を説明する図である。具体的に、図２０は、本変形例４に係るフィルタ１１の配設位置を示す図である。図２１は、LUM-015の吸収スペクトル及び発光スペクトルと、励起光Ｌ１のスペクトルと、第１の光路Ｐ１を励起光Ｌ１が伝搬する際に自家蛍光Ｌ３が発生し得る波長範囲とを示す図である。なお、図２１では、横軸で波長[nm]を示し、縦軸で吸光度と蛍光強度（Fluorescence　Intensity）等の光強度とを示している。また、図２１では、LUM-015の吸収スペクトルを破線で示し、LUM-015の発光スペクトルを実線で示し、励起光Ｌ１のスペクトルを１点鎖線で示し、自家蛍光Ｌ３が発生し得る波長範囲を２点鎖線で示している。
　本変形例４では、図２０に示すようにフィルタ１１を第１の光路Ｐ１上に配設した場合での励起光Ｌ１の好ましい波長、及び当該フィルタ１１の好ましい特性について、薬剤としてLUM-015を用いた場合を例に説明する。
　励起光Ｌ１は、薬剤から発せられる観察対象蛍光ＬＦの強度を大きくするために、当該薬剤の吸収量が大きい波長とすることが好ましい。また、励起光Ｌ１の波長は、薬剤の吸収スペクトルのピーク波長に対して、強度が半分以上となる波長範囲を含むことが好ましい。さらに、励起光Ｌ１は、薬剤の吸収スペクトルのピーク波長－10[nm]～当該ピーク波長＋10[nm]の波長とすると、効率が良い。
　ここで、LUM-015の吸収スペクトルのピーク波長は、図２１に示すように、約650[nm]である。このため、励起光Ｌ１の波長は、640～660[nm]の範囲であることが好ましい。
　また、第１の光路Ｐ１を励起光Ｌ１が伝搬する際に発生する自家蛍光Ｌ３は、図２１に示すように、当該励起光Ｌ１の波長帯域よりも長波長側に発生する。このため、フィルタ１１としては、励起光Ｌ１のピーク波長＋10[nm]～当該ピーク波長＋310[nm]の波長帯域をカットするように設計することが好ましい。すなわち、LUM-015を用いた場合には、フィルタ１１としては、660～960[nm]の波長帯域をカットするように設計することが好ましい。ここで、自家蛍光Ｌ３は、励起光Ｌ１のピーク波長に近い方が大きい強度になる。このため、当該強度に応じてフィルタ１１におけるカットする波長帯域のＯＤ値を変更しても構わない。例えば、励起光Ｌ１のピーク波長＋10[nm]～当該ピーク波長＋150[nm]のＯＤ値を当該ピーク波長＋150[nm]～当該ピーク波長＋310[nm]のＯＤ値よりも大きくなるようにフィルタ１１を設計する。カットする波長帯域においてＯＤ値を一定の値とするのは、一般的に、製造の難易度が上がる。このため、上記のようにＯＤ値をカットする波長帯域内で変更すると、フィルタ１１を容易に製造することができ、製造コストも低減させることができる。
　フィルタ１１を第１の光路Ｐ１上に配設した場合には、薬剤がLUM-015である場合に限らず、当該フィルタ１１における透過する波長帯域及びカットする波長帯域は、以下の表２に示すように設計することが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
　具体的に、観察対象蛍光ＬＦのみを観察対象光とした場合については、上述した通りである。また、通常光観察用の白色光のみを観察対象光とした場合には、フィルタ１１は、臨床用途において識別性が悪くならない波長帯域（例えば、400～700[nm]程度の波長帯域）を透過する波長帯域とし、当該波長帯域の長波長端＋10[nm]～当該長波長端＋310[nm]をカットする波長帯域とするように設計することが好ましい。さらに、通常光観察用の白色光と可視光である観察対象蛍光ＬＦとを観察対象光とした場合には、フィルタ１１は、当該白色光のみを観察対象光とした場合と透過する波長帯域及びカットする帯域が同様になるように設計することが好ましい。また、通常光観察用の白色光と不可視光である観察対象蛍光ＬＦとを観察対象光とした場合には、フィルタ１１は、励起光のピーク波長と臨床用途において識別性が悪くならない波長帯域（例えば、400～700[nm]程度の波長帯域）とを透過する波長帯域とし、励起光のピーク波長＋10[nm]～当該ピーク波長＋310[nm]の波長帯域をカットする波長帯域とするように設計することが好ましい。なお、必要に応じて、励起光のピーク波長－10[nm]と臨床用途において識別性が悪くならない波長帯域の長波長端＋10[nm]との間の波長帯域をカットする波長帯域とするように設計しても構わない。
（変形例５）
　図２２及び図２３は、実施の形態１，２の変形例５を説明する図である。具体的に、図２２は、本変形例５に係るフィルタ１１の配設位置を示す図である。図２３は、LUM-015の吸収スペクトル及び発光スペクトルと、第２の光路Ｐ２を第２の光Ｌ２が伝搬する際に自家蛍光Ｌ３が発生し得る波長範囲とを示す図である。なお、図２３では、横軸で波長[nm]を示し、縦軸で吸光度と蛍光強度（Fluorescence　Intensity）とを示している。また、図２３では、LUM-015の吸収スペクトルを破線で示し、LUM-015の発光スペクトルを実線で示し、自家蛍光Ｌ３が発生し得る波長範囲を２点鎖線で示している。
　本変形例５では、図２２に示すようにフィルタ１１を第２の光路Ｐ２上に配設した場合での当該フィルタ１１の好ましい特性について、薬剤としてLUM-015を用いた場合を例に説明する。なお、フィルタ１１は、励起光カットフィルタ５１１よりも光路後段側に配設している。励起光カットフィルタ５１１が挿入部２に配設されている場合には、フィルタ１１は、当該励起光カットフィルタ５１１よりも光路後段側に配設されていればよく、挿入部２内、接眼部２１、あるいは、カメラヘッド５内等に配設することができる。
　第２の光路Ｐ２を第２の光Ｌ２が伝搬する際に発生する自家蛍光Ｌ３は、図２３に示すように、薬剤の発光スペクトルのピーク波長よりも長波長側に発生する。このため、フィルタ１１としては、当該ピーク波長＋10[nm]～当該ピーク波長＋310[nm]の波長帯域をカットするように設計することが好ましい。また、観察対象蛍光Ｌ３の強度が大きくない場合には、薬剤の発光スペクトルのピーク波長に対して、強度が半分より小さくなる波長範囲をカットするように設計することが好ましい。さらに、ＯＤ値は、４や５とすることが好ましい。
　ここで、LUM-015の発光スペクトルのピーク波長は、図２３に示すように、約660[nm]である。このため、フィルタ１１としては、670～970[nm]の波長帯域をカットするように設計することが好ましい。なお、励起光カットフィルタ５１１のＯＤ値は、３以上が好ましく、４や５がさらに好ましい。また、フィルタ１１のＯＤ値は、１上が好ましく、２や３がさらに好ましい。本変形例５では、励起光カットフィルタ５１１とフィルタ１１とを別体で構成していたが、１つのフィルタに励起光Ｌ１をカットする機能、及び自家蛍光Ｌ３をカットする機能を持たせても構わない。
　フィルタ１１を第２の光路Ｐ２上に配設した場合には、薬剤がLUM-015である場合に限らず、当該フィルタ１１における透過する波長帯域及びカットする波長帯域は、以下の表３に示すように設計することが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000004
　具体的に、観察対象蛍光ＬＦのみを観察対象光とした場合については、上述した通りである。また、通常光観察用の白色光のみを観察対象光とした場合には、フィルタ１１は、臨床用途において識別性が悪くならない波長帯域（例えば、400～700[nm]程度の波長帯域）を透過する波長帯域とし、当該波長帯域の長波長端＋10[nm]～当該長波長端＋310[nm]をカットする波長帯域とするように設計することが好ましい。さらに、通常光観察用の白色光と可視光である観察対象蛍光ＬＦとを観察対象光とした場合には、フィルタ１１は、当該白色光のみを観察対象光とした場合と透過帯域及びカット帯域が同様となるように設計することが好ましい。また、通常光観察用の白色光と不可視光である観察対象蛍光ＬＦとを観察対象光とした場合には、フィルタ１１は、薬剤の発光スペクトルのピーク波長と臨床用途において識別性が悪くならない波長帯域（例えば、400～700[nm]程度の波長帯域）とを透過する波長帯域とし、薬剤の発光スペクトルのピーク波長＋10[nm]～当該ピーク波長＋310[nm]の波長帯域をカットする波長帯域とするように設計することが好ましい。なお、必要に応じて、薬剤の発光スペクトルのピーク波長－10[nm]と臨床用途において識別性が悪くならない波長帯域の長波長端＋10[nm]との間の波長帯域をカットする波長帯域とするように設計しても構わない。
　なお、上述した変形例４，５において、薬剤の吸収スペクトル及び発光スペクトルとしては、エタノールを溶媒として実験で測定されるスペクトルと、例えば、体内の血液中でのスペクトルとでは、異なるものとなる。このため、フィルタ１１におけるカットする波長帯域やＯＤ値は、臨床状況を踏まえて設定することが求められる。
（変形例６）
　本変形例６に係る医療用観察システムは、挿入部の先端側に撮像部を有する所謂ビデオスコープ（軟性内視鏡）を用いた医療用観察システムである。以下では、説明の便宜上、本変形例６に係る医療用観察システム１を医療用観察システム１Ｂと記載する。
　図２４は、実施の形態１，２の変形例６を説明する図である。
　医療用観察システム１Ｂは、図２４に示すように、生体内に挿入部２Ｂを挿入することによって観察部位の体内画像を撮像して撮像画像を出力する内視鏡１００Ｂと、当該内視鏡１００Ｂの先端から励起光Ｌ１等の第１の光を出射する光源装置３と、当該内視鏡１００Ｂから出力された撮像画像を処理する制御装置９と、当該制御装置９に第２の伝送ケーブル８を介して接続し、当該制御装置９にて処理された映像信号に基づく画像を表示する表示装置７とを備える。
　内視鏡１００Ｂは、図２４に示すように、可撓性を有する細長形状をなす挿入部２Ｂと、当該挿入部２Ｂの基端側に接続され、各種の操作を受け付ける操作部１０１と、当該操作部１０１から挿入部２Ｂが延びる方向と異なる方向に延び、光源装置３及び制御装置９に接続する各種ケーブルを内蔵するユニバーサルコード１０２とを備える。
　挿入部２Ｂは、図２４に示すように、先端部２２と、当該先端部２２の基端側に接続され、複数の湾曲駒によって構成された湾曲自在な湾曲部２３と、当該湾曲部２３の基端側に接続され、可撓性を有する長尺状の可撓管部２４とを備える。
　先端部２２には、具体的な図示は省略したが、上述した実施の形態１，２で説明したカメラヘッド５と略同様の構成が内蔵されている。そして、先端部２２（撮像素子）にて撮像された撮像画像は、操作部１０１及びユニバーサルコード１０２を介して、制御装置９に出力される。
　また、医療用観察システム１Ｂにおいて、具体的な図示は省略したが、光源装置３から観察対象に至るまでに励起光Ｌ１等の第１の光が伝搬する第１の光路、及び観察対象から撮像素子に至るまでに当該第１の光の戻り光である第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上には、上述した実施の形態１，２で説明したフィルタ１１，１２と同様のフィルタが配設されている。
　以上説明した本変形例６の構成を採用した場合であっても、上述した実施の形態１，２と同様の効果を奏する。
（変形例７）
　本変形例７に係る医療用観察システムは、観察対象である被検体内部（生体内）や被検体表面（生体表面）の所定の視野領域を拡大して撮像する手術用顕微鏡を用いた医療用観察システムである。以下では、説明の便宜上、本変形例７に係る医療用観察システム１を医療用観察システム１Ｃと記載する。
　図２５は、実施の形態１，２の変形例７を説明する図である。
　医療用観察システム１Ｃは、図２５に示すように、被検体を観察するための画像を撮像して撮像画像を出力する手術用顕微鏡１４と、手術用顕微鏡１４から出力された撮像画像を処理する制御装置９と、制御装置９に第２の伝送ケーブル８を介して接続し、制御装置９にて処理された映像信号に基づく画像を表示する表示装置７とを備える。
　手術用顕微鏡１４は、図２５に示すように、被写体の微小部位を拡大して撮像し、撮像画像を出力する顕微鏡部１４１と、顕微鏡部１４１の基端部に接続し、顕微鏡部１４１を回動可能に支持するアームを含む支持部１４２と、支持部１４２の基端部を回動可能に保持し、床面上を移動可能なベース部１４３とを備える。
　そして、制御装置９は、図２５に示すように、ベース部１４３に設置されている。また、具体的な図示は省略したが、ベース部１４３には、手術用顕微鏡１４から観察対象に励起光Ｌ１等の第１の光を出射する光源装置３も設置されている。
　なお、ベース部１４３は、床面上に移動可能に設けるのではなく、天井や壁面等に固定して支持部１４２を支持する構成としてもよい。
　顕微鏡部１４１には、具体的な図示は省略したが、上述した実施の形態１，２で説明したカメラヘッド５と略同様の構成が内蔵されている。そして、顕微鏡部１４１（撮像素子）にて撮像された撮像画像は、支持部１４２に沿って配線された第１の伝送ケーブル６を介して、制御装置９に出力される。
　また、医療用観察システム１Ｃにおいて、具体的な図示は省略したが、光源装置３から観察対象に至るまでに励起光Ｌ１等の第１の光が伝搬する第１の光路、及び観察対象から撮像素子に至るまでに当該第１の光の戻り光である第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上には、上述した実施の形態１，２で説明したフィルタ１１，１２と同様のフィルタが配設されている。
　以上説明した本変形例７の構成を採用した場合であっても、上述した実施の形態と同様の効果を奏する。
（変形例８）
　図２６及び図２７は、実施の形態の変形例８を説明する図である。具体的に、図２６は、リングライト１５を側方から見た図である。なお、リングライド１５は、生体組織の観察のためのオープンフィールド観察装置に相当する。当該オープンフィールド観察装置は、開腹手術で利用される装置である。図２７は、リングライト１５を正面側（図２６中、左側）から見た図である。
　本変形例８では、カメラヘッド５には、上述した実施の形態１，２で説明した挿入部２の他、図２６及び図２７に示したリングライト１５が着脱自在に接続する。すなわち、カメラヘッド５には、ユーザの使用状態に応じて、図２６に示すように、挿入部２が接続される場合と、リングライト１５が接続される場合とがある。
　リングライト１５は、挿入部２のように観察対象ＯＢに挿入されるものではなく、術部へと第１の光を供給し、当該術部からの第１の光の戻り光である第２の光（被写体像）を取り込む。このリングライト１５は、図２６及び図２７に示すように、照明部１５１と、被写体像を取り込む被写体像取込部１５２とを備える。
　照明部１５１は、図２６及び図２７に示すように、筐体１５１１と、複数の照明レンズ１５１２とを備える。
　筐体１５１１は、光軸Ａｘを中心とする円環形状を有する。そして、筐体１５１１には、ライトガイド４の他端が着脱自在に接続される。
　複数の照明レンズ１５１２は、図２７に示すように、筐体１５１１における正面側の端面において、光軸Ａｘを中心とする周方向に沿って所定の間隔を空けてそれぞれ配置されている。そして、複数の照明レンズ１５１２は、光源装置３から供給され、ライトガイド４を介して筐体１５１１内に導入された第１の光を術部に向けてそれぞれ照射する。
　被写体像取込部１５２は、光軸Ａｘに沿って延在する。また、被写体像取込部１５２内には、１または複数のレンズを用いて構成され、複数の照明レンズ１５１２から照射され、術部を介した第２の光（被写体像）を集光する光学系が設けられている。さらに、被写体像取込部１５２の基端側（図２６中、右側）の端部には、接続部１５２１が設けられている。この接続部１５２１は、挿入部２における接眼部２１と互換できる設計（形状）になっており、カメラヘッド５に対して着脱自在に接続される。
　そして、本変形例８では、具体的な図示は省略したが、光源装置３から観察対象に至るまでに励起光Ｌ１等の第１の光が伝搬する第１の光路、及び観察対象から撮像素子に至るまでに当該第１の光の戻り光である第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上には、上述した実施の形態１，２で説明したフィルタ１１，１２と同様のフィルタが配設されている。より具体的に、当該フィルタは、ライトガイド４とリングライト１５との接続部、または、被写体像取込部１５２の前面部（光路前段側の前面）に設けられている。
　以上説明した本変形例８の構成を採用した場合であっても、上述した実施の形態と同様の効果を奏する。
　なお、以下のような構成も本開示の技術的範囲に属する。
（１）第１の光を出射する光源装置と、前記第１の光が照射された観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を撮像する撮像素子と、前記光源装置から前記観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路、及び前記観察対象から前記撮像素子に至るまでに前記第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上に配設され、前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタとを備える医療用観察システム。
（２）前記フィルタは、前記第１の光路上に配設され、前記光源装置から出射された第１の光以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する前記（１）に記載の医療用観察システム。
（３）前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドとをさらに備え、前記フィルタは、前記光源装置における前記第１の光の出射端、前記ライトガイドにおける前記第１の光の出射端、または、前記光学視管における前記第１の光の出射端に配設されている前記（２）に記載の医療用観察システム。
（４）前記フィルタは、前記第２の光路上に配設され、前記第２の光に含まれる観察対象光以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する前記（１）～（３）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（５）前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記第２の光が略平行光となる位置に配設されている前記（４）に記載の医療用観察システム。
（６）前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記撮像素子を含むカメラヘッドとをさらに備え、前記フィルタは、前記光学視管における前記第２の光の入射端、前記カメラヘッドにおける前記第２の光の入射端、または前記撮像素子における撮像面に配設されている前記（４）に記載の医療用観察システム。
（７）前記フィルタは、前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする前記（１）～（６）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（８）前記第１の光は、前記観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、前記第２の光は、前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む前記（１）～（７）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（９）前記フィルタは、前記観察用光路を構成する部材に対して着脱自在に構成されている前記（１）～（８）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（１０）前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記撮像素子を含むカメラヘッドとをさらに備え、前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記光学視管の接眼部及び前記カメラヘッドの間に配設される前記（１）～（９）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（１１）前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドとをさらに備え、前記フィルタは、前記第１の光路上において、前記光学視管及び前記ライトガイドの間に配設される前記（１）～（１０）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（１２）前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管をさらに備え、前記フィルタは、前記第１の光路上において、前記光学視管における前記第１の光を前記観察対象に照射する出射端に配設される前記（１）～（１１）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（１３）前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドと、前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記撮像素子を含むカメラヘッドとをさらに備え、前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記光学視管の接眼部と前記カメラヘッドとの間に配設される第１のフィルタと、前記第１の光路上において、前記光学視管及び前記ライトガイドの間、または、前記光学視管における前記第１の光を前記観察対象に照射する出射端に配設される第２のフィルタとを備える前記（１）～（９）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（１４）前記光源装置は、前記第１の光を出射する第１の光源を含み、前記第１の光源は、１つまたは複数で構成されている前記（１）～（１３）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（１５）前記光源装置は、前記第１の光を出射する第１の光源を含み、前記第１の光源は、ＬＥＤまたは半導体レーザで構成されている前記（１）～（１４）のいずれか１つに記載の医療用観察システム。
（１６）第１の光を出射する光源装置から観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路、及び前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上に配設され、前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタ。
（１７）前記フィルタは、前記第１の光路上に配設され、前記光源装置から出射された第１の光以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する前記（１６）に記載のフィルタ。
（１８）前記フィルタは、前記光源装置における前記第１の光の出射端、前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管における前記第１の光の出射端、または、前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドにおける前記第１の光の出射端に配設されている前記（１７）に記載のフィルタ。
（１９）前記フィルタは、前記第２の光路上に配設され、前記第２の光に含まれる観察対象光以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する前記（１６）～（１８）のいずれか１つに記載のフィルタ。
（２０）前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記第２の光が略平行光となる位置に配設されている前記（１９）に記載のフィルタ。
（２１）前記フィルタは、前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管における前記第２の光の入射端、前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記第２の光を撮像する撮像素子を含むカメラヘッドにおける前記第２の光の入射端、または前記撮像素子における撮像面に配設されている前記（１９）に記載のフィルタ。
（２２）前記フィルタは、前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記第２の光を撮像する撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする前記（１６）～（２１）のいずれか１つに記載のフィルタ。
（２３）前記第１の光は、前記観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、前記第２の光は、前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む前記（１６）～（２２）のいずれか１つに記載のフィルタ。
（２４）前記フィルタは、前記観察用光路を構成する部材に対して着脱自在に構成されている前記（１６）～（２３）のいずれか１つに記載のフィルタ。
（２５）前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管の接眼部と、前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記第２の光を撮像する撮像素子を含むカメラヘッドとの間に配設される前記（１６）～（２４）のいずれか１つに記載のフィルタ。
（２６）前記フィルタは、前記第１の光路上において、前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドとの間に配設される前記（１６）～（２５）のいずれか１つに記載のフィルタ。
（２７）前記フィルタは、前記第１の光路上において、前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管における前記第１の光を前記観察対象に照射する出射端に配設される前記（１６）～（２６）のいずれか１つに記載のフィルタ。
（２８）前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管の接眼部と、前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記第２の光を撮像する撮像素子を含むカメラヘッドとの間に配設される第１のフィルタと、前記第１の光路上において、前記光学視管と、前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドとの間、または、前記光学視管における前記第１の光を前記観察対象に照射する出射端に配設される第２のフィルタとを備える前記（１６）～（２４）のいずれか１つに記載のフィルタ。
（２９）第１の光を観察対象に照射するとともに、前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を取り込む光学視管であって、前記第１の光を出射する光源装置から前記観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路の一部、及び前記第２の光が伝搬する第２の光路の一部を有し、前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記第１の光路及び前記第２の光路を含む観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタを備える光学視管。
（３０）前記フィルタは、前記第１の光路上に配設され、前記光源装置から出射された第１の光以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する前記（２９）に記載の光学視管。
（３１）前記フィルタは、前記光学視管における前記第１の光の出射端に配設されている前記（３０）に記載の光学視管。
（３２）前記フィルタは、前記第２の光路上に配設され、前記第２の光に含まれる観察対象光以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する前記（２９）～（３１）のいずれか１つに記載の光学視管。
（３３）前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記第２の光が略平行光となる位置に配設されている前記（３２）に記載の光学視管。
（３４）前記フィルタは、前記光学視管における前記第２の光の入射端に配設されている前記（３２）に記載の光学視管。
（３５）前記フィルタは、前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記第２の光を撮像する撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする前記（２９）～（３４）のいずれか１つに記載の光学視管。
（３６）前記第１の光は、前記観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、前記第２の光は、前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む前記（２９）～（３５）のいずれか１つに記載の光学視管。
（３７）前記フィルタは、前記光学視管に対して着脱自在に構成されている前記（２９）～（３６）のいずれか１つに記載の光学視管。
（３８）前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記光学視管の接眼部に配設される前記（２９）～（３７）のいずれか１つに記載の光学視管。
（３９）前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記光学視管の接眼部に配設される第１のフィルタと、前記第１の光路上において、前記光学視管における前記第１の光を前記観察対象に照射する出射端に配設される第２のフィルタとを備える前記（２９）～（３７）のいずれか１つに記載の光学視管。
（４０）第１の光を出射する光源装置であって、前記第１の光が伝搬する第１の光路を有し、前記第１の光によって前記第１の光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタを備える光源装置。
（４１）前記フィルタは、前記光源装置における前記第１の光の出射端に配設されている前記（４０）に記載の光源装置。
（４２）前記フィルタは、前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記第１の光が照射された観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を撮像する撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする前記（４０）または（４１）に記載の光源装置。
（４３）前記第１の光は、観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光は、前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む前記（４０）～（４２）のいずれか１つに記載の光源装置。
（４４）前記フィルタは、前記光源装置に対して着脱自在に構成されている前記（４０）～（４３）のいずれか１つに記載の光源装置。
（４５）前記第１の光を出射する第１の光源を含み、前記第１の光源は、１つまたは複数で構成されている前記（４０）～（４４）のいずれか１つに記載の光源装置。
（４６）前記第１の光を出射する第１の光源を含み、前記第１の光源は、ＬＥＤまたは半導体レーザで構成されている前記（４０）～（４５）のいずれか１つに記載の光源装置。
（４７）光源装置から出射された第１の光を伝搬するライトガイドであって、前記光源装置から観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路の一部を有し、前記第１の光によって前記第１の光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタを備えるライトガイド。
（４８）前記フィルタは、前記ライトガイドにおける前記第１の光の出射端に配設されている前記（４７）に記載のライトガイド。
（４９）前記フィルタは、前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記第１の光が照射された観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を撮像する撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする前記（４７）または（４８）に記載のライトガイド。
（５０）前記第１の光は、観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光は、前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む前記（４７）～（４９）のいずれか１つに記載のライトガイド。
（５１）前記フィルタは、前記ライトガイドに対して着脱自在に構成されている前記（４７）～（５０）のいずれか１つに記載のライトガイド。
（５２）観察対象に挿入されるとともに第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を取り込む挿入部が接続され、前記第２の光を撮像する撮像素子を備えるカメラヘッドであって、前記観察対象から前記撮像素子に至るまでに前記第２の光が伝搬する第２の光路の一部を有し、前記第１の光を出射する光源装置から前記観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路及び前記第２の光路を含む観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタを備えるカメラヘッド。
（５３）前記フィルタは、前記第２の光路上において、前記第２の光が略平行光となる位置に配設されている前記（５２）に記載のカメラヘッド。
（５４）前記フィルタは、前記カメラヘッドにおける前記第２の光の入射端に配設されている前記（５２）または（５３）に記載のカメラヘッド。
（５５）前記フィルタは、前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする前記（５２）～（５４）のいずれか１つに記載のカメラヘッド。
（５６）前記第１の光は、前記観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、前記第２の光は、前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む前記（５２）～（５５）のいずれか１つに記載のカメラヘッド。
（５７）前記フィルタは、前記カメラヘッドに対して着脱自在に構成されている前記（５２）～（５６）のいずれか１つに記載のカメラヘッド。
（５８）入射した光を互いに異なる波長帯域の光に分離する色分離光学装置であって、第１の光を出射する光源装置から観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路、及び前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタを備える色分離光学装置。
（５９）前記フィルタは、前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記第２の光を撮像する撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする前記（５８）に記載の色分離光学装置。
（６０）前記第１の光は、前記観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、前記第２の光は、前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む前記（５８）または（５９）に記載の色分離光学装置。
（６１）第１の光を出射する光源装置から観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路、及び前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタが撮像面に設けられている撮像素子。
（６２）前記フィルタは、前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする前記（６１）に記載の撮像素子。
（６３）前記第１の光は、前記観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、前記第２の光は、前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む前記（６１）または（６２）に記載の撮像素子。
　１，１Ａ～１Ｃ　医療用観察システム
　２，２Ｂ　挿入部
　３　光源装置
　４　ライトガイド
　５　カメラヘッド
　６　第１の伝送ケーブル
　７　表示装置
　８　第２の伝送ケーブル
　９　制御装置
　１０　第３の伝送ケーブル
　１１　フィルタ（第１のフィルタ）
　１２　第２のフィルタ
　１３　フィルタ
　１３Ａ～１３Ｄ　領域
　１４　手術用顕微鏡
　１５　リングライト
　２１　接眼部
　２２　先端部
　２３　湾曲部
　２４　可撓管部
　３１　第１の光源
　４１　出射端
　５１　撮像部
　１００Ｂ　内視鏡
　１０１　操作部
　１０２　ユニバーサルコード
　１４１　顕微鏡部
　１４２　支持部
　１４３　ベース部
　１５１　照明部
　１５２　被写体像取込部
　２１１　出射端
　５１１　励起光カットフィルタ
　５１２　レンズユニット
　５１３　撮像素子
　１５１１　筐体
　１５１２　照明レンズ
　Ａｒ１～Ａｒ３　波長帯域
　Ａｘ　光軸
　Ｌ１　励起光
　Ｌ２　第２の光
　Ｌ３　自家蛍光
　ＬＦ　観察対象蛍光
　ＯＢ　観察対象
　Ｐ０　観察用光路
　Ｐ１　第１の光路
　Ｐ２　第２の光路

Claims (17)

  1. 　第１の光を出射する光源装置と、
    　前記第１の光が照射された観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を撮像する撮像素子と、
    　前記光源装置から前記観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路、及び前記観察対象から前記撮像素子に至るまでに前記第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上に配設され、前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタとを備える医療用観察システム。
  2. 　前記フィルタは、
    　前記第１の光路上に配設され、前記光源装置から出射された第１の光以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する請求項１に記載の医療用観察システム。
  3. 　前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、
    　前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドとをさらに備え、
    　前記フィルタは、
    　前記光源装置における前記第１の光の出射端、前記ライトガイドにおける前記第１の光の出射端、または、前記光学視管における前記第１の光の出射端に配設されている請求項２に記載の医療用観察システム。
  4. 　前記フィルタは、
    　前記第２の光路上に配設され、前記第２の光に含まれる観察対象光以外の光を部分的、実質的、または完全に抑制する請求項１に記載の医療用観察システム。
  5. 　前記フィルタは、
    　前記第２の光路上において、前記第２の光が略平行光となる位置に配設されている請求項４に記載の医療用観察システム。
  6. 　前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、
    　前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記撮像素子を含むカメラヘッドとをさらに備え、
    　前記フィルタは、
    　前記光学視管における前記第２の光の入射端、前記カメラヘッドにおける前記第２の光の入射端、または前記撮像素子における撮像面に配設されている請求項４に記載の医療用観察システム。
  7. 　前記フィルタは、
    　前記自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制することで、前記撮像素子の撮像にて得られた画素信号における観察対象光の信号値のＳ／Ｎ比を１より大きくする請求項１に記載の医療用観察システム。
  8. 　前記第１の光は、
    　前記観察対象に含まれる物質を励起する励起光を含み、
    　前記第２の光は、
    　前記励起光の照射によって前記観察対象に含まれる物質から発せられる蛍光である観察対象光を含む請求項１に記載の医療用観察システム。
  9. 　前記フィルタは、
    　前記観察用光路を構成する部材に対して着脱自在に構成されている請求項１に記載の医療用観察システム。
  10. 　前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、
    　前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記撮像素子を含むカメラヘッドとをさらに備え、
    　前記フィルタは、
    　前記第２の光路上において、前記光学視管の接眼部及び前記カメラヘッドの間に配設される請求項１に記載の医療用観察システム。
  11. 　前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、
    　前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドとをさらに備え、
    　前記フィルタは、
    　前記第１の光路上において、前記光学視管及び前記ライトガイドの間に配設される請求項１に記載の医療用観察システム。
  12. 　前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管をさらに備え、
    　前記フィルタは、
    　前記第１の光路上において、前記光学視管における前記第１の光を前記観察対象に照射する出射端に配設される請求項１に記載の医療用観察システム。
  13. 　前記第１の光路の一部、及び前記第２の光路の一部を含み、前記第１の光を前記観察対象に照射するとともに、前記第２の光を取り込む光学視管と、
    　前記第１の光路の一部を含み、前記光源装置から出射された前記第１の光を前記光学視管に伝搬するライトガイドと、
    　前記第２の光路の一部を含み、前記光学視管の接眼部から出射された前記第２の光を取り込み、前記撮像素子を含むカメラヘッドとをさらに備え、
    　前記フィルタは、
    　前記第２の光路上において、前記光学視管の接眼部と前記カメラヘッドとの間に配設される第１のフィルタと、
    　前記第１の光路上において、前記光学視管及び前記ライトガイドの間、または、前記光学視管における前記第１の光を前記観察対象に照射する出射端に配設される第２のフィルタとを備える請求項１に記載の医療用観察システム。
  14. 　前記光源装置は、
    　前記第１の光を出射する第１の光源を含み、
    　前記第１の光源は、
    　１つまたは複数で構成されている請求項１に記載の医療用観察システム。
  15. 　前記光源装置は、
    　前記第１の光を出射する第１の光源を含み、
    　前記第１の光源は、
    　ＬＥＤまたは半導体レーザで構成されている請求項１に記載の医療用観察システム。
  16. 　第１の光を出射する光源装置から観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路、及び前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光が伝搬する第２の光路を含む観察用光路上に配設され、前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタ。
  17. 　第１の光を観察対象に照射するとともに、前記第１の光が照射された前記観察対象からの前記第１の光の戻り光である第２の光を取り込む光学視管であって、
    　前記第１の光を出射する光源装置から前記観察対象に至るまでに前記第１の光が伝搬する第１の光路の一部、及び前記第２の光が伝搬する第２の光路の一部を有し、
    　前記第１の光及び前記第２の光の少なくとも一方によって前記第１の光路及び前記第２の光路を含む観察用光路を形成する部材から発生した自家蛍光を含む不要光を部分的、実質的、または完全に抑制するフィルタを備える光学視管。
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