JP4733265B2 - 脳組織の画像形成および特徴表示 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の分野】
本発明は、可視光線または赤外線による、生物学的組織の画像形成、定性的または定量的特徴表示、特に脳組織の画像形成および特徴表示に関する。
【０００２】
【発明の背景】
本出願は、１９９８年２月１１日付の米国仮特許出願第６０／０７４，２９４号および１９９８年８月２６日付の米国仮特許出願第６０／０９８，０１８号の優先権を主張する。両方とも、これらの米国仮特許出願の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。
【０００３】
従来は、生物学的組織を検査したり、画像形成するのにＸ線またはγ線が使用されてきた。これらのＸ線およびγ線は、組織内を真っ直ぐな弾道の軌跡を伝播する。すなわち、これらの放射線の散乱は無視することができる。それ故、画像は、異なる組織のタイプの吸収レベルの評価に基づいて形成される。例えば、レントゲン撮影の場合には、Ｘ線フィルムは、陰の部分と明るい部分とを含んでいる。コンピュータ断層撮影（ＣＴ）のような、もっと複雑なシステムの場合には、人間の器官の横断写真は、異なる角度から人体の一部を通してＸ線を透過させ、Ｘ線透過の変動を電子的に検出することにより作成された。検出された強度情報は、コンピュータにデジタル的に記憶され、コンピュータは、一つの断面に位置する多数の点のところの組織のＸ線吸収を再構成する。
【０００４】
組織（例えば、脳、指または耳たぶ）内の酸素代謝を、健康な組織に損傷を与えないで研究するために近赤外線（ＮＩＲ）が使用されてきた。医療のための画像形成に可視光線、ＮＩＲおよび赤外線（ＩＲ）を使用すると、いくつかの利点が得られる。ＮＩＲまたはＩＲの場合には、腫瘍と組織との間のコントラスト因子は、Ｘ線の領域より遥かに大きい。さらに、Ｘ線よりは可視光線から赤外線の間の光線の方が好ましい。何故なら、これらの光線はイオン化を起こさないので、潜在的な副作用が少ないからである。しかし、可視光線から赤外線の範囲の光線は、生物学的組織内での散乱や吸収が大きく、その伝播経路を直線では近似することができず、ある種の横断面の画像形成技術には適用できない。
【０００５】
ＮＩＲ分光測定を使用するコンピュータ断層撮影法は、生体内での画像形成に使用されてきた。この技術は、Ｘ線ＣＴにおけるＸ線放射の使用と同じ方法でＮＩＲ放射を使用する。Ｘ線源の代わりに、ＮＩＲ領域内の光線を放射するいくつかのレーザ・ダイオードが使用される。ＮＩＲ−ＣＴは、画像形成される組織を透過したレーザ・ダイオードの光線を検出する一組の光検出器を使用する。検出されたデータは、Ｘ線ＣＴで検出されたＸ線データが処理されるのと類似の方法でコンピュータにより処理される。いくつかのＮＩＲ−ＣＴシステムが、非イオン化放射の散乱特性を認識し、それに従って、Ｘ線ＣＴのアルゴリズムを修正した。
【０００６】
上記Ｘ線技術またはγ線技術は、組織の腫瘍を検出するのに使用されてきた。「血管形成」という用語は、組織または器官内への新しい血管の発生を意味する。正常な生理学的条件の下では、人間または動物は、非常に特殊な制限された状況の場合にだけ血管形成を起こす。例えば、血管形成は、通常、治りかけている傷口、３ヶ月以上または以下の発育中の胎児、および黄体、子宮内膜および胎盤の形成中に観察される。
【０００７】
制御されている血管形成および制御されていない血管形成は、類似の方法で進行するものと考えられている。頑固で野放図な血管形成は、多くの疾病状態、腫瘍転移および内皮細胞の異常な成長の際に発生し、これらの状態の際に見られる病理学的損傷を引き起こす。野放図な血管形成が見られるいくつかの病理学的疾病状況は、血管形成依存または血管形成関連疾病として分類されてきた。腫瘍の成長は血管形成に依存するという仮説が１９７１年に最初に提案された。（１９７１年発行の、Ｎ．Ｅｎｇｌ．Ｊｏｕｒ．Ｍｅｄ．の２８５号の１１８２〜１１８６ページ掲載の、フォークマン Ｊ．の「腫瘍血管形成：治療関連参照）上記論文を最も簡単な形で説明すると、「腫瘍の『着床『が起こると、腫瘍細胞の数の増大に先だって、腫瘍に集中する新しい毛細血管が増大しなければならない」ということになる。腫瘍の『着床『は、その内部で体積が数立方ミリであり、細胞の数が数百万以下の腫瘍細胞の数が、現在のホストである微細血管上で生存できる腫瘍の成長の前血管段階を示すものと見なされる。この段階を越えて腫瘍が大きくなるには、新しい毛細血管の発生が必要である。この仮説は、多くの刊行物に掲載され、文書化されている。
【０００８】
腫瘍だけを検出し、画像形成し、特徴を表示することができる、または上記技術に関連する、健康な組織に損傷を与えない、比較的安価な技術技術の開発が依然として待望されている。さらに、病気または機能障害を検出するために、脳組織の特徴を表示することができる、健康な組織に損傷を与えない、比較的安価な技術の開発も依然として待望されている。
【０００９】
【発明の概要】
本発明は、生物学的組織を検査するための特に、可視光線または赤外線を使用して、頭部を横切って脳組織を光学的に検査またはモニタするための、いくつかの新規な装置および方法を含む。上記光学的検査技術は、単独で、脳組織の異常を検出し、特徴を表示することもできるし、（ＣＴを含む）Ｘ線技術、磁気共鳴画像形成（ＭＲＩまたはｆＭＲＩ）またはＰＥＴと併用することもできる。
【００１０】
上記新規な技術は、頭部上に設置された異なる一つの光学的モジュール、または意識のあるまたは意識のない患者の左右の脳半球上に設置されている数個の光学的モジュールを使用することができる。頭部内に疑わしい構造体を検出した場合には、上記技術は、異なる波長で光学的データを収集することにより、また組織の代謝（または代謝の低下）、生化学、（血管形成を含む）病態生理学に関連する、一つまたはいくつかの組織特有の特徴を生成することにより、（例えば、組織の塊、流体量のような）構造体の特徴を、健康な組織に損傷を与えないで、表示することができる。
【００１１】
ある観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織のある量を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査を行うための、光学的システムを使用する。上記光学的検査システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含む。上記光学的モジュールは、および生物学的組織内に、多数の光源−検出装置間光子伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する、光学的入力ポートのアレー、および検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、組織から光検出装置に光を供給するように構成されている。コントローラは、光検出装置が、上記光源−検出装置間経路の中の少なくとも一つを通って移動した光を検出するように、一つまたはいくつかの光源および光検出装置を作動するように構成され、配置されている。プロセッサは、検出した光に対応する信号を受信し、検査対象の組織の指定の三次元画像を形成する。
【００１２】
光学的検査システムは、検査対象の脳組織の一つの波長の画像または複数の波長の画像を形成することができる。この場合、使用した波長は、（例えば、内発的な色素または外発的な色素、組織細胞のような）組織成分による吸収または散乱を感知することができるし、または組織内の構造的変化を感知することができる。光学的画像は、組織の吸収、組織の散乱またはその両方を表示することができる。光学的画像形成システムは、また、一つの波長の光学的データまたは複数の波長の光学的データに基づいて、血液量の画像、ヘモグロビンの酸素結合量の画像、およびヘモグロビン脱酸素量の画像（または任意の他の組織成分の画像）を形成することができる。プロセッサは、当業者であれば周知のいくつかの画像処理アルゴリズム、および画像強化アルゴリズムを使用することができる。プロセッサは、疑いのある組織の構造体を検出し、検出した構造体の特徴を示すために、いくつかの画像の相互関係をチェックすることができる。上記相互関係は、検出した構造体が一致するかどうかの判断を含む。プロセッサは、疑わしい組織の塊の特徴を示すために、いくつかの光学的画像だけ、またはＸ線技術、ＭＲＩまたはＰＥＴを併用して、異なるタイプの総合評価を使用することができる。
【００１３】
光学的検査システムは、左右の脳の対称的な組織領域の上記画像を形成することもできるし、左右の脳の脳葉の対称的な組織領域の画像を形成することもできるし、または、右脳全体および左脳全体の画像を形成することもできる。光学的検査システムは、また、選択した組織の散乱特性および吸収特性を持つように構成された、モデルを照射することにより「モデル画像」を形成することができる。光学的検査システムは、モデル上のその光源および光検出装置を、別々に校正することができる。、疑わしい組織の塊を識別し、特徴を示すために、プロセッサは、いくつか上記画像の相互関係をチェックすることにより、異なるタイプの総合評価を使用することができる。
【００１４】
光学的画像形成システムは、校正または背景データの検出のために、脳組織モデルの一つの波長のデータまたは複数の波長のデータを収集することができる。校正手順においては、光学的モジュールは、モデル上に設置され、画像形成システムは、制限された数の光学的データを収集することもできるし、または組織の検査の際に使用したのと同じシーケンスを使用して、光学的データを収集することもできる。上記システムは、以降のデジタル処理のために、モデル・データを収集および記憶することもできるし、選択したパターンに従って、光学的データを検出するために、光源または検出装置の利得を調整することもできる。上記画像形成システムは、正常な脳組織と同じ散乱係数または同じ吸収係数を持ち、正常な頭蓋骨と同じ散乱係数および同じ吸収係数を持つ、いくつかの頭部モデルを使用することができる。上記モデル組織は、また、感染した脳組織、脳血管炎、パーキンソン病、アルツハイマ病、または動脈硬化を起こしている組織の散乱係数および吸収係数を持つことができる。さらに、上記モデルは、異なる大きさおよび形を持つことができる。
【００１５】
検査した組織の特徴を表示するために、画像形成システムは、血液量、ヘモグロビン酸素結合量、ヘモグロビン脱酸素量のいくつかの画像、または光学的造影剤を感知する画像の相互関係をチェックすることができる。画像形成システムは、異なる時間に撮影した同じ組織領域の複数の画像の相互関係をチェックすることができる。画像の相互関係をチェックすれば、血液量が増大し、ヘモグロビンの酸素結合量が低下している腫瘍のような、病的な組織領域を識別することができる。さらに、複数の画像の相互関係をチェックすれば、薬剤を投与中の、または投与後の血管形成の抑制をモニタすることができる。
【００１６】
上記光学的システムは、また、一つまたは複数の光源−検出装置のペアに対して、非常に感度が高い振幅打ち消しパターンまたは位相打ち消しパターンを供給することができる。逆投影アルゴリズムまたは他の周知の画像形成アルゴリズムを使用した場合には、上記光学的システムは、成人の知覚運動の活動を画像形成することもできるし、生後一ヶ月になっていない、および丁度生後一ヶ月の人間の新生児の脳機能を画像形成することもできるし、１センチ以下の二次元解像度を達成することもできる。さらに、光学的システムは、７才以下、および丁度７才の人間の新生児内の知覚運動レスポンスを、迅速に正確に記録する。本発明のシステムおよび方法は、成人、幼児または新生児の脳機能不全または病変を、評価するために使用することができる。
【００１７】
他の観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織の、生体内での健康な組織に損傷を与えない検査を行うための光学的システムを使用する。上記光学的システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的組織の検査対象の領域内に多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから検査対象の組織領域内に移動した光の光子を受信し、受信した光を光検出装置に供給するように構成されている。コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように、構成され、配置されている。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、検査対象領域内の血液量を表わす第一のデータ・セット、および検査対象の組織領域内の血液の酸素添加を表わす第二のデータ・セットを形成するように配置されている。プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。
【００１８】
好適には、第二のデータ・セットは、ヘモグロビンの脱酸素量の数値を含むことが好ましい。プロセッサは、基準組織領域を照射することにより、収集される第三のデータ・セットを形成するように配置することができる。
【００１９】
他の観点から見た場合、本発明の光学的検査技術は、被検者の生物学的組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムを使用する。上記光学的システムは、光学的モジュールと、コントローラと、プロセッサとを含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的組織の検査対象の領域内に多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから組織内に移動した光の光子を受信し、受信した光を光検出装置に供給するように構成されている。コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように構成され、配置されている。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、問題の検査対象領域を照射することにより収集する第一のデータ・セット、および検査対象の組織領域としての、類似の光散乱および吸収特性を持つ、基準組織領域を照射することにより収集する第二のデータ・セットを形成するように配置されている。プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。
【００２０】
他の観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織の生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査を行うための光学的システムを使用する。上記光学的システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的組織または生物学的組織を表わすモデルの検査対象の領域内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから組織内またはモデル内を移動した光の光子を受信するように構成されている。コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように構成され、配置されている。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、二つの組織領域の少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域を照射することにより収集する第一のデータ・セット、および選択した光散乱および吸収特性を持つ組織モデルを照射することにより収集する第二のデータ・セットを形成するように配置されている。プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。
【００２１】
本発明の上記観点から見た好適な実施形態は、下記の機能の中の一つまたはそれ以上を持つ。
【００２２】
プロセッサは、二つのデータ・セットのデータの間の一致を判断することにより、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置することができる。
【００２３】
プロセッサは、第一および第二のデータ・セットを二次元画像としてオーダし、この二次元画像を使用して一致をチェックするようにプログラムすることができる。プロセッサは、第一および第二のデータ・セットを二次元画像としてオーダし、下記式を使用して一致をチェックするようにプログラムすることができる。
１−（最大重畳残余／最大選択組織信号）ｘ１００
【００２４】
プロセッサは、さらに、検査対象の組織領域内の異常な組織の位置を決定するように配置することができる。
【００２５】
プロセッサは、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、上記データ・セットから一つの画像を形成することができる。光学的断層撮影アルゴリズムは、画像が形成されている組織の散乱特性による、光子の決定済みの確率分布に関連する係数を使用することができる。
【００２６】
コントローラは、入力ポートと検出ポートとの間の第一の選択した距離を入手するために、光源と検出装置とを作動するように配置することができ、プロセッサは、上記第一の距離に対するデータ・セットを形成するように配置することができる。プロセッサは、上記第一の距離に対して形成されたデータ・セットから画像データ・セットを形成することができる。コントローラは、さらに、入力ポートと検出ポートとの間の第二の選択した距離を入手するために、光源と検出装置とを作動するように配置することができ、また、上記第二の距離に対する他のデータ・セットを形成するように配置される。
【００２７】
光学的システムは、プロセッサから画像データ・セットを受信し、一つの画像を表示するように構成された表示デバイスを含むことができる。
【００２８】
光学的システムは、さらに、第一のオッシレータと位相検出装置を含むことができる。上記第一オッシレータは、１０⁸ヘルツ程度の第一周波数で、第一のキャリヤ波形を発生するように構成されるが、上記第一の周波数は、入力ポートから検出ポートまでの光子の移動による時間的な遅延と見合う時間特性を持つ。光源は、第一のオッシレータに接続していて、第一のキャリヤ波形により変調された光を発生するように構成されている。位相検出装置は、導入した光の波形に対する検出した光の波形の変化を決定し、そこから、その波長の検出した光の位相シフトを測定するように構成されている。この場合、位相がシフトしている光は、検査対象の組織領域の散乱特性または吸収特性を示す。プロセッサは、測定した位相シフトに基づいてデータを形成するように構成される。光学的システムは、さらに、第二の周波数で第二の波形を発生するように構成されている、第二のオッシレータ含むことができる。その後で、検出装置は、第一の周波数から、１０³ヘルツ程度の周波数だけズレている基準周波数で基準波形を受信し、検出した放射に対応するオフセット周波数で、信号を発生するように配置される。位相検出装置は、オフセット周波数で、検出した放射を導入した放射と比較することができ、その比較結果から位相シフトを決定することができる。
【００２９】
光学的システムは、さらに、オッシレータ、位相スプリッタ、および第一および第二の二重バランス・ミキサを含むことができる。オッシレータは、入力ポートから検出ポートへの光子の移動の時間的遅れに見合う、選択した周波数の第一のキャリヤ波形を発生するように構成される。光源は、オッシレータからキャリヤ波形を受信するように接続していて、その周波数で変調した光学的放射を発生するように構成される。位相スプリッタは、オッシレータからキャリヤ波形を受信するように、また予め定めた実質的に異なる位相の第一および第二の基準位相信号を発生するように構成される。第一および第二の二重バランス・ミキサは、位相スプリッタから、それぞれ、第一および第二の基準位相信号を受信するように、検出装置から検出装置信号を受信するように、また、そこから、それぞれ同相の出力信号および直角位相出力信号を発生するように接続している。プロセッサは、二重バランス・ミキサに接続していて、同相の出力信号および直角位相出力信号を受信するように配置されていて、これらの信号からデータ・セットを形成する。
【００３０】
プロセッサは、データ・セットを形成する前に、入力ポートのところで導入された光と、検出ポートのところで検出した光との間の位相シフト（Θ_λ）を計算するように配置することができる。
【００３１】
プロセッサは、データ・セットを形成する前に、光学的入力ポートと光学的検出ポートとの間の検査対象組織内で散乱した光子が移動した経路の平均の長さを計算するように配置することができる。
【００３２】
プロセッサは、さらに、検査対象の組織のヘモグロビンの飽和（Ｙ）を定量する際に、上記の経路の長さを使用することができる。
【００３３】
プロセッサは、データ・セットを形成する前に、同相の出力信号および直角位相出力信号の平方の和の平方根として決定した信号の振幅（Ａ_λ）を計算するように配置することができる。
【００３４】
光学的システムは、さらに、光学的検出装置から検出装置信号を受信し、そこから直流出力信号を発生するように接続している狭帯域幅の検出装置を含むことができる。その後で、プロセッサは、さらに、信号の振幅の数値と、信号の振幅に直流出力信号を加えたものの数値との間の比率である変調指数（Ｍ_λ）を決定する。
【００３５】
光学的システムは、さらに、少なくとも一つの光源に接続している、少なくとも一つのオッシレータを含むことができる。オッシレータは、選択した周波数のキャリヤ波形を発生するように構成される。光源は、既知の光のパターンを形成するために、その周波数で輝度変調されている可視光線または赤外線の波長持つ光を発生する。コントローラは、複数の入力ポートから同時に導入されたパターンの、放射光の輝度または位相関係を制御するように構成される。この場合、導入されたパターンは、少なくとも一つの方向に光子の密度のかなりの勾配を持つ、結果として得られる放射を形成する。この結果として得られる放射は、移動経路上で散乱し、吸収される。検出装置は、時間の経過とともに、検出ポートまで組織内を移動した結果として得られる放射を検出するように構成され、配置される。プロセッサは、さらに、結果として得られる放射の光子の密度のかなりの勾配に対する、検査対象の組織の影響を示すデータ・セットを生成するために、導入された放射に関連する、検出した結果として得られる放射の信号を処理するように配置される。
【００３６】
光学的システムは、さらに、検出した放射の位相を検出し、その位相をプロセッサに供給するように構成されている位相検出装置を含むことができる。
【００３７】
光学的システムは、さらに、検出した放射の振幅を検出し、その振幅をプロセッサに供給するように構成されている振幅検出装置を含むことができる。
【００３８】
二つの入力ポートから導入された光のパターンの位相関係は１８０度である。
【００３９】
光学的システムは、米国特許第５，１１９，８１５号、５，３８６，８２７号が開示しているように構成することができる。このシステムは、その波長の放射のパルスを発生するように構成されている光源を含む。上記パルスは、１ナノ秒またはそれ以下の程度の持続時間を持つ既知のパルス波形を持つ。光学的検出装置は、時間の経過につれて、入力ポートから組織内を移動した変調されたパルスの光子を検出するように構成されている。このシステムは、また、検出装置に接続していて、使用した波長における、導入したパルスに対する、検出したパルスのパルス波形の変化を決定することができる分析装置を含む。その後で、プロセッサは、決定したパルス波形の変化に基づいてデータ・セットを生成する。プロセッサは、また、データ・セットを生成するとともに、入力ポートと検出ポートとの間を移動する波長の光子の経路の実効長さを計算するように構成し、配置することができる。プロセッサは、また、画像のデータ・セットと一緒に、この波長における散乱係数を計算するように構成し、配置することができる。プロセッサは、また、データ・セットの生成と一緒に、その波長のところでの吸収係数を計算するように、構成し、配置することができる。
【００４０】
光学的システムは、比較的長い光のパルスを発生する光源と、一つの検出ポートに対して対称的に配置されている二つの入力ポートから放射された二つのパルスの振幅を差し引くことにより、データ・セットを形成するプロセッサを使用することができる。
【００４１】
光学的システムは、組織の成分に感受性を持つように選択された二つの波長において、光子を導入し、検出するように構成することができる。上記の組織の成分は、内発的な色素または外発的な色素であってもよい。内発的な色素は、ヘモグロビンであってもよい。外発的な色素は、選択した造影剤であってもよい。
【００４２】
他の観点から見た場合、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、組織の変化を画像形成するための本発明の光学的システムは、多数のアレー状の単一光源、被検者と直接係合する単一の検出装置のペアを形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する、入力ポートのアレーおよび検出パターンのアレーを含む、光学的モジュールを含む。上記光学的システムは、また、可視光線の波長または赤外線の波長の電磁放射を、入力ポートのところで、連続的に検査対象の組織内に導入するように構成されている光源手段を備える分光光度計を含む。上記波長は、画像形成された組織の成分を感知することができ、検出装置手段は、各入力ポートから組織内に伝播した選択した波長の放射を、検出ポートのところで検出するように構成されている。分光光度計は、また、検出装置手段から検出された放射の信号を受信するように接続していて、多数のアレー状の信号源からの信号から、一つの検出装置のペアを、選択した視野から、組織の一連の三次元画像を表わす一連のデータ・セット、および連続しているデータ・セットのデータ間の差に関連する画像のデータ・セットを効果的に形成することにより、組織の指定の三次元画像を形成するように構成されているプロセッサを含む。
【００４３】
他の観点から見た場合、本発明は、脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、機能的に神経画像形成するための光学的システムである。上記光学的システムは、問題の神経組織の選択した機能活動を、刺激するように構成されている刺激装置；アレー状の一つの光源、被検者に直接係合する一つの検出装置のペアを形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する入力ポートのアレーおよび検出ポートのアレーを含む光学的モジュール；可視光線の波長または赤外線の波長の電磁放射を、入力ポートのところで、検査対象の神経組織内に、連続的に導入するように構成されている光源手段を含む分光光度計、この場合、上記波長は、画像形成された機能的活動の、生理学的レスポンスに関連する組織成分を感知することができる；検出ポートのところで、各入力ポートから刺激を受けた神経組織内を伝播した、選択した波長の放射を検出するように構成されている検出装置手段；上記プロセッサが、上記検出装置手段から検出した放射の信号を受信し、多数のアレー状の信号源からの信号から、一つの検出装置のペアを、選択した視野から、休止状態の神経組織の三次元画像、同じ選択した視野から、刺激を受けている神経組織の三次元画像を表わす第二のデータ・セット、および複数のデータ・セット上の、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの間の差に関連する機能的画像のデータ・セットを効果的に形成することにより、神経組織の指定の三次元画像を形成するように構成されているプロセッサを含む。
【００４４】
他の観点から見た場合、本発明は、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビンまたは血液量を画像形成するように構成され、配置されている画像形成装置を備える、被検者の脳の活動を機能的に画像形成するための装置である。上記画像形成装置は、近赤外線の光子または可視光線の光子の発生源のアレー、光子が光源から組織を通して伝播した後で、光源から光子を受信するように位置している検出装置のアレーを含む。画像形成装置は、組織に対して異なる光源−検出装置位置に対して、伝播した光子を組織的に読みとることができる。プロセッサは、光源と検出装置との間の、まっすぐな基準線から横方向に分布している、異なる場所に位置する散乱組織の量の異なる領域を通過する、光源からの光子に対して、所与の光源−検出装置位置に対するそれぞれの異なる確率に基づく、画像形成アルゴリズムにより、刺激を受けない間、刺激を受けた間に収集したデータ・セットを使用する。
【００４５】
本発明の上記観点から見た好適な実施形態は、下記の機能の中の一つまたはそれ以上を持つ。
【００４６】
光学的モジュールは、第一および第二のデータ・セットの生成中、各光源−検出装置のペアに対する、入力ポートおよび検出ポートの間に選択した距離を維持する。上記の選択した距離は、画像形成するために必要な組織の深さに従って選択される。
【００４７】
検査対象の組織の特徴を示すために、画像形成システムは、刺激の前後の、血液量、ヘモグロビン酸素結合量、ヘモグロビン脱酸素量のいくつかの画像、または光学的造影剤を感知することができるいくつかの画像の相互関連をチェックすることができる。画像形成システムは、刺激を与えないで、異なる時間に撮影した複数の画像の相互関係をチェックすることができる。画像の相互関係をチェックすれば、脳の病的な組織領域または機能不全の組織領域を識別することができる。
【００４８】
光学的モジュールまたは上記モジュールの関連する複数の組は、、そこから画像データ・セットが生成される、三次元データ・セットを生成するために、異なる深さのところの組織内を伝播した光を、検出するように構成されている。
【００４９】
プロセッサは、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、上記画像データ・セットを生成することができる。
【００５０】
光学的断層撮影アルゴリズムは、好適には、画像形成中の組織の散乱特性による、光子の決定済みの確率分布に関連する係数を使用することが好ましい。
【００５１】
光学的システムは、頭部の一部から画像データ・セットを生成するように構成されている。特定の実施形態の場合には、光学的システムは、皮質の表面領域の下から機能画像データ・セットを生成するように構成されている。
【００５２】
刺激装置は、視覚的皮質、認識皮質、知覚運動皮質、または脊髄組織を刺激するように構成されている。種々の実施形態の場合には、刺激装置は、選択した組織に電気的信号を供給し、選択した組織に電界をかけ、または選択した組織に磁気信号を与えるように構成されている。
【００５３】
種々の実施形態の場合には、画像の組は、血液量、ヘモグロビン酸素結合量または脱酸素量、光子吸収係数、光子散乱係数、屈折率、磁界の変化、電界の変化、特定の組織成分の生成または変化、および組織成分の濃度の生成または変化からなるグループの内の少なくとも一つに関連する。組織の成分は、例えば、ヘモグロビンのような内発的な色素であってもいいし、例えば、選択した光学的造影剤のような外発的な色素であってもいい。
【００５４】
光源手段、検出装置手段、光源−検出装置間距離、および興奮および検出速度は、例えば、数分以内、好適には、１分以内またはそれより短い時間内に、画像データ・セットが入手できるように選択される。
【００５５】
光源から検出装置入力延びる組織内を伝播する光子の、バナナ状の確率勾配を確立刷るために、相互間の距離が約１センチから１０センチ（好適には、１．５センチから７センチ）になるように、各光源は、被検者の表面上で、その一つの検出装置または複数の検出装置から横方向にスレているか、（または、各検出装置は、その一つの光源または複数の光源から横方向にズレている。）
【００５６】
本発明は、また、被検者上に、上記実施形態のいずれかによる画像形成装置を設置し、使用するステップを含む、生きている被検者のある量の光を散乱する組織から、画像を形成するための方法を特徴とする。上記方法のある実施形態の場合には、光学的造影剤または薬剤が、被検者の血流内に注入され、被検者の組織内の循環している血液内に造影剤または薬剤が存在している間、または局部組織内に存在している間に、組織に対する画像データ・セットを生成するために上記装置が使用される。
【００５７】
本発明の他の利点および特徴は、好適な実施形態の以下の説明および特許請求の範囲を読めば、理解することができるだろう。
【００５８】
【好適な実施形態の説明】
図１、図１Ａ、図２および図２Ａについて説明すると、患者８の脳組織が光学的モジュール１２または１４に接続された画像形成システムを使って検査される。光学的モジュール１２および１４は、可視領域から赤外線領域までの光を供給する多数の光源（例えば、レーザ・ダイオード、ＬＥＤ、フラッシュ・ランプ）と、干渉フィルタを含む場合もある光検出装置（例えば、光電子増倍管、シリコン・ダイオード検出装置、ＰＩＮ、電子雪崩またはその他のダイオード検出装置）を含む。光源および光検出装置は、脳組織内部を光子が伝播するための多数の光源−検出装置経路を形成する、選択した幾何学的パターンを形成するように配置される。光学検査システムは検査対象の組織の生体内の光学データを提供し、このデータを処理して画像を形成することができる。この画像は、腫瘍や出血のような組織内の異常な構造体の位置および大きさを示すことができる。さらにこの光学データは、異常な組織構造体の（例えば、代謝、代謝生化学、病態生理学のような）定性的および定量的な測定値を提供することができる。（別の方法としては、ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９６／００２３５およびＰＣＴ／ＵＳ９６／１１６３０（１９９６年１月２日および１９９６年７月１２日付け）中に記載されたように、光学的モジュールは、一つまたはいくつかの光源に接続された多数の光ファイバーと、一つまたはいくつかの検出装置に接続された多数の光学的検出ファイバーを含む。）
【００５９】
ある実施形態の場合には、光学的モジュール１２は九つのレーザ・ダイオードＳ₁，Ｓ₂，．．．，Ｓ₉、および四つの光電子増倍管（ＰＭＴ）Ｄ₁，Ｄ₂，Ｄ₃，Ｄ₄を含む。レーザ・ダイオードとＰＭＴは、頭皮に接触している柔軟なゴム状の材料に埋設される。レーザ・ダイオードと皮膚との間、およびＰＭＴと皮膚との間には、サランラップ（登録商標）または類似の材料が置かれる場合がある。同様に、光学的モジュール１４は、四つのレーザ・ダイオードＳ₁，Ｓ₂，Ｓ₃，Ｓ₄、および柔軟なゴム状の材料に埋設されている２７個のシリコン・ダイオード検出装置Ｄ₁，Ｄ₂，．．．、Ｄ₂₇を含む。図３−図７の光学的システムは、脳組織の画像を形成するために、光学的モジュール１２または１４と連動する場合がある。光学的モジュール１２および１４は、一つの光学的検出ポートに対して対称の位置にある（または、等距離の位置にある）数組の光学的入力ポートを持つか、または一つの光学的入力ポートに対して対象の位置にある数組の光学的検出ポートを持つ。しかし一般に、当該ポートは対称的に配置する必要はない。光学的システムは、位置的な非対称性を考慮するために光源または検出装置の利得を変えることができたり、または光源または検出装置の利得を調整することによって選択した非対称性を導入することができる。
【００６０】
さらに、図３−図７に示されたシステムは、脳の左右の機能分化についての脳の右半球と脳の左半球、すなわち脳の右半球と左半球の比較組織検査のような、対称的な脳組織上に配置された二つの同じ光学的モジュール（１２または１４）と連動する場合がある。比較検査は、右側頭葉と左側頭葉、右後頭葉と左後頭葉、または右頭頂葉と左頭頂葉のように、脳の個々の葉に関して行うことができる。もう一つの方法として、比較検査は、前頭葉のように同一葉の対称性の組織に関して行うことができる。校正のために、光学的モジュールを、頭骨を含む通常の脳組織と同じ散乱係数および同じ吸収係数を有する一つまたはいくつかの頭部モデル上に設置することもできる。
【００６１】
図１Ａおよび図３について説明すると、位相アレー画像形成システム１５は九つのレーザ・ダイオードＳ₁，Ｓ₂，．．．Ｓ₉、および高電圧電源（図示せず）から電力の供給を受けている四つのＰＭＴ、Ｄ₁，Ｄ₂，Ｄ₃，Ｄ₄（例えば、浜松Ｒ９２８、浜松Ｒ１６４５ｕ、ＴＯ８）で光学的モジュール１２と接続されている。四つのレーザ・ダイオードは、等距離の配置を形成する各ＰＭＴを囲んでいる（例えば、異なる光学的モジュールは３．５，７，および１０．５センチメートルの距離を使用することができる）。スイッチ１８は、レーザ・ダイオードＳ₁，Ｓ₂，．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ２０に接続し、上記スプリッタは上記ダイオードへ、０度の位相および１８０度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１５はまた、位相ロック・ループ２４により５０ＭＨｚの単側波帯受信機２６に接続している、５０ＭＨｚの単側波帯送信機２２も含む。単側波帯（ＳＳＢ）送信機２２は１ｋＨｚオッシレータ２８に接続していて、上記オッシレータは位相検出装置３２へ基準信号３０を供給する。ＳＳＢ受信機２６はスイッチ２７に接続していて、上記スイッチはコントローラ１９からの制御信号により四つのＰＭＴ（０．５マイクロボルトの感度）の中の一つに接続している。ＳＳＢ送信機−受信機の組は、１０〜１０００ＭＨＺ（好適には、５０〜４５０ＭＨＺ）の周波数範囲で動作することができる。ＳＳＢ受信機は、２ＫＨｚの帯域幅内で数マイクロボルト程度の信号レベルを検出する。この装置の位相ノイズは、約０．１度以下である。しかし、この狭い帯域幅は様々な光源の切り替え範囲を約１．０ミリ秒に制限し、このため１６個の光源検出装置の組み合わせの全画像に対するシーケンス時間を−１秒にすることができる。このシステムは、１秒の平均時間を使用する。
【００６２】
パソコン（図示せず）に接続しているコントローラ１９は、ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉をシーケンスし、そのため、二つのダイオードが、各０．１秒、スプリッタ２０から０度位相および１８０度位相信号を受信する。同時に、コントローラ１９は、対称的に位置しているＰＭＴをＳＳＢ受信機２６に接続する。タイミング・テーブル４０（図３Ｂ）に示すように、位相アレー画像形成システム１５は、二つの光源をトリガし、その結果、二つの光源は、約１００ミリ秒の間、０度の位相と１８０度の位相の変調された光を放射し、同時に、対照的に設置されているＰＭＴをトリガする。例えば、レーザ・ダイオード１（Ｓ₁）および２（Ｓ₂）が、それぞれ０度および１８０度の位相の光を放射し、検出装置１（Ｄ₁）が、検査対象の組織内を伝播した光を検出すると、ＳＳＢ送信機２２に位相ロックしているＳＳＢ受信機２６は、検出装置１から信号を受信し、出力信号３４を位相検出装置３２に供給する。位相検出装置３２は、検出した光の位相（３６）を測定し、ＳＳＢ受信機２６は、検出した光の振幅（３８）を供給する。米国特許第４，９７２，３３１号は、この位相検出回路を開示している。
【００６３】
次のサイクルにおいて、コントローラ１９は、スイッチ１８に、０度および１８０度の位相の変調された信号を放射する、レーザ・ダイオード２（Ｓ₂）および３（Ｓ₃）をそれぞれ接続するように命令し、検出装置２（Ｄ₂）は、検査対象の組織内を伝播した光を検出する。コントローラ１９は、また、スイッチ２７に、検出装置２を、レーザ・ダイオード２および３から検出装置２に伝播した光子に対応する検出信号を受信するＳＳＢ受信機２６に接続するように命令する。ここでもまた、位相検出装置３２は、検出した光の位相（３６）を測定し、ＳＳＢ受信機２６は、検出した光の振幅（３８）を供給する。各組の持続時間は、１００ミリ秒である。すべての光源−検出装置の組合せに対するデータの完全な組が３０秒毎に収集される。コンピュータ（図示せず）は、タイミング・テーブル４０に示す異なる組合せについて測定した位相の数値および振幅の数値を記憶し、以下に説明するように、検査対象の組織の画像を形成するために、これらの数値を使用する。コンピュータは、データ取得のために、ＡＤＡ２２１０ボードを使用する。
【００６４】
上記の測定の前または後に、位相アレー画像形成システム１５は頭骨および脳組織のモデルにより校正することができる。校正手続きの間、光学的モジュールはモデル上に設置され、画像形成システムはタイミング・テーブル４０に示すシーケンスにより位相データおよび振幅データを収集する。画像形成システムは、通常の脳組織、脳浮腫、脳挫傷、頭蓋内出血と証明された外傷を患う脳と同じ散乱係数および同じ吸収係数を有する、異なるモデルを使用することができる。モデル組織に、感染を受けた脳組織、脳血管炎、パーキンソン病、アルツハイマー病、または多発性硬化症を患った組織と同じ散乱および吸収係数を持たせることも可能である。さらに、モデルは大きさおよび形が異なってもよい。
【００６５】
位相アレー画像形成システム１５は、使用する各波長に対する「モデル」画像を形成する。モデル画像は、システムを校正し、組織内を伝播する光の境界条件を考慮するために、組織の画像から後で差し引かれる。別の方法としては、位相アレー画像形成システム１５は、測定データを採取する前に校正され、選択した数値を入手するために、光源または検出装置上の利得の調整が行われる。
【００６６】
図１Ａおよび図３Ａについて説明すると、二重波長位相アレー画像形成システム４５は、９つの７８０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、９つの８３０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9a、および４つのＰＭＴＤ₁、Ｄ₂，Ｄ₃およびＤ₄を持つ光学的モジュール１２に接続している。上記ダイオードは高電圧電源（図示せず）から電力の供給を受けている。ペアのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ_1a、およびＳ₂、Ｓ_2a、．．．、Ｓ₉、Ｓ_9aは、相互に隣接して設置されていて、ほとんど同じ組織位置のところに、変調された光を導入するように配置されている。スイッチ４８は、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ５０に接続し、この位相スプリッタ５０は、レーザ・ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。同様に、スイッチ４８ａは、レーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aを位相スプリッタ５０ａに接続し、この位相スプリッタは、レーザ・ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。５２ＭＨｚのＳＳＢ送信機５２は、位相ロック・ループ５４により、５２ＭＨｚのＳＳＢ受信機５６に接続していて、５０ＭＨｚのＳＳＢ送信機５２ａは、位相ロック・ループ５４ａにより、５０ＭＨｚのＳＳＢ受信機５６ａに接続している。両方のＳＳＢ送信機５２および５２ａは、１ｋＨｚのオッシレータ５８に接続していて、上記オッシレータは、位相検出装置６２および６２ａに基準信号６０を供給する。ＳＳＢ受信機５６および５６ａは、コントローラ４９からの制御信号により、スイッチ５７により、４のＰＭＴの中の一つに接続している。パソコンに接続しているコントローラ４９は、レーザ・ダイオードをシーケンスし、そのため、２組のレーザ・ダイオードは、スプリッタ５０および５０ａから０度位相信号および１８０度位相信号を受信し、同時に、コントローラ４９は、対称的に配置されている検出装置をＳＳＢ受信機５６および５６ａに接続している。
【００６７】
タイミング・テーブル４０（図３Ｂ）に示すように、位相アレー画像形成システム４５は、各波長において、約１００ミリ秒の間、０度位相および１８０度位相の変調された光を同時に放射する二つの光源をトリガし、同時に、コントローラ４９は、対称的に配置されているＰＭＴを接続する。例えば、スイッチ４８は、５２ＭＨＺの１８０度の位相の変調した光を放射するために、ＳＳＢ送信機５２を７８０ナノメートルのレーザ・ダイオード４（Ｓ₄）に接続し、０度の位相の５２ＭＨｚの変調した光を放射するために７８０ナノメートルのレーザ・ダイオード５（Ｓ₅）に接続する。同時に、スイッチ４８ａは、１８０度の位相の５０ＭＨＺの変調した光を放射するために、ＳＳＢ送信機５２ａを８３０ナノメートルのレーザ・ダイオード４ａ（Ｓ₄ａ）に接続し、０度の位相の５２ＭＨｚの変調した光を放射するために、８３０ナノメートルのレーザ・ダイオード５ａ（Ｓ_5a）に接続する。同時に、スイッチ５７は、検査対象の組織内を伝播した両方の波長の光子に対応する検出信号を受信するために、検出装置１（Ｄ₁）をＳＳＢ受信機５６および５６ａに接続する。
【００６８】
位相検出装置６２は、検出した７８０ナノメートルの光の位相（６６）を供給し、位相検出装置６２ａは、選択した幾何学的形状に対する、検出した８３０ナノメートルの光の位相（６６ａ）を供給する。同様に、ＳＳＢ受信機５６は、検出した７８０ナノメートルの光の振幅（６８）を測定し、ＳＳＢ受信機５６ａは、検出した８３０ナノメートルの光の振幅（６８ａ）を測定する。この動作は、タイミング・テーブル４０に示す光源と検出装置とのすべての組合せに対して反復して行われる。コンピュータ（図示せず）は、タイミング・テーブル４０に示す異なる組合せに対して測定した（各波長の）位相の数値および振幅の数値を記憶する。その後で、コンピュータは、囲んだ光源コードを含むアルゴリズムを使用して、画像を形成するために上記測定値を使用する。最初にシステムは問題の領域を発見するために、手早く画像を撮影する。その結果、光学的モジュールは、最適の幾何学的形状を発見するために、移動することができる。最適な幾何学的形状を発見した場合には、７８０ナノメートルのデータおよび８３０ナノメートルのデータ（すなわち、位相データおよび振幅データの両方）が取得され、ディスク上にセーブされる。
【００６９】
（１９９３年１２月２３日にＷＯ ９３／２５１４として公告された）ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９３／０５８６８は、いくつかの位相アレー・システムを開示している。上記出願は、引用によって本明細書の記載に援用する。このＰＣＴ公告は、また、位相打ち消しおよび振幅打ち消しの基本的な原理も開示している。位相アレー画像形成システムは、検出装置（または一つの光源および対称的に配置されているいくつかの等距離のところに配置されている検出装置）に対して、対称的に、等距離のところに配置されている光源から放射される光を検出するための検出装置を使用する。二つの光源Ｓ₁およびＳ₂が、等しい振幅と０度および１８０度の位相を持つ、変調された光を放射した場合には、中央に位置する検出装置Ｄ₁は、ほぼ等質の組織の場合には、振幅がゼロの信号を検出し、０度の位相と１８０度の位相の間の、例えば、９０度の位相のクロスオーバを検出する。すなわち、検出装置は、ゼロ面上に位置する。等質でない組織内においては、ゼロの面が幾何学的なセンターラインからズレる。しかし、ゼロ状態になると、吸収装置および散乱装置のセツドウを測定する感度が非常に鋭敏になる。さらに、ゼロ状態の場合には、システムは、両方の光源に共通な振幅の変動に比較的鈍感になり、大きな組織に影響を与える異質に対して鈍感になる。散乱コントラストが、吸収すべてのとと同じである場合には、システムの散乱に対する感度は高くなる。システムは、血液の量または血液の酸素添加が変化すると、５０〜６０度の位相のシフトを容易に観察することができ、この場合、１Ｈｚの帯域幅に対する位相ノイズは、０．１度以下である（ｓ／ｎ＞４００）。画像形成の際には、振幅信号の重要性は少し小さい。何故なら、位置表示が幾分曖昧であるからある。すなわち、ゼロ面に対する吸収対象物の変位がどうあろうと、信号の増大が観察されるからである。しかし、光源をさらにコード化することにより、この点は改善される。
【００７０】
ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９３／０５８６８が開示しているように、光源は、組織の散乱特性（μ_s’＝１０ｃｍ^-1）および吸収特性（μ_a＝０．０４ｃｍ^-1）により決まる比較的長い波長（−１０センチ）を持つ、打ち消し効果により光子の拡散波を励起する。光子拡散波長が約１０センチなので、「近い視野」内に画像が形成される。画像形成システムは、画像に形成される特性（すなわち、血液の量、血液の酸素添加、組織内の造影剤の分布、組織の吸収成分、組織の蛍光成分またはその他）により、可視光線から赤外線の範囲内の、一つのまたはいくつかの波長の光源を使用することができる。ゼロ・クロッシング検出のところの位相信号は、本質的には、方形波の「過負荷」信号である。近い放射源の光源−検出装置のペアから、遠い方の光源−検出装置のペアへの画像形成で発生する可能性がある、信号振幅の変化に対して中程度に感度が低く、周囲の光に対しても中程度に感度が低い。
【００７１】
図４について説明すると、他の実施形態の場合には、画像形成システム１５または４５の代わりに、位相アレー画像形成システム１００が使用される。９のレーザ・ダイオード、Ｓ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、および四つのＰＭＴ、Ｄ₁、Ｄ₂、Ｄ₃、Ｄ₄を含む、（図１Ａの）光学的モジュール１２に接続している画像形成システム１００は、ホモダイン位相検出を使用する。スイッチ１０２は、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ１０４に接続し、この位相スプリッタは、上記ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１００は、また、ドライバ１０８にＲＦ信号を供給する２００ＭＨｚのオッシレータ１０６を含む。、上記ドライバは、位相スプリッタ１０４に接続している。（別の方法としては、１０〜１００ＭＨｚの範囲内、好適には、５〜５００ＭＨＺの範囲内のオッシレータを使用することができる。）位相シフタ１１４は、ドライバ１０８から駆動信号（１１２）を受信し、その信号を（例えば、０度位相の変化のような）選択した位相の信号を９０度位相スプリッタ１１６に供給する。位相スプリッタ１１６は、二重バランス・ミキサ（ＤＢＭ）１２２および１２４に、それぞれ、０度位相信号（１１８）および９０度位相信号（１２０）を供給する。
【００７２】
パソコン（ＰＣ）に接続しているコントローラ１４０は、スイッチ１０２により、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉をシーケンスし、その結果、二つのダイオードが、スプリッタ１０４から０度位相および１８０度位相で、変調信号を受信する。同時に、コントローラ１４０は、スイッチ１３０により、対称的に配置されているＰＭＴをアンプ１３４に接続する。アンプ１３４は、二重バランス・ミキサ１２２および１２４および直流検出装置１３８に検出信号（１３６）を供給する。二重バランス・ミキサ１２２は、検出信号（１３６）および０度の位相基準信号（１１８）を受信し、同相の信号Ｉ（１４４）を供給する。二重バランス・ミキサ１２４は、検出信号（１３６）および９０度の位相基準信号（１２０）を受信し、直角位相の信号Ｒ（１４２）を供給する。直流検出装置１３８は、直流信号（１４６）を供給する。同相信号Ｉおよび直角位相信号Ｒは、検出した光学的放射の位相（Θ＝ｔａｎ^-1Ｉ／Ｒ）および検出した光学的放射の振幅（Ａ＝（Ｒ²＋Ｉ²）^-1/2）を指定する。米国特許第５，５５３，６１４号は、この位相検出回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。
【００７３】
画像形成システム１５および４５と同様に、画像形成システム１００は、タイミング・テーブル４０を使用して、コントローラ１４０に、レーザ・ダイオードおよびＰＭＴ検出装置をシーケンスするように命令する。コンピュータは、各組合せに対する位相の数値および振幅の数値を記憶し、以下に説明する画像を形成する。
【００７４】
図４Ａは、位相打ち消し、位相アレー画像形成システム１００の一部の略図である。画像形成システム１００の図示の部分は、二つのレーザ・ダイオードＬＤ₁およびＬＤ₂、および光検出装置Ｄ₁を含む。これらレーザ・ダイオードおよび光検出装置は、光学的モジュール１２または１４に内蔵されている。オッシレータ１０６は、３０〜１４０ＭＨｚの範囲内の周波数を持つキャリヤ波形を供給する。キャリヤ波形周波数は、システムの動作に従って選択される。スイッチ１０２により、光源を時間多重化する場合には、キャリヤ波形は、スイッチング時間を持つために、例えば、３０ＭＨｚのようなもっと低い周波数で変調される。
【００７５】
時間多重化を行わない場合には、オッシレータ１０６は、１００ＭＨｚの範囲内で動作する。スプリッタ１０４は、オッシレータの波形を０度および１８０度の信号に分割し、その後で、これらの信号は、デジタル的に制御されている減衰器１０７Ａおよび１０７Ｂにより、その振幅が０〜１０％減衰する。減衰した信号の位相は、デジタル的に制御されている位相シフタ１０９Ａおよび１０９Ｂにより、１０から−３０度、好適には、２０度だけシフトされる。レーザ・ダイオード１０８Ａおよび１０８Ｂは、それぞれ、例えば、７８０または８００ナノメートルの同じ波長の光を放射するＬＤ₁およびＬＤ₂を駆動する。導入された光が検査対象の組織内を伝播した後で、ＰＭＴ検出装置は、最初０度および１８０度の位相を持つ検出した信号を増幅する。すでに説明したように、組織が等質であり、ＬＤ₁、ＬＤ₂およびＤ₁が対称的に配置されている場合には、ＰＭＴの出力は９０度、すなわち、０度と１８０度の半分であり、振幅はゼロに近い。パソコン（ＰＣ）は、減衰器１０７Ｂによる減衰、および位相シフタ１０９Ｂによる位相シフトを調整し、その結果、検出装置Ｄ₁は、均質な組織の場合には、公称値で約２５度の位相および公称値で、約≦１０ミリボルトの振幅を検出する。この信号は、アンプ１３４およびＩＱ回路１３９に送られる。余弦信号および正弦信号はパソコンに送られ、パソコンは、位相が約２５度の出力および約１０ミリボルトの振幅信号を供給するために、振幅（ＩおよびＱの平方の和の平方根）および位相角（そのタンジェントがＩ／Ｑである角度）を取り上げる。パソコンは、また、１０〜３０度の間、好適には、約２５度であることが好ましい位相φ₃を持つために、基準信号をＩＱに調整する。すなわち、位相シフタ１１４は、ＩＱ回路１３９に、位相シフタ１０９Ａおよび１０９Ｂの組合せにより選択された基準位相を供給する。
【００７６】
この好適な実施形態の場合には、スプリッタ１０４は、（ニューヨーク州１１２３５−０００３、ブルックリン、私書箱３５０１８６所在の）ミニ・サーキット社が市販している、二方向１８０度電力スプリッタ・モデル番号ＺＳＣＪ−２１である。位相シフタ１０９Ａ、１０９Ｂおよび１１４、および減衰器１０７Ａおよび１０７Ｂも、ミニ・サーキット社が市販している。減衰器としては、高分離アンプＭＡＮ−１ＡＤを使用することができる。ＩＱ復調装置１３９としては、これもミニ・サーキット社が市販している復調装置ＭＩＱＹ−１４０Ｄを使用することができる。
【００７７】
上記システムは、モデル、または（例えば、脳の反対側の葉または腫瘍を含まない同じ器官の他の部位のような）対称的な組織領域上の減衰器１０７Ｂ（Ａ₂）および位相シフタ１０９Ｂ（φ₂）の初期値を入手する。全光学的プローブは、種々の光源−検出装置の組合せに対するＡ₂およびφ₂の校正値（すなわち、ベースライン画像）を記憶することにより、組織モデルにより校正される。その後で、プローブは、例えば、腹部に移動し、種々の光源および検出装置の組合せに対する位相および振幅が検出される。反対側の腫瘍を含まない腎臓をモデルとして使用する場合には、（脳の病状の鏡像の性質のためにプローブの位置に注意しながら）反対側の脳の葉の方向に移動させ、その後で、組織の画像を入手するために、すべての光源−検出装置の組合せから画像が読み出される。Ｆ₁およびＦ₂の帯域幅がシステムの正規化の際に制限条件として認められる限りは、多重化は制限されない。正規化は正確なものであって、「ディザ」を含んでいてはならないことに留意されたい。それ故、Ｆ₁およびＦ₂内の濾過の量は有意なものであってはならない、すなわち、１０Ｈｚ帯域幅より狭いものでなければならないことに留意されたい。φ₂が広い範囲にわたって調整される場合には、振幅−位相クロストークが起こる。それ故、システムは位相を調整し、その後で、振幅を調整し、振幅位相クロストークをなくすために、上記調整を反復して行うことができる。Ａ₁およびφ₁を制御すると、もっと広い範囲の制御を行うことができる。この場合、明らかに、倒置信号がそれらに供給される。すなわち、Ａ₁φ₁信号が増大するにつれて、Ａ₂φ₂信号が減少する。周波数範囲を非常に広くするために、Ａ₂およびφ₂の両方をＰＩＮダイオードにより制御することができる。しかし、信号処理により、フィードバック・システムの帯域幅が制御されるので、自動的な補償を行うために、位相および振幅をＰＩＮダイオードまたはリレーにより制御することができる。さらに、二重波長源または三重波長源を使用する場合には、それぞれを別々に校正しなければならない。何故なら、（もちろん、それらが光ファイバで結合されていない限り）画像形成される組織に対して、二つの光源を同じ位置に設置することができないからである。
【００７８】
図５について説明すると、他の実施形態の場合には、光学的システム１５、４５または１００の代わりに、二重波長位相アレー光学的システム１５０を使用する。９個の７６０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉と、９個の８４０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9a、および４個のＰＭＴ、Ｄ₁、Ｄ₂，Ｄ₃およびＤ₄を持つ光学的モジュール１２（図１Ａ）に接続している光学的システム１５０は、ヘテロダイン位相検出に基づいている。スイッチ１５２は、レーザ・ダイオードを位相スプリッタ１５４に接続していて、上記位相スプリッタは、上記ダイオードに、０度の位相および１０８度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１５０は、２００ＭＨｚオッシレータ１６０および２００．０２５ＭＨｚオッシレータ１６２に接続しているミキサ１６５を使用する。（別の方法としては、１０〜１０００ＭＨｚ、好適には、５０〜５００ＭＨｚの範囲内で動作するオッシレータを使用することができる。）ミキサ１６５は、調整可能な利得コントローラ（１７７）に、２５ｋＨｚの基準信号（１６８）を供給する。電力アンプ１６３に接続しているオッシレータ１６２は、ヘテロダイン検出のために、各ＰＭＴ検出装置の第二のダイノードに、２００．０２５ＭＨｚの基準信号（１７０）を供給する。各ＰＭＴ検出装置は、スイッチ１７８に、２５ｋＨｚの検出信号（１７２）を供給し、上記スイッチは、２５ｋＨｚフィルタ１８０に、上記信号を供給する。位相検出装置１８４は、調整可能な利得コントローラ１８２に接続していて、上記コントローラは、濾過し、増幅した検出信号（１８６）を調整可能な利得コントローラ１８２に供給し、上記調整可能な利得コントローラ１８２は、基準信号（１８８）を供給する。スイッチ１９０に接続している位相検出装置１８４は、各波長に対して、検出した位相の数値を供給する。米国特許第５，１８７，６７２号は、この位相検出回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。米国特許第５，５６４，４１７号が、他のタイプの位相検出回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。
【００７９】
上記と同様に、パソコンに接続しているコントローラ１７５は、スイッチ１５２により、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、またはレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aをシーケンスし、そのため、同じ波長を放射している二つのダイオードが、スプリッタ１５４から０度位相信号および１８０度位相信号を受信する。同時に、コントローラ１７５は、スイッチ１７８により、対称的に位置しているＰＭＴをフィルタ１８０および調整可能な利得コントローラ１８２に接続する。位相検出装置１８４は、測定した位相を供給する。画像形成システムは、タイミング・テーブル４０（図３Ｂ）を使用する。しかし、二つの波長の光は、周波数コード化されてないので、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、またはレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aは、各シーケンスでトリガされる。コンピュータは、異なる組合せに対して測定した位相の数値を記憶する。コンピュータは、また、以下に説明する画像を発生する。
【００８０】
図６について説明すると、他の実施形態の場合には、振幅打ち消し画像化システム２００は、図６Ｂの光学的モジュール２１２を使用する。光学的モジュール２１２は、１２個の光源、Ｓ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₁２、およびプラスチックまたはラバフォーム材料上に装着されている４個の光検出装置Ｄ₁，Ｄ₂、Ｄ₃およびＤ₄を含む。上記光源および光検出装置は、選択した光源−検出間間隔を持つ、１６個の光源−検出装置の組合せ（Ｃ１，Ｃ２，．．．，Ｃ１６）を供給する、幾何学的パターン上に位置する。約１．２５センチ光を浸透させるために、上記間隔は２．５センチになっている。（異なる深さの組織のいくつかの二次元画像を入手するために、異なる光源−検出装置間隔を持ついくつかのモジュールを使用することができる。別の方法としては、一つのモジュールが、間隔の異なる複数の光源−検出装置間間隔を含むことができる。光の透過の深さは、光源−検出装置間の間隔の約１／２である。）上記光源は１ワットのタングステン電球である。上記タングステン電球は、帯域幅の広い、変調されていない光を放射する。光検出装置は、シリコン・ダイオードで、各シリコン・ダイオードは、中心の周波数が７６０ナノメートルおよび８５０ナノメートルである１０ナノメートルの帯域幅を放射する干渉フィルタを備える。検査対象の組織内の、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンを検出するために、７６０ナノメートルおよび８５０ナノメートルの波長を選択する。
【００８１】
光学的モジュール２１２は、アナログ回路２０２に接続していて、上記アナログ回路は、光源Ｓ１、Ｓ２、．．．、Ｓ１２を制御するための光源回路２０４を含む。光学的モジュール２１２は、検出装置回路２０６に接続していて、上記検出装置回路は、ダイオード検出装置Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３およびＤ４を制御する。通常、画像形成システム２００は、１０^-6秒から０．１秒の範囲の選択した時間の間、各光源をオンにすることができ、一つまたはいくつかの対称的に配置されている検出装置は、光学的データを収集するために、同時に、または順次オンになる。より詳細に説明すると、光源Ｓ１、Ｓ２、．．．、Ｓ１２の中の一つが、５００ミリ秒の間オンになり、放射した光は、対応する入力ポートから組織内に導入される。導入された光子は、検出ポートの方向に向かって検査対象の組織内のバナナ形の経路を伝播する。対応する検出装置は、光源の後２００ミリ秒後でトリガされ、２００ミリ秒の間光を収集する。検出装置回路２０６は、ダイオード検出装置から検出信号を受信する。検出回路２０６は、背景の光を含む暗電流／ノイズ、演算増幅器の直流オフセット、ホトダイオードの暗電流、個々の構成部材の出力に対する温度の影響、および環境の変化による変動を修正することができる。
【００８２】
画像形成システム２００は、その内部オッシレータにより同期している四つのステップでデータを取得する。第一のステップは、光源をオフにして後で行われる。検出装置の出力は、インテグレータ２１６に送られ、積分コンデンサ２１８は、暗レベル電圧まで充電される。第二のステップにおいて、光源がオンにされ、２００ミリ秒後に、検出した光の輝度に対応するプリアンプの出力が、コンデンサ２１８を第一のステップの充電電流の極性と反対の極性の電流で充電するような方法で、インテグレータ２１６に送られる。このことは、スイッチＡおよびＢのオン／オフの適当な組合せにより行うことができる。コンデンサ２１８の電圧は、２００ミリ秒後に、全検出輝度から暗レベルのノイズ信号を差し引いたものを表わすある数値に充電される。第三のステップにおいて、正の単位利得演算増幅器、および負の単位利得演算増幅器（２２０および２２２）を切り離すために、両方のスイッチＡおよびＢがオフにされる。その後で、インテグレータ２１８の出力は、スイッチＣを通して、アナログ−デジタル変換器に送られ、デジタル信号が、コンピュータのメモリに記憶される。第四のステップにおいて、４７キロの抵抗を通してコンデンサ２１８を放電させるために、スイッチＡ、ＢおよびＣがオフになり、スイッチＤがオンになる。この時点で、インテグレータ２１６の回路は、ゼロにリセットされ、検出サイクルの第一のステップに対する準備が完了する。
【００８３】
別の方法としては、アナログ回路２０２の代わりに、アナログ−デジタル変換器および光学的モジュール２１２の全動作を制御する適当なソフトウェアを備えたコンピュータを使用することができる。アルゴリズムは、上記と同じ方法で光学的モジュール２１２の光源および検出装置を制御する。検出した暗レベルのノイズ信号は、導入した光の検出した輝度からデジタル的に差し引かれる。
【００８４】
収集したデータ・セットは、画像形成アルゴリズムにより処理される。画像形成アルゴリズムは、各データ・セットに対する各光源−検出装置の組合せに対する検査対象の組織の血液量を計算する。画像形成アルゴリズムは、また、各光源−検出装置の組合せに対する検査対象の組織の酸素添加も計算することができる。
【００８５】
血液量の画像および酸素添加の画像は、「モデル」画像から差し引くことができる。組織の異常の位置をつきとめ、特徴を示す目的で、（以下にさらに詳細に説明する）一致データを形成するために、血液量の画像を酸素添加の画像から差し引くことができる。上記画像を作成する前に、１６（４ｘ４）のデータ点を含む差動画像データ・セットを、３２ｘ３２の画像点を含む画像形成データ・セットに拡大するために内挿アルゴリズムを使用する。
【００８６】
別の方法としては、コンピュータは、光の拡散、屈折および光学的画像形成システムが使用するバナナ状の幾何学的形状用に修正したコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）では周知の逆投影アルゴリズムを使用する。光学的逆投影アルゴリズムの場合には、ピクセルを表すビーム用に、弾道状に放射されたＸ線の線形関係の代わりに、「光子伝播密度」の確率的概念が使用される。光子伝播密度は、入力ポートのところで導入された光子が特定のピクセルを占拠し、検出ポートに到着する確率を示す。異なるタイプの組織の場合には、位相変調分光光度計が、確率計算の際に使用した散乱係数および吸収係数の数値を供給する。画像再構成プログラムにおいては、逆投影を処理するために確率が使用される場合には、確率は加重係数に変換される。Ｘ線ＣＴでは周知の逆投影アルゴリズムが使用される場合もある。逆投影は、各ビームが各ピクセル中の加重とともに伝達する情報の値の平均値を出す。光子密度画像形成用の加重アルゴリズムは、上記の逆投影再構成アルゴリズムにおいて使用することができる。
【００８７】
逆投影アルゴリズムで使用するボケおよび屈折を修正するための方法は、１９９６年３月１２日付のＳ．Ｂ．コラク、Ｈ．ショムバーグ、Ｇ．Ｗ．フーフト、Ｍ．Ｂ．ホンデルマークの、「異質拡散の媒体内の光学的逆投影断層撮影法」が開示している。この出版物の参考文献は、光学的逆投影断層撮影法についてのさらに詳細な情報を記載している。上記出版物の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。
【００８８】
振幅打ち消し画像形成システム２００の別の実施形態では、図２Ａの光学的モジュール１４を使用する。この装置の場合には、中央に配置されている４個の光源Ｓ₁，Ｓ₂，Ｓ₃およびＳ₄，および２１個の検出装置Ｄ₁，Ｄ₂，．．．、Ｄ₂₁は、各光源に対して多数の対称的な光子伝播経路を形成する。例えば、光源Ｓ₁は、１０^-6秒から０．１秒の範囲のある時間の間、オンになる。この光源は、変調していない光を検査対象の組織内に放射する。対称的に配置されている検出装置Ｄ₁およびＤ₁₁は同時にオンになり、ほぼ対称的な経路上を伝播する導入された光子を収集する。通常の脳組織では、検出装置Ｄ₁およびＤ₁₁は同じ輝度の光を検出し、そのため差動信号はゼロである。すなわち、検出された振幅は打ち消しあう。画像形成システム２００は多数の対称的な光子伝播経路に関する差動データを収集し、検査対象の組織の画像を形成する。画像形成システム２００は、いくつかの波長についての光学的データを収集し、検査対象の組織の血液量の画像、および血液酸素添加の画像を形成する。振幅打ち消し画像形成システム２００はまた、対称的な脳領域、例えば脳の反対側の葉を検査するために設置されている第二の同じ光学的モジュール１４を使用することもできる。二つの対称的な脳領域について収集した血液量または酸素添加の画像は、差動画像を形成するために差し引くことができる。上記差動画像は、一つの脳領域内の組織の異常をさらに強調する。
【００８９】
別の方法としては、振幅打ち消し画像形成システムは、０．１ｋＨｚ〜１００ｋＨｚの範囲内の周波数で変調された光を使用する。上記システムは、上記アルゴリズムを使用するが、光源は周波数変調された光を放射し、それぞれがロックイン・アンプに接続している検出装置は、同じ周波数で変調された光を検出する。このロックイン検出は、さらに、外部ノイズを除去することにより、Ｓ／Ｎ比をさらに改善することができる。検出された光の輝度は、検査対象の組織の画像形成のところで説明したのと同じ方法で処理される。
【００９０】
図７、７Ａおよび図７Ｂは、広帯域光源または光ガイドと一緒に使用する、冷却モジュールの異なる実施形態である。この場合、これらの実施形態は皮膚の近くに設置される。広帯域光源または光ガイドは、皮膚の近くに熱を蓄積すし、温度が上がって不快な感じになる。図７は、光源２３２Ａおよび２３２Ｂを囲んでいる、冷却モジュール２３０である。冷却モジュール２３０は、ファン２３４および一組の空気通路２３６を含む。類似の設計において、二つのファンは、「開放フレーム」を形成するために、一つまたはそれ以上の電球の各側面上に並置されている。そのため、ファンは光源ばかりでなく、皮膚自身にも風を送る。冷却モジュールは、光源の電力を増大することができるが、皮膚そのものの上の温度は上昇させない。皮膚は快適な状態に維持される。
【００９１】
図７Ａは、光ガイドを冷却するための冷却モジュール２４０である。光ガイド２４２は、皮膚に光と熱とを伝える。冷却リング２４４は、照射位置に空気の流れを供給するための空気入口２４６および一組の空気通路２４８（またはジェット）を含む。図７Ｂは、光バリヤ２５２を空冷するように構成されている冷却モジュール２５０である。光バリヤ２５２は、（ＷＯ ９２／２０２７３として１９９２年１１月２６日付の）ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９２／０４１５３が開示している光バリヤと類似の光学的特性を持つ。上記出願は、引用によって本明細書の記載に援用する。この実施形態は、光バリヤの利点を使用し、より明るい光の輝度を使用することができる。冷却モジュール２５０は、一組のコンジットおよび光源２５４付近の皮膚に空気を送る開口部に、空気を供給する空気の入口２５２Ａおよび２５２Ｂを含む。圧縮空気も使用することができる。
【００９２】
連続していて、そうでなければ、コヒーレントでない光を供給するための輝度規制は、皮膚自身の温度の上昇により異なる。大きな組織または深部にある組織を検査する場合には、（すなわち、光学的入力と光学的検出ポートとの間の間隔が広い場合には）、比較的大きな光の輝度が必要になる。長期間にわたって均一のひくいレベルの照射を行う場合には、皮膚は不快なくらいに熱くなり、水泡ができることがある。しかし、供給される熱が一つの要因であるＮＩＲの場合には、癌を発生させる損傷を起こす恐れがある、ＵＶＡおよびＵＶＢと比較すると紅斑効果ははるかに小さい。（ＮＩＲの場合には、癌を発生させる損傷は起こさない）。冷却用空気の効用は、皮膚から運び去られる暖かい空気の対流だけではない。冷却用空気は、皮膚からの発汗の蒸発を促進させる。それ故、被布の温度が上昇し、発汗が始まると、空気により強制的に蒸発が促進し、冷却効果が非常に促進される。
【００９３】
図８について説明すると、光学的システム１５、４５、１００、１５０または２０２の代わりに、振幅打ち消し画像形成システム２６０が使用されている。二重波長振幅打ち消し画像形成システム２６０は、図１Ｂおよび図２Ｂの光学的モジュール１４に接続している。上記システムは、４個の波長が７５０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、Ｓ₃およびＳ₄、４個の波長が８３０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁ａ、Ｓ₂ａ、Ｓ₃ａおよびＳ₄ａ、および２１個のシリコン・ダイオード検出装置Ｄ₁、Ｄ₂、．．．、Ｄ₂₁を含む。各検出装置は、プリアンプ、および校正のために最初に使用することができる、調整可能な利得コントローラに接続している。検出装置の出力は、スイッチ２６２およびコントローラ２６４により切り換えられるので、アナログ−デジタル変換器２６６および２６６ａは、それぞれ、二つの対称的に配置されている検出装置から７５０ナノメートルのデータおよび８３０ナノメートルのデータを受信する。コンピュータ２７０は、異なる組合せに対して測定した検出数値を記憶する。コンピュータは、また、以下に説明する画像を発生する。図１１−図１３および対応する米国特許第５，６７３，７０１号の明細書方は、もう一つのタイプの振幅検出回路を示す。上記米国特許の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。
【００９４】
図８Ａおよび図８Ｂについても説明すると、タイミング図２７２に示すとおり、コントローラは各光源が５０マイクロ秒の光パルスを放射するようにオッシレータ２６１を配列する。このシステムは、多様な光源／検出装置の組み合わせを約１ミリ秒間に配列し、８秒間の画像化されたデータを平均して非常に高い信号対雑音比を得る。画像形成システム２６０の一つの要素についての回路構成、すなわち７５４ナノメートルの光源Ｓ₁，Ｓ₂、および８３０ナノメートルの光源Ｓ_1a、Ｓ_2a、並びに対称的に配置された二つの検出装置Ｄ₃およびＤ₁₁を、図８Ａに示す。対称的な位置で検出された光の輝度は、デジタル的またはアナログ的な方法で差し引かれる。コンピュータは、組織の画像を形成するために、二つの波長について検出されたすべてのデータを記憶する。
【００９５】
図８Ｃは、時間多重画像形成システム２６０の一つのチャネル２６０Ａの略図である。検出装置Ｄ₁は、約５０マイクロ秒の間光のパルスを放射する光源Ｓ₁から放射された光を検出する。検出装置信号は、増幅され、サンプルおよびホールド回路およびフィルタに供給される。約４ｘ４ミリの検出領域を持ち、プリアンプを含むシリコン・ダイオード検出装置である。濾過された信号２７２は、ＡＧＣ２７４に供給され、このＡＧＣは、パソコンからの制御信号に基づいて信号の振幅を調整する。パソコンは、個々の光源−検出装置の組合せに対する正規化振幅を持つ。
【００９６】
振幅打ち消し画像形成システム２６０は、個々の光源−検出装置の組合せに対する信号を検出し、ＡＧＣ制御により検出した信号を適当に正規化することにより、組織モデルにより正規化される。個々の正規化／校正振幅は、コンピュータにより記憶されるベースライン画像を形成する。すでに説明したように、ベースライン画像は、また、内部組織検査用の、反対側の腎臓または同じ器官の対称的な組織領域のような、対称的な組織領域についても入手することができる。個々の素子のドリフトを捕捉するために、正規化プロセスを数回反復して行うことができる。測定プロセス中、パソコンは、電子的ドリフトだけを捕捉する校正値に基づいて、各ＡＧＣ３１４の利得を調整することができる。その後で、検出された画像が、検査対象の組織のベースライン画像から差し引かれる。別の方法としては、検査対象の組織についての測定データを収集しながら、腫瘍または出血のような等質な任意の組織を含む組織の画像を形成するために、測定画像が、ベースライン画像から差し引かれる。サンプルおよびホールド回路としては、アナログ回路を使用することができるし、濾過を含むサンプルおよびホールド機能をデジタル的に実行することもできる。
【００９７】
図８Ｄは、周波数マルチプレクス法を使用する振幅打ち消し画像形成システムの略図である。振幅打ち消し画像形成システム３００は、１ｋＨｚから１００ｋＨｚまでの範囲内のある周波数で動作する、２１個のオッシレータ３０２を含む。各オッシレータ３０２は、輝度変調された光を検査対象の組織内に放射する、光源３０４（例えば、レーザ・ダイオードまたはＬＥＤ）を駆動する。各光検出装置３０６（例えば、光電子増倍管、雪崩ホトダイオードＰＩＮ検出装置またはシリコン検出装置）は、輝度変調された光を検出し、検出装置信号をアンプ３０８に送る。増幅された検出装置信号は、帯域フィルタ３１２、ＡＧＣ３１４、ロックイン・アンプ３１６、およびフィルタ３１８を含む、処理チャネル３１０に送られる。フィルタ３１２は、検出装置信号を濾過し、ＡＧＣ３１４は、パソコンからの入力信号により振幅を調整する。ロックイン・アンプ３１６は、オッシレータ３０２から、増幅された信号３１５および基準信号３２０を受信する。ロックイン・アンプ３１２は、振幅信号３１７をフィルタ３１８に供給する。処理チャネル３１０としては、アナログ・チャネルまたはデジタル・チャネルを使用することができる。
【００９８】
振幅打ち消しシステム３１０の場合には、すべての光源は、選択した検査対象の組織内に同時に光を放射する。各光源は、１ｋＨＺから１００ｋＨｚの範囲内のある異なる周波数で変調される。変調された光信号を分解して、それらの個々の光源を知るために、オッシレータは、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ、４ｋＨｚ、８ｋＨｚ、１６ｋＨｚ、．．．能力周波数で動作する。フィルタ３１２および３１８は、選択した光源から検出信号だけを供給するように設計されていて、ロックイン・アンプ３１２は、選択した周波数の信号の振幅を供給する。周波数マルチプレクス・システム３００は、時間マルチプレクス・システム２６０と同じ方法で校正され、正規化／校正振幅値は、同様にパソコン内に記憶される。画像は上記のように処理される。
【００９９】
上記すべての光学的システムは、光源および検出装置の数を増大することにより、画像形成した組織の三次元解像度を向上している。さらに、光源および検出装置は、上記参考文献が記載しているように、種々の一次元アレー、１．５次元アレーまたは二次元アレーを構成することができる。
【０１００】
脳の選択された領域の検査の前に、画像形成装置は脳モデルについて先ず校正される。その検査の間、患者または付添い人は頭の指定された部分の上に光学的プローブ１２を保持する。脳の反対側の領域における鏡像の領域も記録される。その画像はＸ線トモグラフィ、ＭＲＩまたはＰＥＴスキャンによって得られた先験的な情報を利用することによって得られる。その光学的画像は付録Ａ‐５に提供されているような非弾動フォトン伝播（すなわち、組織の吸収または散乱）に対する補正付きまたは補正なしでの逆投影のアルゴリズムを使って生成された。その画像は各波長（例えば、７５０および８３０ｎｍ）に対して、脳の左半球のデータからモデル・データを差し引いた値、脳の右半球のデータからモデル・データを差し引いた値の形式で表示することができる。別の方法としては、モデルの校正は、脳組織の測定に先立って検出器の利得を調整することによって実行することができる。さらに、画像は脳の両方の領域において対称的には置かれていない可能性がある疑わしい構造などの組織の違いを強調するために、各波長に対して、脳の右の領域と脳の左の領域との間の差分とすることができる。
【０１０１】
また、光学的画像を処理して脳の各領域の調べられた組織の血液量と血液酸素化を画像化することもできる。血液量の画像は、７５０ｎｍのデータの０．３倍と、８３０ｎｍのデータの１．０倍との和である。血液の脱酸素化画像は、７５０ｎｍのデータと、８３０ｎｍデータとの間の差である。上記係数は、モデル・システムにおける血液検査から得られた。その画像は脳の反対側の領域のデータがベースラインとして使われ、血液量のデータとヘモグロビンの脱酸素化データの両方が画像化されて位置的に比較される時に、詳細度および感度が最高である。
【０１０２】
血液量の画像およびヘモグロビンの酸素添加の画像は、検査対象の組織内の疑わしい異常の特徴を示す重要なツールである。血液量の画像およびヘモグロビンの酸素添加の画像、および一つの波長の画像は、異常な組織領域に位置を発見する（例えば、異常な構造体を検出する）際に役に立つが、これらの画像は、また、疑わしい組織の異常の代謝、または病変と特徴を示すためにも使用される。より詳細に説明すると、血管形成要因のために、腫瘍の血管が増加すると、血液量増大信号が観察される。これらの要因は、活発な代謝領域、および腫瘍の壊死性／アポプトティック領域を含む。一方、ヘモグロビン脱酸素化信号は、代謝の強度に関係がある。すなわち、腫瘍内の酸素の供給量と酸素の消費量との間のバランスは、通常、酸素の消費量が、酸素の供給量を越えているので釣合がとれている。特に、進行が非常に速く、代謝も盛んな腫瘍の場合には、酸素の消費量が増える。
【０１０３】
光学的に能動的な組織の特性を感知することができる、一つまたは複数の適当な波長を選択することにより、画像形成システムは、健康な組織に損傷を与えないで、組織の異常の特徴を示すことができる。上記波長は、ヘモグロビンおよびヘモグロビンの酸素添加を感知することができるが、任意の組織成分による吸収を感知することができる他の波長も使用することができる。さらに、造影剤（例えば、カルジオグリーン、インドシアン・グリーン）を静脈注射することができる。その後で、画像形成システムは、投与した造影剤を感知する波長を使用する。血液量が増大した領域も、造影剤を他の部位より多く含む。
【０１０４】
別の方法としては、組織の散乱特性の違いも画像に形成することができる。光学的屈折率の違いにより、異なるタイプの組織および異なる組織溶質は、光を異なる方法で散乱させる。上記画像形成システムも、散乱の変化を感知することができる。画像形成システムは、異なるタイプの組織または異なる組織溶質に対して、吸収の変化を起こさないが、散乱方法が異なる波長を使用することができる。
【０１０５】
脳組織の非侵襲的特徴は、上記画像からのデータを組み合わせることによって実行することができる。例えば、二次元のデータ・チャートは反対側に発生する脳の領域のデータを基準として使って、あるいはモデル・データを基準として使って「疑わしい構造」に対する血液量（すなわち、脈管形成）と血液の脱酸素化（すなわち、代謝亢進）との関係を表示することができる。
【０１０６】
＜いくつかの画像の共同登録の定量化＞
原理的に、脈管形成（血液量）および代謝亢進（組織の低酸素症）は、同様な、そしてしばしば同じ組織量の中で発生する。血管量信号は、血液量信号によって補強することができる。例えば、ピクセルごとに評価された一致の定量化によって疑わしい領域のアイデンティティをさらに補強するために、２つの画像の一致を評価することができる。その第１のステップは、最大の信号を等化するための２つの画像の正規化である。その領域を選択するための、そして空間的な一致残差信号に対する、および血液量信号に対する積分値を得るための、適切なコンピュータ・プログラムが存在する。次に、ピクセルごとの減算が、２つの形状、血液量および脱酸素化の一致の評価のベースとなる残差信号を提供する画像を与える。これは視察によって一致しているように見える形状に対して実行され、残差の非ゼロ・ピクセルの積分値が合計の信号に対して比較される。より単純な手順はその差の最大値を取り、それを２つの画像に対する正規化された値の最大値で割る方法である。
【０１０７】
図９を参照して、疑わしい領域の画像を要約するために「四」次元グラフを使うことができる（図９は、１つの仮説的要約に過ぎず、実際の脳組織のデータではない）。血液量（ボルト）が横軸に、そして脱酸素化（ボルト）が縦軸にプロットされている。測定された画像の大きさが円の直径として描かれ、血液量画像の脱酸素化画像との間の一致のパーセンテージがカラー目盛りによって示している。一致信号のパーセンテージのカラー・コーティングは次の式に基づいたカラー目盛りによって与えることができる。
１−（オーバラップ残差信号の最大値／血液量信号の最大値）×１００％
「四」次元の図は次のように要約される。
１． 疑わしい塊の画像の大きさ（その最大寸法の１／２としてプロットされている）。
２． カラーでプロットされている血液量と血液脱酸素化の一致。
３． ボルト（横軸の目盛り）で測定された一致領域における血液量。
４． 一致領域における血液の脱酸素化（縦軸の目盛り）。
【０１０８】
上記の画像形成技法をテストし、その画像形成システムを校正するための脳のモデルが構築された。そのモデルは酸素化または脱酸素化された血液のソースに対して連結されている４×８×８ｍｍのセロファン・チャンバを含んでいた。そのチャンバは吸収係数μａ＝０．０４ｃｍ^-1、そして散乱係数μ_s’＝１０ｃｍ^-1である固体の脳モデルの内部の２．５ｃｍの深さの場所に置かれた。そのチャンバは適切な濃度の血液で満たされた。そして、そのモデルの内部の各種の位置へ動かすことができた。血液濃度の相対的変化の正確な値は５０〜１６０μｍ（生理学的な範囲をカバーしている）の範囲内で２μｍの誤差で得られた。逆投影のアルゴリズムから得られた画像を実際の位置と比較することによって、±２ｍｍの位置の誤差が求められた。その位相配列システムは、３ｃｍの深さにおいて非常に高い位置精度およびオブジェクト検出を示した。
【０１０９】
＜機能的画像形成＞
本発明のもう１つの重要な実施形態においては、脳の選択された領域の機能的活動を画像化するために、上記の画像形成システムが使われる。機能的画像形成のみ、あるいは上記の構造的画像形成または組織特徴・画像形成の組合せにおいて、脳の異常性が検出される。機能的画像形成システムは上記の光学的画像形成システムの１つ、および、調べられる被検者の特有の神経的機能を刺激するために構築される刺激ユニットを含む。その光学的モジュールが刺激された組織領域を調べるために配置される（例えば、頭頂部皮質の表面を観察するために頭蓋の頭頂部の骨の上に）。その画像形成システムと一体になって動作している刺激装置が可視光線または赤外線によって探られる組織領域における選択された神経的活動を刺激するように設計された、機械的、電気的、熱的、音声または光の信号を発生する。神経的活動は知覚的刺激、例えば、可視的、可聴的、または嗅覚的刺激、味覚、触覚の弁別、痛みおよび温度の刺激、あるいは自己刺激感応の刺激などの、感覚的刺激によって誘起される。機能的画像形成は１９９８年１２月２９日に発行された米国特許第５，８５３，３７０号の中にも記述されている。上記特許の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。
【０１１０】
機能的画像形成は神経活動の多数の中心を調べて画像化することができる。例えば、側頭葉の表面を調るために頭蓋の側頭骨に光学的モジュールを取り付けることができる。次に、刺激装置は、光学的トモグラフィ・システムが側頭葉の聴覚領域の神経機能的活動を画像化している間に、聴覚機能を刺激する。また、光学的システムはその刺激装置による刺激の前後に側頭葉の中のＷｅｒｎｉｃｋｅの聴覚関連の皮質も画像化することができる。
【０１１１】
もう１つの神経機能的検査は、前頭葉を調べるために頭蓋の前頭骨に対して光学的モジュールを置くことを含む。次に、刺激装置は光学的トモグラフィ・システムが刺激の前および刺激中にＢｒｏｃａの運動音声領域の神経機能的活動を画像化している間に、運動音声機能を刺激する。さらに、光学的モジュールを右頭頂骨に取り付けて左の手足における痛み、熱いまたは冷たい感覚、または振動的な感覚の刺激の前およびその間に一般的な感覚領域の神経機能的活動を調べることができる。また、左右を逆にして調べることができる。
【０１１２】
別の方法としては、刺激ユニットは大脳または脊髄の組織における生理学的および病理学的な反射を誘起するように構築される。その刺激ユニットは瞳孔反射、角膜反射、人形の眼現象、眼前庭反射（ｏｃｕｌｏｖｅｓｔｉｂｕｌａｒ ｒｅｆｌｅｘｅｓ）、深部腱反射、腹部反射、挙睾筋反射、姿態反射、ギャグ反射（ｇａｇ ｒｅｆｌｅｘｅｓ）、幼児性反射（ｉｎｆａｎｔｉｌｅ ｒｅｆｌｅｘｅｓ）（例えば、まばたき反射、聴覚眼瞼反射、手掌反射、指反射、哺乳反射、ガラン反射、緊張性反射、プレー反射、驚愕反射など）を刺激する。
【０１１３】
刺激装置は神経系統の選択された領域を刺激する。ニューロンによって伝えられる対応している神経学的パルスが、それぞれの径路の異なる点、例えば、神経の中、脊髄の中、視床の中、あるいは大脳皮質の中において検出され、画像化される。例えば、刺激装置によって冷たい刺激または熱い刺激が左手の小指に生じた時、この熱的刺激は頚部脊髄の右側の脊髄視床路の中を伝播し、視床の知覚的細胞核に至り、頭頂葉の右側の心後回において終了するパルスを発生する。
【０１１４】
ここでは例を示す目的のためだけに提供されている臨床的研究においては、被検者の前頭葉皮質における認識活動を画像化するための光学的トモグラフィ・システムが使われた。教師に引率された高校生およびペンシルバニア大学の三人の学生の指導員が図３に示されている５０ＭＨｚの位相配列画像形成システム１５を使って調査を行い、それぞれの認識の応答および額の上でのそれぞれの地理的分布の再現性を探索した。多数の認識テストが４つの選択されたグループによって調査された。逆方向スペリングの単純性および多様性が学生のグループによって選択された。したがって、そのチームの各メンバが、３〜４回の休息（３０秒）を挿入して他のメンバによってテストされた。学生達は３０秒の間、５文字ワードを逆方向に（５が普通）綴り、その後、３０秒間休息するというようにした。その被検者にとって未知であるワードのリストから各回ごとに新しいワードが使われた。被検者はそれぞれの応答の正確性については採点されなかった。そして１つのスペリングができると直ぐに、別のワードが与えられ、そのプロトコルにおいては催促は含まれなかった。
【０１１５】
調査された全体の母集団は１８人の参加者を超えたが、ここで示されているように、前頭葉のデータは個人的性格が強く、グローバルな平均化には適していない。代わりに、個々の被検者に対して、５人の被検者についての１２５のテストによる２０日間で行われた精力的な長期的調査が完了した。そしてここで表示されている結果は、５人のそれぞれについての２５の調査に基づいており、そしてさらに５０のテストが残りの１４人の学生について行われた。この調査においては被検者の選択はなかった。
【０１１６】
位相および振幅の画像を発生するために、逆投影画像がＭａｔｌａｂソフトウェアを使って処理された。位相の画像は頑強であり、明確であった。データの表示は、６週間にわたって累積された日付付きのデータのヒストグラム表示の形式である。血液量の応答は４ｃｍ²の面積の９つの領域に分割されている額の上のそれぞれの位置ごとに採点された。特定の領域における２０°以上の応答が以下に示されているヒストグラムを生成するために使われた。それは特定の個人に対する特定の領域における応答の頻度を示している。これらのボクセルはこの研究の約１ｃｍ²の分解能の観点において少なくとも１つおよび場合によっては２つの応答を含む可能性がある。しかし、９個の領域の選択は現在では十分であるようにみえる。
【０１１７】
＜脳の調査：頭頂領域＞
図１０および図１０Ａは、刺激として反対側の、頭頂葉の指接触による図３の画像形成システムによって得られた実験的な光学画像を示している。これらの図は刺激として反対側の頭頂葉の指接触によって得られる分解能を示している。この画像の強度の比較的大きい部分は１．５×０．７ｃｍである。その強度のプロファイルは図の右側に示されており、そしてそのピークは直径で約４ｍｍである。重要なこととして、ノイズの背景が数度より小さい位相である頭頂葉の刺激のピークに対する４０°以上の位相シフトを位相目盛りが示しており、図３−図５に示されている位相打ち消しシステムの非常に高い信号対雑音比を確認している。振幅の変化の独立の読みは焦点領域において吸収の増加を示し、それは血液の濃度の増加に起因している。また、この波長は血液濃度の増加に伴う可能性があるヘモグロビンの酸素化の変化も示す。したがって、位相シフト信号は血液濃度の増加に起因する吸収の増加と、より強く酸素化された血液による脱酸素化血液の置換に起因する吸収のより小さい増加との組合せであり、その正味の変化は吸収の増加および光径路長または位相遅延の短縮である。
【０１１８】
図１１は、知覚運動刺激における光学的信号とＮＭＲ信号との共同登録を示している。光学的画像（ＰＡＩ）とＭＲＩ画像を共同登録するための機能は、血液量または酸素化の変化に対する光学的方法の精度内にある。したがって、位相配列画像によって測定される最大の血液濃度は、ｆＭＲＩ（図１１）によって測定される脱酸素化ヘモグロビンの最大値の減少と一致している。しかし、その形状は正方形ではなく、２ｃｍ×１ｃｍの楕円である。そのような差は将来の研究において検証される可能性があり、脱酸素化ヘモグロビンのインクリメンタルな変化ではなく、ヘモグロビンの部分的脱酸素化および血液濃度が観察される。
【０１１９】
図１２Ａ−図１３Ｄは上記の高校生によって行われた認識調査によって検出された画像を示している。その中で、被検者の前頭葉皮質における認識活動を画像化するために光学的トモグラフィ・システムが使われた。９個のソースと、９ｃｍ×４ｃｍの光学的パッド上で７８０ｎｍにおいて動作している４つの検出器システムが眉とヘア・ラインとの間に置かれた。その被検者が逆方向スペリングを実行している間と休止している間に光学的データが検出された。図１３Ａ−図１３Ｄを参照すると、第２の被検者（ＫＷ）が中心線の他の側において１．５×１ｃｍの可変強度の画像を示した。そして第４の繰返しにおいては、パターンのフェイス・アウトおよび第１の被検者の場合と同じようなパターンの出現を示した。図１２Ａ、図１２Ｂおよび図１２Ｃを参照すると、繰り返されたテストに対する１人の被検者（ＤＩＰＩＴ）の応答は額に沿ってのほぼ１．５×３ｃｍの領域で、位置および強度においてほとんど同じである。
【０１２０】
図１４Ａおよび図１４Ｂは、２人の被検者ＤＩＰＴＩおよびＫＷのそれぞれに対する額の上の位置のヒストグラムである。応答における変化が観察された。特に、応答の最大値の位置の変化を示したグループの若い方のメンバにおいて変動が観察された。この理由で、額の上の応答の位置のヒストグラムが個人の応答のより良い表現となることが考えられた。２０°以上の信号が選択され、そしてそれぞれの位置が９つの空間（図５）において採点された。それらの空間は右下（ＢＲ）、左下（ＬＬ）、中央右（ＣＲ）、上部右（ＵＭ）などと略記されている。図１４Ａおよび図１４Ｂを参照すると、逆方向スペリングのタスクに対する応答における前頭葉皮質の異なる位置を２人の個人が示している。図１４Ｂは、上部中央領域を中央左領域よりずっと大きい範囲まで示している。これらの２つのケースは調査された多くの被検者の代表例であり、前頭葉の認識の応答の新しい重要な要素が何であるかを定義している。４つのテスト間隔にわたって両方の被検者がほぼ常に支配的な位置において応答したことに留意されたい。
【０１２１】
＜新生児の画像形成＞
ここで例として示すためだけに提供されているもう１つの臨床学的調査においては、この技法が図１５Ａおよび図１５Ｂに示されているような予定日前出産および予定日出産の白人でない新生児の機能的活性化のために適用された。この場合、前頭葉の活動はまだテストすることができず、代わりに、感覚運動領域がテストされた。静止画像を得るために、プローブが３０秒間その幼児の頭に保持された。右の指に触れると、３０秒間にわたる画像化された応答が引き起こされる。その振幅は大きく、１００°の位相シフトおよび約２ｃｍの大きさの画像が反対側の半空間において示される。しかし、右の指が触れられた時、横方向に表示されている反対側の半空間において同様な応答の領域が得られる。さらに、右足が無意識に蹴られる。
【０１２２】
検査された幼児は２６週間の妊娠期間、１キログラム、の未熟児であり、４週間の年令において調査された。この場合の刺激はその幼児の右の指への接触（図１５Ｂ）であった。反対側（サイズが約１×１．５ｃｍ）にある程度異なった画像、そして大きい（１００°以上の）位相シフトが得られた。左の指の刺激（図１５Ｂ、Ａ）は同じサイズの異なる画像を与えたが、右側の半空間において横方向にずれていた。同時に、無意識の蹴りが明らかに解像され、そしてその画像は横方向にずれていた。したがって、予定日前出産の新生児の脳の自発的な応答および無意識の応答の画像が得られた。
【０１２３】
これらのデータは暫定的なものであるが、それらはその応答の振幅が大きいことが注目され、実際に高校生の母集団において観測されたものと同程度の大きさであった。高校生の母集団と比較した新生児のこの大きい応答は、部分的には新生児の頭蓋が薄く、そしてＣＳＦの空間が小さいことに原因がある。これは分娩前または分娩時のいずれかの低酸素症／虚血症または他の外傷性の病気を患ったことがある機能障害の幼児の減少した応答の検出に対しても十分に利用できる。
【０１２４】
連続の、または変調された光での、ＮＩＲ領域における複数の光源および検出器を使った脳機能の十分に解像された画像の形成は、成人、予定日出産および予定日前出産の新生児における視覚的知覚運動および前頭葉の機能の研究の豊かな分野への道を開く。その方法は、高速の、単純な、直接的な、安全で利用可能な方法を脳機能の調査に対して提供するために意図的に単純化され過ぎている。信号の安定性についての、そして与えられた個人に対する最大応答の位置についての、そして個人間の応答の変化についての有効性を確認するために、高校生についての十分な調査が行われた。その素晴らしい結果は、一方では一連の高校生の調査において観察された前頭領域の応答の柔軟性であり、他方では頭頂領域において呼び起こされた信号が予定日前出産および予定日出産の幼児において得られる容易性である。したがって、ここおよび他の場所においてさらに研究を刺激するためにこれらの調査についての暫定報告を示す。
【０１２５】
これらの結果は大きな母集団に対して脳機能の測定の複雑な技術を、実用的で利用可能なものにする。ＭＲＩほどの分解能はなく、また、ＰＥＴほどの化学的詳細性はないが、酸素化、脱酸素化ヘモグロビンに対して、そして光散乱の変化に対する感度を提供するために多重波長の動作が可能である。さらに重要なこととして、この方法は機能的性能に重要な影響を有する可能性があるシミュレートされたストレスまたは実際のストレスの状況下で、あるいは他の場合には、その被検者が予定日出産および予定日前出産の新生児の場合のように十分に制御することができないか、あるいは事故または病気のために完全には応答しない場合に、成人において、人間の母集団についての研究の新しい分野を開く。
【０１２６】
＜高分解能画像＞
以前の調査においては、光学的トモグラフィが、通常２つの平面における吸収の二次元投影によって、Ｘ線画像を模倣しようとしていた。この技法の成功は通常の組織とは異なる散乱材料または吸収材料のいずれかの構造を識別するための放射線技術者の能力に基づいている。しかし、悪性の病気の組織の識別の基になるような構造的特徴を描写するためには高い分解能が必要である。高分解能は装置集約的である以外に、時間集約的である。すなわち、ＰＥＴ／ＭＲＩと同等程度の分解能を達成するには多数のソース検出器の組合せが必要である。上記のシステムにおいては、正常な組織または正常な組織のモデルに関して腫瘍の光学的性質を定量化する際の信号対雑音比を増加させるために画像の分解能が主として採用されている。しかし、光学的システムによって収集される血液量、酸素化および脱酸素化のデータは高分解能の画像形成に大きくは依存しない。
【０１２７】
ソースおよび検出器の数を増やした光学的システムは、より高い空間分解能を提供する。さらに、ソース‐検出器間の間隔（すなわち、入力ポートから検出ポートまでの間隔）を大きくすることによって、導入される光学的放射の透過をより深くすることができる。選択された間隔の値を使うことによって、上記画像形成システムは三次元の再構成のために使われる三次元の光学的データを収集することができる。
【０１２８】
特許請求の範囲は、その他の実施形態を含む。
【図面の簡単な説明】
【図１】 被検者の額の上に位置する光学的モジュールである。
【図２】 被検者の額の上に位置する光学的モジュールの他の実施形態である。
【図３】 図１Ａおよび図２Ａの光学的モジュールを使用する一つの波長および二つの波長の位相打ち消し画像形成システムそれぞれの略図である。
【図３Ａ】 図１Ａおよび図２Ａの光学的モジュールを使用する一つの波長および二つの波長の位相打ち消し画像形成システムそれぞれの略図である。
【図３Ｂ】 図３および図３Ａの画像形成システムが使用するタイミング・テーブルである。
【図４】 図１Ａまたは図２Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。
【図４Ａ】 図１Ａまたは図２Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。
【図５】 図１Ａまたは図２Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。
【図６】 図６Ａの光学的モジュールのもう一つの実施形態を使用する振幅打ち消し画像形成システムの略図である。
【図６Ａ】 振幅相殺画像システムで用いられる光モジュールを示す図である。
【図７】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態である。
【図７Ａ】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態である。
【図７Ｂ】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態である。
【図８】 図２Ａの光学的モジュールを使用する振幅打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。
【図８Ａ】 図８の振幅打ち消し画像形成システムのある素子に対する回路構成である。
【図８Ｂ】 図８の画像形成システムが使用するタイミング・テーブルである。
【図８Ｃ】 図８の振幅打ち消し画像形成システムのあるチャネルの略図である。
【図８Ｄ】 図８の振幅打ち消し画像形成システムの他の実施形態の略図である。
【図９】 疑わしい塊の光学的検査を要約するために使用することができる、「４」次元グラフの一例である。
【図１０Ａ】 刺激として反対側の頭頂に指を触れた状態の、図３の画像形成システムが入手した実験的光学的画像である。
【図１０Ｂ】 刺激として反対側の頭頂に指を触れた状態の、図３の画像形成システムが入手した実験的光学的画像である。
【図１１】 知覚運動刺激を受けている際の、光学的信号とＮＭＲ信号との整合を示す。
【図１２】 被検者の認識活動中に、図３の光学的画像形成システムが検出した、前頭葉前部の皮質の光学的画像である。
【図１３】 被検者の認識活動中に、図３の光学的画像形成システムが検出した、前頭葉前部の皮質の光学的画像である。
【図１４Ａ】 二人の被検者の額上の複数の位置のヒストグラムである。
【図１４Ｂ】 二人の被検者の額上の複数の位置のヒストグラムである。
【図１５】 生後一ヶ月未満の新生児と生後丁度一ヶ月の新生児の機能的活動中の光学的画像である。

Claims (25)

1. 被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して検査するための光学的システムであって、
   少なくとも一つの光源および光検出装置を含み、脳組織の検査対象の領域内に、多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、前記光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから検査対象の組織領域内を伝播した光を受信し、前記受信した光を前記光検出装置に供給するように構成されている光学的モジュールと、
   前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光子を検出するために、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されているコントローラと、
   前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、前記検査対象の組織領域内の血液量を表わす第１のデータ・セットと、前記検査対象の組織領域内の血液の酸素結合量を表わす第２のデータ・セットを形成するように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサが、血液量と酸素結合量を表わすデータの画像を形成し、前記プロセッサはさらに、前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第１のデータ・セットおよび前記第２のデータ・セットの間の一致を決定するように配置され、前記プロセッサが、前記第１のデータ・セットと前記第２のデータ・セットを二次元画像として配列するように、また、下記式：
   {１−（最大重畳残量／最大血液量信号）}ｘ１００
   により、前記一致を判断するようにプログラムされている光学的システム。
2. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、前記第２のデータ・セットが、ヘモグロビンの脱酸素量の数値を含む光学的システム。
3. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、基準組織領域を照射することによって収集される第３のデータ・セットを形成するように配置されている光学的システム。
4. 請求項１または請求項３に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記組織の検査対象の領域内に、多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する、光学的入力ポートのアレーと、光学的検出ポートのアレーを含む第２の光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから、前記検査対象の組織内を伝播した光を受信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成されている第２の光学的モジュールを含み、前記プロセッサが前記両方の光学的モジュールから光学的データを受信するように配置されている光学的システム。
5. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記第１のデータ・セットと前記第２のデータ・セットを二次元画像として配列するように、また前記二次元画像により前記一致を判断するようにプログラムされている光学的システム。
6. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、前記データ・セットから画像データ・セットを生成することができる光学的システム。
7. 請求項６に記載の光学的システムにおいて、前記光学的断層撮影アルゴリズムが、画像形成が行われている組織の散乱特性による、決定した光子の確率分布に関連する要因を使用する光学的システム。
8. 請求項６または請求項７に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記プロセッサから前記画像データ・セットを受信し、画像を表示するように配置されている表示デバイスを含む光学的システム。
9. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、
   １０⁸Ｈｚ程度の第１の周波数で第１のキャリヤ波形を発生するように構成されていて、前記第１の周波数を持つ第１のオッシレータと、
   前記第１のオッシレータに接続していて、前記第１のキャリヤ波形により変調された前記光を発生するように構成されている前記光源と、
   前記導入した光の波形に対して、前記検出した波形の変化を判断し、それから前記波形における前記検出した光の位相シフトを測定するように構成されていて、前記位相がシフトした光が、前記検査した組織領域の散乱特性および吸収特性を示す位相検出装置と、
   測定した位相シフトに基づいて前記データ・セットを形成するように配置されている前記プロセッサを備える光学的システム。
10. 請求項９に記載の光学的システムにおいて、
    第２の周波数で第２の波形を発生するように構成されている第２のオッシレータと、
    前記第１の周波数から、１０³Ｈｚ程度の周波数だけズレている基準周波数で基準波形を受信し、前記検出した放射に対応する前記オフセット周波数で信号を発生するように配置されている検出装置と、
    前記オフセット周波数で、前記導入した放射を前記検出した放射と比較し、そこから前記位相シフトを判断することができる前記位相検出装置とを備える光学的システム。
11. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、さらに、
    選択した周波数の第１のキャリヤ波形を発生するように構成されているオッシレータと、
    前記オッシレータから前記キャリヤ波形を受信するように接続していて、前記周波数で変調された光学的放射を発生するように構成されている前記光源と、
    前記オッシレータから前記キャリヤ波形を受信し、予め指定したかなり異なる位相の第１および第２の基準位相信号を発生するように接続している位相スプリッタと、
    前記位相スプリッタから、それぞれ、前記第１および第２の基準位相信号を受信するように接続していて、前記検出装置から前記検出装置信号を受信し、そこからそれぞれ選択された位相に同相の同相信号と前記選択された位相に直角の直角位相信号とを発生するように接続している第１および第２の二重バランス・ミキサと、
    前記二重バランス・ミキサに接続していて、前記同相の出力信号と前記直角位相の出力信号とを受信し、そこから前記データ・セットを形成するように配置されている前記プロセッサとを備える光学的システム。
12. 請求項１１に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記入力ポートのところで導入された前記光と、前記検出ポートのところで検出した前記光との間の位相シフト（Θ_λ）を計算するように配置されている光学的システム。
13. 請求項１１に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記光学的入力ポートと前記光学的検出ポートとの間の、前記検出した組織内で散乱した光子の平均伝播通路の長さを計算するように配置されている光学的システム。
14. 請求項１３に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、さらに、前記検査した組織のヘモグロビン飽和（Ｙ）を定量する際に前記経路の長さを使用する光学的システム。
15. 請求項１１に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記同相信号および前記直角位相信号の平方の和の平方根として決定された信号の振幅（Ａ_λ）を計算するように配置されている光学的システム。
16. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、さらに、
    選択した周波数のキャリヤ波形を発生するように構成されている少なくとも一つのオッシレータであって、前記光源が可視光線の波長または赤外線の波長を発生するように構成されている前記オッシレータに接続していて、前記光が、既知の光のパターンを達成するために前記周波数で輝度変調されるオッシレータと、
    二つの入力ポートから同時に導入されたパターンの光の輝度、または位相関係を制御するように構成されている前記コントローラであって、前記導入されたパターンが、少なくとも一つの方向に、光子密度のかなりの勾配を持つ結果として得られる放射を形成し、前記結果として得られる放射が前記伝播経路上で散乱し、吸収されるコントローラと、
    時間が経過している間に、前記検出ポートの方向に、前記組織内で伝播した、前記結果として得られる放射を検出するように構成され、配置されている前記検出装置と、
    前記の結果として得られる光子密度のかなりの勾配の上で、前記検査した組織の影響を示す前記データ・セットを生成するために、前記導入した放射に対する前記検出した、結果として得られる放射の信号を処理するように配置されている前記プロセッサとを備える光学的システム。
17. 請求項１６に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記検出した放射の位相を検出し、前記位相を前記プロセッサに供給するように構成されている位相検出装置を備える光学的システム。
18. 請求項１６に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記検出された放射の振幅を検出し、前記振幅を前記プロセッサに供給するように構成されている振幅検出装置を備える光学的システム。
19. 請求項１６に記載の光学的システムにおいて、二つの入力ポートから導入した光のパターンの位相関係が１８０度である光学的システム。
20. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、前記光源が、比較的長い光のパルスを発生し、前記プロセッサが、光検出ポートに対して対称的に配置されている二つの入力ポートから放射された前記二つのパルスの振幅を差し引くことにより前記データ・セットを形成する光学的システム。
21. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、組織の成分に選択性を与えるために、二つの選択した波長で光子を導入し、検出するように構成されている光学的システム。
22. 請求項２１に記載の光学的システムにおいて、前記組織成分が内発的な色素である光学的システム。
23. 請求項２２に記載の光学的システムにおいて、前記内発的な色素がヘモグロビンである光学的システム。
24. 請求項２１に記載の光学的システムにおいて、前記組織成分が、外発的な色素である光学的システム。
25. 請求項２４に記載の光学的システムにおいて、前記外発的な色素が、選択した造影剤である光学的システム。

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