JP2001517521A - 眼のスペクトル生物画像診断 - Google Patents

眼のスペクトル生物画像診断

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JP2001517521A
JP2001517521A JP2000513500A JP2000513500A JP2001517521A JP 2001517521 A JP2001517521 A JP 2001517521A JP 2000513500 A JP2000513500 A JP 2000513500A JP 2000513500 A JP2000513500 A JP 2000513500A JP 2001517521 A JP2001517521 A JP 2001517521A
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light
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ミカエル アデル
ロバート エー バックワルド
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 健康な組織を侵さずに、眼病の早期発見及び診断、並びに、光の反射、散乱及び放射を使用して、高い空間解像度及びスペクトル解像度で、空間的組織、細胞及び組織の自然成分、構造、及び細胞小器官の分布及び定量化、組織の生命力、組織の代謝、組織の生存能力等の検出に使用され得る、眼のスペクトル生物画像診断に関するものである。 【解決手段】 眼組織の病理学的、生理学的、代謝及び健康に関連するスペクトルサインの画質を向上させるためのスペクトル生物画像診断方法であって、その方法は、（ａ）任意にはスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置を提供する工程、（ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射し、光学装置及びスペクトル画像診断装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペクトルを得る工程、及び（ｃ）それぞれのピクセルを、そのスペクトルサインに従う色又は強度に帰属させて、それによって眼組織のスペクトルサインの画質を向上させる画像を提供する工程からなる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の分野） 本発明は、一般にはスペクトルの画像診断に関するものであり、より詳細には
、健康な組織を侵さずに、眼病の早期発見及び診断、並びに、光の反射、散乱及
び放射を使用して、高い空間解像度及びスペクトル解像度で、空間的組織、細胞
及び組織の自然成分、構造、及び細胞小器官の分布及び定量化、組織の生命力、
組織の代謝、組織の生存能力等の検出に使用され得る、眼のスペクトル生物画像
診断に関するものである。
【０００２】 （背景技術） 分光計は、光を受け入れ、それを各成分の波長に分離（分散）させ、スペクト
ルを測定するために設計されている装置であり、スペクトルはその波長の関数と
しての光の強度である。画像診断分光計（以下本明細書中ではスペクトル画像診
断装置（ｓｐｅｃｔｒａｌ ｉｍａｇｅｒ）とも呼ばれる）は、情景から入射光
を収集し、それらのそれぞれのピクセル又は画素のスペクトルを測定するもので
ある。 分光学は、化学的な成分のスペクトルサインに基づいて、物質及び方法を特徴
付けるために、科学及び工業において、何十年もの間使用されているよく知られ
ている分析手段である。分光学の物理的な根拠は、物質との光の相互作用である
。伝統的に、分光学は、スペクトル解像度は高いが、いかなる空間的な情報をも
用いずに、波長の関数として、試料から放射され、伝達され、散乱され、又は、
反射された光の強度の測定である。 それに反して、スペクトル画像診断は、高解像度分光学と高解像度画像診断（
即ち、空間的な情報）との組み合わせである。これまでに眼に関して記載される
最も近い研究は、高い空間的な解像度情報を得るが、例えば空間解像度が高い画
像診断が１又は幾つかの別個の帯域フィルタを用いて行なわれる場合等の、限定
されたスペクトル情報のみしか与えないもの（例えば、Ｐａｔｒｉｃｋ Ｊ．Ｓ
ａｉｎｅ及びＭａｒｓｈａｌｌ Ｅ．Ｔｙｌｅｒの、眼病用の写真術、レチナー
ル写真術、血管造影法、及び電子画像診断の教本、Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ−Ｈ
ｅｉｎｅｍａｎｎ、著作権 １９９７年、ＩＳＢＮ０−７５０６−９７９３−８
７２頁参照）か、又は、その代わりに、高いスペクトル解像度（例えば、完全
なスペクトル）を得るが、空間的な解像度においては、眼の少数の点又は試料全
体に渡って平均された少数に限定されるもの（例えば、Ｄｅｌｏｒｉ Ｆ．Ｃ．
及びＰｆｉｌｂｓｅｎ Ｋ．Ｐ．の、人間の眼底のスペクトル反射率（Ｓｐｅｃ
ｔｒａｌ ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｏｃｕｌａｒ
ｆｕｎｄｕｓ）、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ、第２８巻、１０６１〜１０
７７頁、１９８９年参照）のいずれか一方に関するものである。
【０００３】 概念的に言うと、スペクトル画像診断装置は、（ｉ）測定装置、及び（ｉｉ）
分析ソフトウェアーからなる。測定装置は、測定で得られる所望の結果を抽出す
るのに最も適した較正手段、並びに、全ての光学器械の構成装置、電子回路及び
照明源等を含有している。分析ソフトウェアーは、意味のある方法で重要な結果
を分析し、表示するのに必要な、全てのソフトウェアー及び数学的アルゴリズム
を含有する。 スペクトル画像診断は、特徴的なスペクトル吸収特性を同定することによって
、地球及び他の惑星を研究する際に、重要な洞察力を与えるのに、遠隔探知の領
域で何十年にも渡って使用されている。しかしながら、遠隔探知スペクトル画像
診断装置（例えば、Ｌｎａｄｓａｔ、ＡＶＩＲＩＳ）の費用が高いこと、その大
きさ及び配置のために、それらの使用が空中及び人工衛星による用途に限定され
ている（Ｍａｙｍｏｎ及びＮｅｅｃｋ（１９８８年）の、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇ
ｓ ｏｆ ＳＰＩＥ−探知器における近年の進歩（Ｒｅｃｅｎｔ Ａｄｖａｎｃ
ｅｓ ｉｎ Ｓｅｎｓｏｒｓ）、遠隔探知のための放射測定及びデータ処理（Ｒ
ａｄｉｏｍｅｔｒｙ ａｎｄ Ｄａｔａ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｆｏｒ Ｒｅ
ｍｏｔｅ Ｓｅｎｓｉｎｇ）、第９２４巻、１０〜２２頁；Ｄｏｚｉｅｒ（１９
８８年）の、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ＳＰＩＥ−探知器における近年の
進歩（Ｒｅｃｅｎｔ Ａｄｖａｎｃｅｓ ｉｎ Ｓｅｎｓｏｒｓ）、遠隔探知の
ための放射測定及びデータ処理（Ｒａｄｉｏｍｅｔｒｙ ａｎｄ Ｄａｔａ Ｐ
ｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｆｏｒ Ｒｅｍｏｔｅ Ｓｅｎｓｉｎｇ）、第９２４巻、
２３〜３０頁参照）。 スペクトル生物画像診断装置として考えられ得る３つの基本的なタイプのスペ
クトル分散方法がある：（ｉ）スペクトルの回折格子及び／又はプリズム、（ｉ
ｉ）スペクトルのフィルタ、及び（ｉｉｉ）干渉計を使用した分光学。
【０００４】 例えばＤＩＬＯＲ装置：（スペインのバルセロナで開かれたＢｉＯＳヨーロッ
パ’９５の、ＳＰＩＥ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｍｅｄｉｃ
ａｌ Ｏｐｔｉｃｓ Ｗｅｅｋ での、Ｖａｌｉｓａ等（１９９５年９月）の発
表参照）等の、スリットタイプの画像診断分光計としても知られている、回折格
子及び／又はプリズム（即ち、単色光分光器）を基本とする装置においては、Ｃ
ＣＤ（荷電結合デバイス）アレー検出器（空間軸）のうちのたった１つの軸のみ
が、現実の画像データを与えるのに対して、第２の（スペクトル）軸は、波長の
関数として回折格子によって分散させられている光の強度をサンプリングするの
に使用される。装置はまた、第１の焦点平面にスリットを有しており、それによ
ってピクセルの線にいかなる与えられた時間でも視野を限定する。それ故に、完
全な画像は、線走査として文献で公知である方法において、ＣＣＤのスペクトル
軸に対して並行な方向に、回折格子又は入ってくる光線を走査した後にだけ得ら
れ得るのである。全測定が完了する前には、２次元の画像を視覚化することがで
きないために、測定する前に、視野内からの関心のある所望の領域を選択する、
及び／又は、装置の焦点、露光時間等を最適化するのが不可能である。地球の表
面上を飛行している飛行機（又は人工衛星）が、固有走査機構を有する装置を提
供しているので、回折格子を基本とするスペクトル画像は、遠隔探知用途で使用
するのが一般的である。
【０００５】 たとえ装置の前段階の光学機器の構成装置が実際には同時にそれらの全てから
入射光を収集するとしても、１つのフレームのピクセルの大部分は、いかなる与
えられた時間でも測定されないので、スリットタイプの画像診断分光計は、重大
な欠点を有しているということに更に注目すべきである。結果は、与えられたノ
イズに対するシグナルの比で、必要な情報を得るのに、相対的に長い測定時間が
必要とされるか、若しくはノイズに対するシグナルの比（感度）が、与えられた
時間に対して実質的に減少させられるかのいずれか一方である。更には、スリッ
トタイプのスペクトル画像診断装置は、情景全体に必要な情報を収集するのに線
走査を必要とし、それはその様にして得られた結果に対して不正確さを持ち込み
得る。 フィルタを基本とするスペクトル分散法は、別々のフィルタと整調可能なフィ
ルタとに更に分類され得る。これらのタイプの画像分光計においては、光学路に
連続する狭いバンドフィルタを挿入することによってか、又は、ＡＯＴＦ又はＬ
ＣＴＦ（下記参照）を使用してバンドを電子的に走査することによって、ある時
間に異なる波長で同時に情景の全てのピクセルに対して放射線を濾過することに
よって、スペクトル画像は造られる。
【０００６】 上記に記載される通り、回折格子を備えたスリットタイプの画像診断分光計と
同様に、フィルタを基本とするスペクトル分散法を使用する間、放射線の大部分
はいかなる与えられた時間でも拒絶されない。事実、測定される瞬間波長外の全
ての光子は、拒絶されて、ＣＣＤに到達しないので、特定の波長での全画像の測
定は可能である。 音響−光学的整調可能なフィルタ（ＡＯＴＦｓ）及び液晶整調可能なフィルタ
（ＬＣＴＦｓ）等の整調可能なフィルタは、可動部分を持たず、それらが行なわ
れる装置のスペクトル範囲のいかなる特定の波長にも整調させられ得る。スペク
トル画像診断に分散法として調製可能なフィルタを使用する１つの利点は、それ
らの無作為の波長のアクセスである、即ち機械的フィルタホイールを使用するこ
となく、望んだ順序どおりに、幾つかの波長で画像の強度を測定することができ
ることである。しかしながら、ＡＯＴＦｓ及びＬＣＴＦｓは、以下の欠点を有す
る：（ｉ）このスペクトル範囲外に入る全ての他の放射線は、ブロックされなけ
ればならないのと同時に、スペクトル範囲が限定されてしまうこと（典型的には
、λmax＝２λmin）。（ｉｉ）温度に敏感であること、（ｉｉｉ）伝導率が低い
こと、（ｉｖ）偏光に敏感であること、及び（ｖ）ＡＯＴＦｓの場合、走査する
波長の間、画像を移動させる影響があること。 フィルタ及び整調可能なフィルタを基本とする装置の全てのこれらのタイプは
、いかなる用途用のスペクトル画像診断においても、うまくまた何年にもわたっ
て長くは使用されていない。これは、スペクトルの解像度、低い感度、及び使い
やすくないこと、並びに、解釈及びデータの表示のための、ソフトウェアーのア
ルゴリズムが非常に複雑であることでそれらが制限されるためである。
【０００７】 眼に適用される高解像度の画像診断と組み合わせた、高解像度の分光学を記載
する文献は、本発明の発明者によっては発見されていない。 上記の点で利点を有する画像のスペクトル分析の方法及び装置が、Ｃａｂｉｂ
等への米国特許第５，５３９，５１７号明細書に開示されており、それは本明細
書中に完全に記載されていた如く、言及することによって組み入れられる。その
目的は、画像の収集された入射光から利用可能な全ての情報をよりよく使用して
、従来のスリット−又はフィルタ型の画像診断分光計と比較して、必要とされる
フレーム時間を実質的に減少させ、及び／又は、信号−対−騒音の比を実質的に
高め、また線走査を必要としない、画像のスペクトル分析の方法及び装置を提供
することである。 本発明によると、それぞれのピクセルのスペクトル強度を決定するために、情
景の光学的画像を分析する方法が提供されるが、その方法は、情景からの入射光
を収集し；予め定められた一組の、それぞれのピクセルから放射される光のスペ
クトル強度の一次結合に対応する、変調させられた光を出力する干渉計に、光を
通過させ；干渉計から出力された光を検出器アレイ上に集束させ、独立している
が同時に、全てのピクセルに対して干渉計で生じさせられた光学路差（ＯＰＤ）
を走査し、かつ検出器アレイの出力を処理して（別々に全てのピクセルのインタ
ーフェログラム）、それらのそれぞれのピクセルのスペクトル強度を決定するこ
とによる。 この方法は、干渉計全体、干渉計内の構成要素、又は、入ってくる放射線の入
射角を動かすことによって、インターフェログラムを造るために、ＯＰＤが変え
られる、様々なタイプの干渉計を利用することによって、実施され得る。これら
のケース全てにおいて、スキャナーが干渉計の１つのスキャンを完成する場合も
、情景の全てのピクセルに対するインターフェログラムは完成する。上記特徴に
従う装置は、上記に記載される通りに干渉計を使用し、それ故に隙間又はスリッ
トで収集されたエネルギーを制限しないか、若しくは狭いバンド干渉又は整調可
能なフィルタで入ってくる波長を制限し、それによって実質的に装置の全体の処
理量を増加させることによって、従来のスリット−及びフィルタ型の画像診断分
光計とは異なる。 従って、干渉計を基本とする装置は、分析され得る情景の入射光から利用可能
な全ての情報をよりよく利用し、それによって実質的に測定時間を減少させ、及
び／又は、実質的に信号−対−騒音の比（即ち、感度）の画質を向上させる。
【０００８】 例えば、Ｊｏｈｎ Ｂ．Ｗｅｌｌｍａｎ（１９８７年）著、地球及び惑星の遠
隔探知用の画像診断分光計（Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔｅｒｓ ｆ
ｏｒ Ｔｅｒｒｅｓｔｒｉａｌ ａｎｄ Ｐｌａｎｅｔａｒｙ Ｒｅｍｏｔｅ
Ｓｅｎｓｉｎｇ）、ＳＰＩＥ Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ、第７５０巻、１４０頁
に記載されている、「ホイスクブルーム」設計を考えてみる。ｎを直線状のアレ
イ中の検出器の数とし、ｍ×ｍをフレーム中のピクセルの数とし、Ｔをフレーム
時間とする。アレイの全ての検出器に渡って合計される、１つのフレーム中のそ
れぞれのピクセルに費やされる合計時間は、ｎＴ／ｍ2である。米国特許第５， ５３９，５１７号明細書に記載される発明による方法におけるものと同じ大きさ
のアレイ及び同じフレーム速度を使用することによって、特定のピクセル上の全
ての検出器に渡って合計される費やされる合計時間は、同様のｎＴ／ｍ2である 。 しかしながら、従来の回折格子方法では、波長の解像度がその範囲の１／ｎで
あるために、与えられた時間に全ての検出器によって見られるエネルギーは、合
計で１／ｎのオーダーであるのに対して、米国特許第５，５３９，５１７号明細
書に記載される発明による方法では、変調関数が、大きいＯＰＤ範囲に渡る平均
が５０％である振動関数（例えば、ファブリー−ペローを用いた、低い技巧のエ
アリーの関数等の、シヌソイド（マイケルソン）又は同様の周期関数）であるた
めに、エネルギーは単位元のオーダーである。干渉計の教本に記載されるＦｅｌ
ｌｇｅｔｔの利点（又は多様な利点）の標準的な処理に基づくと（例えば、Ｃｈ
ａｍｂｅｒｌａｉｎ（１９７９年）、干渉計分光学の原理（Ｔｈｅ ｐｒｉｎｃ
ｉｐｌｅｓ ｏｆ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐ
ｙ）、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ及びＳｏｎｓ、１６〜１８頁及び２６３頁参照。）
、騒音のレベルが信号とは独立している（装置又は背景騒音が制限された状況）
、騒音が制限されている場合には、ｎ0.5の因子によって、また、制限が信号の 光子騒音によるものである場合には、狭いピークの波長での、スペクトルの範囲
の平均信号に対する、特定の波長での信号の比の平方根によって向上させられる
、測定信号−対−騒音の比を本発明による装置は有するということを示すことが
可能である。
【０００９】 従って、米国特許第５，５３９，５１７号明細書に記載される発明による方法
では、全ての必要とされるＯＰＤｓは、スペクトルを再現するのに必要とされる
全ての情報を得るために、情景の全てのピクセルに対して同時に走査され、その
結果スペクトルの情報が画像診断情報と同時に集められる。スペクトル生物画像
診断装置は、画像中の空間分布及び組織が目的の化学的構成成分の間に、僅かな
空間差が存在する、全ての用途において有用であるかもしれない。測定は、米国
特許第５，５３９，５１７号明細書に記載される装置に取付けられる、光学的装
置を実質的に使用することで行なわれ得、例えば直立型又は反転顕微鏡、蛍光発
光顕微鏡、マクロレンズ、内視鏡、又は、眼底カメラ（ｆｕｎｄｕｓ ｃａｍｅ
ｒａ）等である。更には、光透過（明視野及び暗視野）、自己蛍光発光及び管理
されたプルーブの蛍光発光、光透過、散乱及び反射等の、標準的な実験方法を使
用してもよい。 蛍光発光の測定は、いかなる標準のフィルタキューブ（バリアーフィルタ、励
起フィルタ及び二色性の鏡からなる）を用いて行なってもよいし、又は、特定の
用途には特注のフィルタキューブを用いて行なってもよい。但し、放射スペクト
ルは装置の感度のスペクトル範囲内でなくてはならない。 スペクトル生物画像診断はまた、暗視野及び位相差等の標準的な空間フィルタ
法や、更に偏光顕微鏡とすら組み合わせて使用してもよい。当然ながら、この様
な方法を使用した場合には、スペクトルの情報に対する影響を、測定されたスペ
クトル画像を正確に解釈するためには理解しなければならない。
【００１０】 接眼レンズ基底部からの可視光の反射は、探索のためや、眼科医による日常的
な眼の診査のために、長年の間使用されている。それはまた、カメラフィルムの
写真、及びコンピューターメモリーのデジタル画像の両方として、疾患及び治療
のフォローのために、患者の眼の状態を記録するための基本である。 それに対して、基底部の異なる範囲からの光の反射のスペクトルの依存は、探
索研究にのみ追いやられている。これらの事実に対する理由は、（ｉ）画像が、
人間の脳によって、簡単に解釈され、比較され、記憶されるために、画像が人間
にとって、情報を表わす非常に直接的な手段であること；（ｉｉ）スペクトルの
データは、まして直接的ではなく、即座には理解可能ではなく、かつ有用である
ためには、それらが問題の組織の生物学的−生理学的特性に関連する前に、通常
幾つかの層の数学処理を行なわなければならないこと；及び（ｉｉｉ）基底部か
らスペクトルデータを収集して分析するのに利用可能な入手可能な機器がこれま
ではなく、それは探索又は臨床設定に使用しやすく、早く、また信頼がおけるこ
とである。 結果として、現在、多くの分野及び特に眼科学において、スペクトル情報を使
用することは、画像診断技術よりも大きく遅れている。近年、イスラエルのＭｉ
ｇｄａｌ Ｈａｅｍｅｋにある、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｉｍａｇ
ｉｎｇ社が、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ技術を開発した。ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ
技術は、干渉計を基本とするスペクトル画像診断装置に基づくものであり、それ
自体分光学と画像診断の両方の利点を使用するために、その２つを組み合わせて
いる。それは、画像の全てのピクセルから同時にスペクトルデータを収集し、そ
の結果適当な処理後に、研究された物体の重要な化学的組成（その生物学的−生
理学的特性に関連する）が、写像されて、明視化され得る。
【００１１】 ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ技術は、蛍光発光放射を使用して、簡素化して、染色
体の異常の検出可能性を向上させる、スペクトル（色）の核型で使用された（Ｅ
．Ｓｃｈｒｏｅｃｋ等著、人間の染色体の多色スペクトル核型（Ｍｕｌｔｉｃｏ
ｌｏｒ ｓｐｅｃｔｒａｌ ｋａｒｙｏｔｙｐｉｎｇ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｃｈ
ｒｏｍｏｓｏｍｅｓ）、Ｓｃｉｅｎｃｅ、第２７３巻、４９４〜４９７頁（１９
９６年）；Ｍａｒｅｋ Ｌｉｙａｎａｇｅ等著、ネズミの染色体の多色スペクト
ル核型（Ｍｕｌｔｉｃｏｌｏｒ ｓｐｅｃｔｒａｌ ｋａｒｙｏｔｙｐｉｎｇ
ｏｆ ｍｏｕｓｅ ｃｈｒｏｍｏｓｏｍｅｓ）、Ｎａｔｕｒｅ Ｇｅｎｅｔｉｃ
ｓ、３１２〜３１５頁（１９９６年）；Ｙｕｖａｌ Ｇａｒｉｎｉ等著、スペク
トル核型（Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｋａｒｙｏｔｙｐｉｎｇ）、Ｂｉｏｉｍａｇｉｎ
ｇ４、６５〜７２頁（１９９６年）；Ｔｉｍ Ｖｅｌｄｍａｎ、Ｃｈｒｉｓｔｉ
ｎｅ Ｖｉｇｎｏｎ、Ｅｖｅｌｉｎ Ｓｃｈｒｏｃｋ、Ｊａｎｅｔ Ｄ．Ｒｏｗ
ｌｅｙ及びＴｈｏｍａｓ Ｒｉｅｄ著、多色スペクトル核型によって検出される
ｈａｅｍｏｔｏｌｏｇｉｃａｌ悪性腫瘍における隠れた染色体異常（Ｈｉｄｄｅ
ｎ ｃｈｒｏｍｏｓｏｍｅ ａｂｎｏｒｍａｌｉｔｉｅｓ ｉｎ ｈａｅｍｏｔ
ｏｌｏｇｉｃａｌ ｍａｌｉｇｎａｎｃｉｅｓ ｄｅｔｅｃｔｅｄ ｂｙ ｍｕ
ｌｔｉｃｏｌｏｒ ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｋａｒｙｏｔｙｐｉｎｇ）、Ｎａｔｕｒ
ｅ Ｇｅｎｅｔｉｃｓ、４０６〜４１０頁（１９９７年４月）；Ｔｕｒｉｄ Ｋ
ｎｕｔｓｅｎ、Ｔｉｍ Ｖｅｌｄｍａｎ、Ｈａｓｅｄ Ｐａｄｉｌｌａ−Ｎａｓ
ｈ、Ｅｖｅｌｉｎ Ｓｃｈｒｏｃｋ、Ｍｏｒｅｋ Ｌｉｙａｎａｇｅ及びＴｈｏ
ｍａｓ Ｒｉｅｄ著、スペクトル核型：色における染色体（Ｓｐｅｃｔｒａｌ
Ｋａｒｙｏｔｙｐｉｎｇ：Ｃｈｒｏｍｏｓｏｍｅｓ ｉｎ Ｃｏｌｏｒ）、Ａｐ
ｐｌｉｅｄ Ｃｙｔｏｇｅｎｅｔｉｃｓ、第２３巻、第２号、２６〜３２頁（１
９９７年）；及びＭｉｃｈｅｌｅ Ｓｈｕｓｔｅｒ、Ｕｌｒｉｋｅ Ｂｏｃｋｍ
ｕｈｌ、Ｓｕｓａｎｎｅ Ｍ．Ｇｏｌｌｉｎ著、ＳＫＹでの初期の経験：活動し
ている細胞遺伝学技術者のための入門書（Ｅａｒｌｙ Ｅｘｐｅｒｉｅｎｃｅｓ
ｗｉｔｈ ＳＫＹ：Ａ Ｐｒｉｍｅｒ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｐｒａｃｔｉｃｉｎ
ｇ Ｃｙｔｏｇｅｎｅｔｉｃ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｓｔ）、Ａｐｐｌｉｅｄ
Ｃｙｔｏｇｅｎｅｔｉｃｓ、第２３巻、第２号、３３〜３７頁（１９９７年）参
照。）。
【００１２】 糖尿病網膜症は、多くの場合適時なレーザー治療で制御され得る、視覚的にひ
どい状態である可能性がある（Ｆｅｒｒｉｓ（１９９３年）（論評）ＪＡＭＡ、
第２６９巻、１２９０〜１２９１頁参照）。眼科学の米国協会（Ａｍｅｒｉｃａ
ｎ Ａｃａｄｅｍｙ ｏｆ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ）は、患者が、治療さ
れるべき臨床状態を発現する場合の、検出のスクリーニングスケジュールを提案
している（糖尿病網膜症：眼科学の米国協会の好ましい実施様式（Ａｍｅｒｉｃ
ａｎ Ａｃａｄｅｍｙ ｏｆ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ Ｐｒｅｆｅｒｒｅ
ｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ Ｐａｔｔｅｒｎｓ）、カリフォルニア州、サンフランシ
スコ：眼科学の米国協会の介護委員会の網膜枠の質（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ａｃａ
ｄｅｍｙ ｏｆ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ Ｑｕａｌｉｔｙ ｏｆ Ｃａｒ
ｅ Ｃｏｍｍｉｔｔｅｅ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｐａｎｅ）、眼科学の米国協会、１
９８９年）。 しかしながら、提案されたスクリーニングスケジュールは高価であり、人によ
っては、現在の高価なスクリーニングですら、患者が予定された検査の間に深刻
な網膜症を時折発生してしまうために、充分ではない。これにかかわらず、この
スクリーニングは効果的な費用であることが示されている（Ｊａｖｉｔｔ等著、
眼科学、第９６巻、２５５〜２６４頁（１９８９年）参照）。この研究により、
危険が大きい患者や小さい患者が、より効果的に明らかにされ得るならば、健康
への配慮のフォローアップに、大金が節約され得るということが示されている。
それ故に、正確さが高まり、糖尿病網膜症のためのスクリーニングの費用が減り
得る方法であればいかなる方法も、臨床的な価値が高いであろう。
【００１３】 現在、糖尿病網膜症に推奨されているスクリーニング評価としては、詳細な網
膜の評価、及び選択された場合には、色網膜写真術等が挙げられる（糖尿病網膜
症：眼科学の米国協会の好ましい実施様式（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ａｃａｄｅｍｙ
ｏｆ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ Ｐｒｅｆｅｒｒｅｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ
Ｐａｔｔｅｒｎｓ）、カリフォルニア州、サンフランシスコ：眼科学の米国協
会の介護委員会の網膜枠の質（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ａｃａｄｅｍｙ ｏｆ Ｏｐ
ｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ Ｑｕａｌｉｔｙ ｏｆ Ｃａｒｅ Ｃｏｍｍｉｔｔｅ
ｅ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｐａｎｅ）、眼科学の米国協会、１９８９年）。網膜の蛍
光発光血管造影法は、今日では日常的に行なわれているが、それは健康な組織を
侵し、不快であり、時には死に至らせることもある。更には、蛍光発光血管造影
法によって得られる更なる情報は、即座にレーザー治療を行なうと恩恵が得られ
得る人なのか、得られない人なのか、患者を類別する手助けにはならない（Ｆｅ
ｒｒｉｓ（１９９３年）（論評）ＪＡＭＡ、第２６９巻、１２９０〜１２９１頁
参照）。 網膜への酸素の供給は、脈絡網循環及び網膜循環の両方によって提供される。
脈絡網は、無血管の外側網膜で、光受容体のための酸素源として役に立っている
のに対し、網膜循環は、内側の網膜の神経要素及び神経繊維に酸素を供給するの
を維持するのに非常に重要な役割を担っている。網膜が多くの酸素を必要とする
ために、糖尿病網膜症、高血圧症、鎌状赤血球疾患、及び血管閉塞性疾患等に見
られる、循環におけるいかなる交替によっても、機能障害及び拡張性の網膜組織
が生じてしまう。
【００１４】 健康な組織を侵さないで行なわれる網膜血管内の血中の酸素飽和度の測定は、
まず初めにＨｉｃｋｈａｍ等によって提案された（Ｈｉｃｋｈａｍ等著、Ｃｉｒ
ｃｕｌａｔｉｏｎ、第２７巻、３７５頁（１９６３年）参照）。それは、網膜の
乳頭（視神経が網膜に接続している領域のこと）を横切る網膜血管のために、２
つの波長を使用する写真技術を使用する（５６０及び６４０ｎｍ）ものである。
Ｐｉｔｔｍａｎ及びＤｕｌｉｎｇの３つの波長を使用する方法に基づく、より進
歩した研究方法が、Ｄｅｌｏｒｉ著、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ、第２７巻
、１１１３〜１１２５頁（１９８８年）に示されている。 本発明は、一般にスペクトル画像診断の有用性を、また特には人間の眼底の様
々な構造の生理学的な状態を分析するための新規な手段としての、ＳＰＥＣＴＲ
ＡＣＵＢＥ技術を示すことに関する第１の段階であり、眼に影響を及ぼす或る疾
患の診断及び予知の正確性の画質を向上させるものである。 空間的に組織化された方法において生理学的に重要なデータを収集する能力、
その後の検索のためにそれらを貯蔵する能力、及び解釈しやすくするために画質
が向上させられた画像モードでそれらを表示する能力は、眼科学に新しい視野を
与える。
【００１５】 近年、眼底を分析するための光学的画像診断法及び装置は、重要な進歩をとげ
ている。特には、コンピューターによる非常に複雑な画像の処理と、光学的な技
術の統合が、ますます一般的になってきている。それは、それらが生体内の病状
を明視化することや、それらに関連した構造及び機能又は機能不全を定量化する
のに寄与するためである。加えて、それは時間を超えての比較を向上させ、情報
の損失も防ぎ得る（Ｗｉｌｌｉａｍ Ｒ．Ｆｒｅｅｍａｎによって編集された、
網膜疾患及び治療法の実用的な図解書（Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ａｔｌａｓ ｏｆ
Ｒｅｔｉｎａｌ Ｄｉｓｅａｓｅ ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｙ）、Ｒａｖｅｎ
ｐｒｅｓｓ社発行、ニューヨーク、１９９３年、１９頁参照）。眼底カメラと組
み合わせたＣＣＤカメラによるデジタル画像診断に加えて、現代的な装置として
は、走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ）、レーザーＸ線断層撮影法走査装置（ＬＴ
Ｓ）（Ｗｉｌｌｉａｍ Ｒ．Ｆｒｅｅｍａｎによって編集された、網膜疾患及び
治療法の実用的な図解書（Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ａｔｌａｓ ｏｆ Ｒｅｔｉｎ
ａｌ Ｄｉｓｅａｓｅ ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｙ）、Ｒａｖｅｎ ｐｒｅｓｓ社
発行、ニューヨーク、１９９３年、１９頁参照）、視神経分析装置（Ｐａｔｒｉ
ｃｋ Ｊ．Ｓａｉｎｅ及びＭａｒｓｈａｌｌ Ｅ．Ｔｙｌｅｒによって編集され
た、眼病用写真術（Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ Ｐｈｏｔｏｇｒａｐｈｙ）、Ｂｕｔ
ｔｅｒｗｏｒｔｈ−Ｈｅｉｎｅｍａｎｎ社発行、１９９７年、２６９頁）等が挙
げられ、そのそれぞれは異なる独自の技術を使用している。 「共焦画像診断（Ｃｏｎｆｏｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ）」及び「間接画像診断
（Ｉｎｄｉｒｅｃｔ Ｉｍａｇｉｎｇ）」方法等の、異なる画像診断方法もまた
、眼底の異なる特徴を目立たさせて強調するために、使用される（Ｗｉｌｌｉａ
ｍ Ｒ．Ｆｒｅｅｍａｎによって編集された、網膜疾患及び治療法の実用的な図
解書（Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ａｔｌａｓ ｏｆ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｄｉｓｅａｓ
ｅ ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｙ）、Ｒａｖｅｎ ｐｒｅｓｓ社発行、ニューヨーク
、１９９３年、２０及び２１頁参照）。
【００１６】 可視光線の特定の波長での画像診断、及び赤外線光の使用により、眼底の異な
るタイプの情報を生じさせることもまた、よく知られている。これは、異なる波
長は、様々な基底部層、解剖学的構造（網膜、脈絡網、血管、色素沈着上皮、強
膜等）、及び異なる深さによって、様々に吸収され、散乱させられるためである
（Ｗｉｌｌｉａｍ Ｒ．Ｆｒｅｅｍａｎによって編集された、網膜疾患及び治療
法の実用的な図解書（Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ａｔｌａｓ ｏｆ Ｒｅｔｉｎａｌ
Ｄｉｓｅａｓｅ ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｙ）、Ｒａｖｅｎ ｐｒｅｓｓ社発行
、ニューヨーク、１９９３年、２３頁、並びに、Ｐａｔｒｉｃｋ Ｊ．Ｓａｉｎ
ｅ及びＭａｒｓｈａｌｌ Ｅ．Ｔｙｌｅｒによって編集された、眼病用写真術（
Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ Ｐｈｏｔｏｇｒａｐｈｙ）、Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ−
Ｈｅｉｎｅｍａｎｎ社発行、１９９７年、７１〜７３頁参照；また米国特許出願
第０８／９４２，１２２号明細書参照、これは本明細書中に完全に記載されてい
たかの如く、言及することによって組み入れられている。） 蛍光発光及びインドシアニン緑血管造影法は、血管、血流、及び関連した病理
学の分析のために、眼科医によって使用される標準的な技術であり、眼病の診断
及び治療に臨床的な情報を与える（Ｐａｔｒｉｃｋ Ｊ．Ｓａｉｎｅ及びＭａｒ
ｓｈａｌｌ Ｅ．Ｔｙｌｅｒによって編集された、眼病用写真術（Ｏｐｈｔｈａ
ｌｍｉｃ Ｐｈｏｔｏｇｒａｐｈｙ）、Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ−Ｈｅｉｎｅｍ
ａｎｎ社発行、１９９７年、２６１〜２６３頁及び２７３〜２７９頁、並びに、
Ｗｉｌｌｉａｍ Ｒ．Ｆｒｅｅｍａｎによって編集された、網膜疾患及び治療法
の実用的な図解書（Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ａｔｌａｓ ｏｆ Ｒｅｔｉｎａｌ
Ｄｉｓｅａｓｅ ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｙ）、Ｒａｖｅｎ ｐｒｅｓｓ社発行、
ニューヨーク、１９９３年、２５〜２９頁参照）。これらの試験両方とも、蛍光
発光染料を静脈内注射することを使用するが、それは血中を循環しており、また
眼の脈管構造及び血流の証拠書類の提出が可能である。蛍光発光血管造影法（Ｆ
Ａ）は、網膜血管に使用されており、一方インドシアニン緑血管造影法（ＩＣＧ
）は、例えば脈絡網血管新生等の、脈絡網血管の画像診断に利点を有する（Ｐａ
ｔｒｉｃｋ Ｊ．Ｓａｉｎｅ及びＭａｒｓｈａｌｌ Ｅ．Ｔｙｌｅｒによって編
集された、眼病用写真術（Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ Ｐｈｏｔｏｇｒａｐｈｙ）、
Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ−Ｈｅｉｎｅｍａｎｎ社発行、１９９７年、２６４頁の
図７〜３４）。
【００１７】 ＦＡ及びＩＣＧの欠点は、それらが染料の注射を必要とし、それは時として危
険であり、例えばヨウ素アレルギーのためのスクリーニングを受ける患者に必要
であること、及び染料の作用が動的であるので、幾つかの画像は注射後２〜６０
分の間に記録されなければならないことである。 血液は可視光線よりも赤外線光の吸収が悪いので、その結果、背部の層内、又
は、後ろの血管内、又は、少量出血している特徴を投影するのにも有用である（
Ｐａｔｒｉｃｋ Ｊ．Ｓａｉｎｅ及びＭａｒｓｈａｌｌ Ｅ．Ｔｙｌｅｒによっ
て編集された、眼病用写真術（Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ Ｐｈｏｔｏｇｒａｐｈｙ
）、Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ−Ｈｅｉｎｅｍａｎｎ社発行、１９９７年、２６３
頁、並びに、Ｅｌｓｎｅｒ Ａ Ｅ等による研究である、人間の眼底における網
膜下構造の赤外線画像診断（Ｉｎｆｒａｒｅｄ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｓｕｂ
−ｒｅｔｉｎａｌ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ ｉｎ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｏｃｕ
ｌａｒ ｆｕｎｄｕｓ）、Ｖｉｓｉｏｎ Ｒｅｓ．、第３６巻、第１号、１９１
〜２０５頁（１９９６年１月）参照）。 反射された白色光の基底部の画像診断の波長の依存性について、今日知られて
いるにも関らず、白色光の反射に基づく、脈絡網の深さで又は脈絡網の深さの近
くで、脈絡網脈管構造及び他の特徴の画像診断に使用されている市販の装置は存
在しない。 従って、眼に関連した疾患を、健康な組織を侵さずに早期発見及び診断するの
に使用され得る、眼のスペクトル生物画像診断法を有することは非常に有利であ
ろうことについて、広く認識される必要がある。 特に、白色光の反射からなる処理量の多いスペクトル画像診断装置を使用する
か、又は、連続した単色光照射からなる反射画像診断を使用して、脈絡網の深さ
で又は脈絡網の深さの近くで、脈絡網血管及び同様の組織を高品質で画像診断可
能な方法及び装置を有することは非常に有利であろうことについて、広く認識さ
れる必要がある。処理量が多いことによる結果の中には、相当小さい大きさの装
置を組み立てることができるし、その装置は相当高い速度で測定することができ
るので、その結果より効率的であり、それ故に大量に販売するのに適し得り、結
果としてより低いコストになることがある。脈絡網画像診断の現在の方法に対し
て、本発明の他の重要な利点は、全身にわたる染料注入、並びに、臨床医がその
検査を行なうのに、及び患者がそれを受けるのに、関連する全ての複雑なことを
避けることである。
【００１８】 （発明の要約） 本発明によると、眼組織をスペクトル画像診断するための方法が提供され、そ
れは健康な組織を侵さずに、眼に関連した疾患の早期発見及び診断、並びに、光
の反射、散乱及び放射を使用して、高い空間解像度及びスペクトル解像度で、空
間的組織、細胞及び組織の自然成分、構造、及び細胞小器官の分布及び定量化、
組織の生命力、組織の代謝、組織の生存能力等の検出に使用され得る。 下記に記載される本発明の好ましい実施形態における更なる特徴によると、眼
組織のスペクトルサインの画質を向上させるためのスペクトル生物画像診断方法
が提供され、その方法は（ａ）任意にはスペクトル画像診断装置に接続されてい
る眼診査用の光学装置を提供する工程；（ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射し
、光学装置及びスペクトル画像診断装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそ
れぞれのピクセルに対する光のスペクトルを得る工程；及び（ｃ）それぞれのピ
クセルを、そのスペクトルサインに従う、例えば予め決められているスペクトル
範囲で、色又は強度に帰属させて、それによって眼組織のスペクトルサインの画
質を向上させる画像を提供する工程からなる。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、スペクトル画
像診断装置は、フィルタを基本とするスペクトル画像診断装置、単色光分光器を
基本とするスペクトル画像診断装置（連続的な単色照射スペクトル画像診断を含
む）、及び干渉計を基本とするスペクトル画像診断装置からなる群から選択され
る。
【００１９】 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、スペクトル画
像診断装置は、広帯域のフィルタを基本とするスペクトル画像診断装置、反相関
関係に調和させられたフィルタを基本とするスペクトル画像診断装置、及び干渉
計を基本とするスペクトル画像診断装置からなる群から選択される、処理量の高
いスペクトル画像診断装置である。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、工程（ｂ）が
、（ｉ）平行にする光学機器の構成装置を使用して、眼の全てのピクセルから同
時に入射光を収集する工程；（ｉｉ）入射して平行にされた光を、幾つかの構成
要素を有する干渉計装置を通過させ、その結果まず初めに光は、干渉計の内側を
異なる方向に伝わる２つの可干渉性の光線に分割させられ、次いで２つの可干渉
性の光線は互いに干渉するために再統合して、射出する光光線を形成する工程；
（ｉｉｉ）検出器構成要素の２次元のアレイを有する検出器上に、射出する光光
線を集束させる、集束する光学装置に、射出する光光線を通過させる工程；（ｉ
ｖ）干渉計装置の構成要素の１又はそれ以上を回転又は移動させて（走査して）
、その結果該干渉計装置によって生じさせられた２つの可干渉性の光線の間の光
学路差が、全てのピクセルに対して同時に走査させられる工程；及び（ｖ）記録
装置を使用して、時間の関数として、検出器の構成要素のそれぞれの信号を記録
して、データのスペクトルキューブを形成させる工程を含有する。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、光学装置は、
眼底カメラ及び眼底検査鏡からなる群から選択される。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、光のスペクト
ルは、眼組織から反射された光、眼組織から散乱された光、及び眼組織から放射
された光からなる群から選択される光を表わす。
【００２０】 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、眼組織から放
射された光は、管理されたプローブ蛍光発光、管理されたプローブによって誘発
される蛍光発光、及び自己蛍光発光からなる群から選択される。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、眼組織を照射
するのに使用される光は、可干渉性の光、白色光、濾過された光、紫外線光、及
び狭い波長域を有する光からなる群から選択される。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、２次元のアレ
イは、ビデオレートＣＣＤ、冷却された高動力範囲のＣＣＤ、増強ＣＣＤ、及び
時間のゲートで制御された増強ＣＣＤからなる群から選択される。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、眼組織は、眼
の網膜、網膜血管、網膜の乳頭、眼杯、眼の斑紋、中心窩、角膜、虹彩、神経繊
維層、及び脈絡膜層、若しくはそれらの組み合わせからなる群から選択される。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、眼組織が、血
管を含有しており、該方法は、血管に沿ってヘモグロビンの酸素添加量を検出し
、写像するためのものである。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、工程（ｃ）は
、予め決められた波長域を使用して赤−緑−青のカラー画像を計算する、数学的
アルゴリズムを使用して行なわれる。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、工程（ｃ）は
、予め決められた波長域を使用してグレースケール画像を計算する、数学的アル
ゴリズムを使用して行なわれる。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、スペクトルサ
イン、及びその結果としての色は、ヘモグロビン、シトクロム、酸化酵素、還元
酵素、フラビン、ニコチンアミドアデニンジヌクレオチド、ニコチンアミドアデ
ニンジヌクレオチドリン酸、コラーゲン、エラスチン、及びメラニンからなる群
から選択される物質によって影響を受ける。
【００２１】 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、眼組織のスペ
クトルサインの画質を向上させることが、動脈の画質を向上させる、静脈の画質
を向上させる、ヘモグロビン濃度の画質を向上させる、及びヘモグロビンの酸素
飽和量の画質を向上させることからなる群から選択される画質向上を含有する。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、方法は更に、
空間登録及びスペクトル修正手順によって、眼組織の動きに対する空間及びスペ
クトル情報を修正する工程を含有する。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、以下の（ａ）
〜（ｄ）によって、患者の眼組織のスペクトルサインの画質を向上させる工程か
らなる、患者の医学的状態を評価する方法が提供されている：（ａ）任意にはス
ペクトル画像診断装置、例えば処理量の高いスペクトル画像診断装置に接続され
ている眼診査用の光学装置を提供する工程；（ｂ）虹彩を通して患者の眼組織を
光で照射し、光学装置及びスペクトル画像診断装置を通して眼組織を見て、かつ
眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペクトルを得る工程；（ｃ）それぞ
れのピクセルを、そのスペクトルサインに従う、例えば予め決められたスペクト
ル範囲で、色又は強度に帰属させて、それによって眼組織のスペクトルサインの
画質を向上させる画像を提供する工程；及び（ｄ）画像を使用して、患者の医学
的状態を評価する工程。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、医学的状態は
、糖尿病網膜症、眼の虚血、緑内障、斑紋変性、ＣＭＶ眼感染、網膜炎、脈絡膜
虚血、急性区分脈絡膜虚血、虚血性視神経障害、並びに、角膜及び虹彩問題から
なる群から選択される。
【００２２】 本発明に更によると、眼組織を示す画像を表示する装置であって、画像のそれ
ぞれのピクセルが、それが誘導される組織成分のスペクトルサインによる、色又
は強度を割り当てられ、それによって以下の（ａ）〜（ｃ）からなる眼組織のス
ペクトルサインの画質を向上させ、かつ画像が、光学装置及びスペクトル画像診
断装置を通して眼組織を見ること、及び眼組織のそれぞれのピクセルに対する光
のスペクトルを得ること；更にはそれぞれのピクセルを、例えば予め決められた
スペクトル範囲で、そのスペクトルサインによる色又は強度に帰属させて、それ
によって眼組織のスペクトルサインの画質を向上させる画像を提供することによ
って実現させられる装置が提供される：（ａ）任意にはスペクトル画像診断装置
、例えば処理量の高いスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学
装置；（ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射するための照射源；及び（ｃ）画像
を表示するための画像表示装置。 記載される好ましい実施形態におけるより更なる特徴によると、眼組織のある
領域（画像のピクセル又は僅かのピクセルに対応する）のスペクトルを得るため
の、スペクトル生物画像診断方法であって、方法が以下の（ａ）〜（ｃ）の工程
からなる：（ａ）任意にはスペクトル画像診断装置、例えば処理量の高いスペク
トル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置を提供する工程；（ｂ）
虹彩を通して眼組織を光で照射し、光学装置及びスペクトル画像診断装置を通し
て眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペクトルを得
る工程；及び（ｃ）目的の領域に関連するスペクトル（単一のピクセルのスペク
トル又は幾つかのピクセルの平均スペクトル）を表示する工程。しかしながら、
眼の特定の領域のスペクトルは、得られたスペクトルが目的のスペクトルである
ように、実施する人が目的の領域を正確に選択するのを可能にする上記方法を使
用して、当該技術分野において知られている。
【００２３】 本発明に更によると、それぞれが異なるスペクトルサインであり、少なくとも
２つの眼組織のスペクトルサインの画質を向上させるためのスペクトル生物画像
診断方法が提供され、方法が以下の（ａ）〜（ｄ）の工程からなる：（ａ）任意
にはスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置を提供する工
程；（ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射し、光学装置及びスペクトル画像診断
装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペ
クトルを得る工程；（ｃ）少なくとも２つの眼組織のそれぞれの異なるスペクト
ルサインを強調するスペクトルを範囲を選択する工程；及び（ｄ）少なくとも２
つの眼組織の異なるスペクトルサインの画質を向上させる画像を生じさせる工程
。 本発明は、高い空間解像度及びスペクトル解像度で特徴付けられる、その成分
からなるスペクトルサインの画質を向上させる、眼の画像を提供することによっ
て、現在知られている構成の欠点に首尾よく取り組むものである。
【００２４】 （好ましい実施形態の説明） 本発明は、健康な組織を侵さずに、眼の疾患の早期発見及び診断に使用され得
る、眼のスペクトル生物画像診断方法からなる。特には、本発明は、光の反射、
散乱及び放射を使用して、高い空間解像度及びスペクトル解像度で、空間的組織
、細胞及び組織の自然成分、構造、及び細胞小器官の分布及び定量化、組織の生
命力、組織の代謝、組織の生存能力等の検出に使用され得る。 本発明による方法の原理及び操作は、図面及び添付の説明を参照すると、より
よく理解され得る。 詳細に本発明の少なくとも１つの実施形態を説明する前に、本発明は下記説明
に記載される又は、図面に記載される構成要素の構造及び配置の詳細に、その用
途を限定されるものではないことを理解すべきである。本発明は、他の実施形態
が可能であるか、若しくは様々な方法で実施又は行なわれ得る。また、本明細書
中で使用される表現及び用語は、説明の目的のためであり、限定されると見なさ
れるべきではないということを理解すべきである。 本発明は、眼組織（例えば、眼底の組織、脈絡網組織等）のスペクトルサイン
の画質を向上させるための、スペクトル生物画像診断方法からなる。方法は、以
下の方法の工程を実行することで、遂げられる。第１に、限定されるものではな
いが、任意にはスペクトル画像診断装置、例えば処理量の大きいスペクトル画像
診断装置に接続されている、眼底検査鏡又は眼底カメラ等の眼診査用の光学装置
が提供される。第２に、眼組織を虹彩を通して光で照射し、光学装置及びスペク
トル画像診断装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対
する光のスペクトルを得る。 第３に、それぞれのピクセルを、そのスペクトルサインに従って、例えば予め
決められたスペクトル範囲で、色又は強度に帰属させて、それによって眼組織の
スペクトルサインの画質を向上させる画像を提供する。本明細書中で使用される
用語スペクトル範囲もまた、単一の波長をさす。以下に更に記載される通り、異
なる組織又は部位に対して、異なるスペクトル領域を使用することによって、眼
の異なる部位又は組織を強調することも有利であることがしばしばある。
【００２５】 本発明による多くの実施形態では、スペクトル画像診断装置が、測定を行なう
ために使用され得る。適するスペクトル画像診断装置としては、例えば、フィル
タを基本とするスペクトル画像診断装置、単色光分光器（回折格子／プリズム）
を基本とするスペクトル画像診断装置、及び／又は、干渉計を基本とするスペク
トル画像診断装置等が挙げられる。これらのスペクトル画像診断装置のそれぞれ
の操作及び構造上の利点及び欠点に関する説明は、上記の背景の欄、及び以下の
実施例の欄に提供される。 しかしながら、本発明による実施形態の中には、処理量の高いスペクトル画像
診断装置を用いた時だけ、効果的に実現され得るものがある（実施例５及び本明
細書中の合理的なものを参照）。 明細書及び特許請求の範囲の欄に使用される通り、用語「処理量が大きい」は
、利用可能な光子を効率的に利用するための、スペクトル画像診断装置の能力を
指す。それは、スペクトル情報を提供するために、下記の（ｉ）及び（ｉｉ）の
何れか一方を行なう必要がない、光学的光収集概念に基づいている：（ｉ）多く
の狭い帯フィルタを使用するスペクトル画像診断装置によって行なわれる様に、
目的のスペクトル範囲のそれぞれの波長外の光子を濾過すること；（ｉｉ）スリ
ットを制限することによって、回折格子又はプリズムを使用するスペクトル画像
診断装置によって行なわれる様に、画像の狭い領域外のピクセルから生じる光を
阻止すること。従って、本明細書中で使用される通り、用語は、画像診断装置の
収集光学機器の構成装置が露光される光子の、少なくとも約３０％、好ましくは
少なくとも約４０％、より好ましくは少なくとも約５０％、最も好ましくは少な
くとも約６０％、理想的には約６０％以上、例えば６０％から理論値の１００％
を収集するために、スペクトル情報（例えば、広域帯フィルタ、反相関関係フィ
ルタ、干渉計）を提供する、画像診断装置の部分の能力を指すのである。
【００２６】 本発明による方法を実行する際に有用な処理量の大きいスペクトル画像診断装
置の例は、下記の実施例の欄（実施例１参照）に提供されている。 本発明の好ましい実施形態によると、スペクトル画像診断装置は干渉計を含む
。この場合は、上記工程（ｂ）は、例えば、以下を含む：（ｉ）平行にする光学
機器の構成装置を使用して、眼の全てのピクセルから同時に入射光を収集する工
程；（ｉｉ）入射して平行にされた光を、幾つかの構成要素を有する干渉計装置
を通過させ、その結果まず初めに光は、干渉計の内側を異なる方向に伝わる２つ
の可干渉性の光線に分割させられ、次いで２つの可干渉性の光線は互いに干渉す
るために再統合して、射出する光光線を形成する工程；（ｉｉｉ）検出器構成要
素の２次元のアレイを有する検出器上に、射出する光光線を集束させる、集束す
る光学装置に、射出する光光線を通過させる工程；（ｉｖ）干渉計装置の該構成
要素の１又はそれ以上を回転又は移動させて（走査させて）、その結果干渉計装
置によって生じさせられた２つの可干渉性の光線の間の光学路差が、全てのピク
セルに対して同時に走査させられる工程；及び（ｖ）記録装置を使用して、時間
の関数として、該検出器の構成要素のそれぞれの信号を記録して、データのスペ
クトルキューブを形成させる工程。
【００２７】 本発明の好ましい実施形態によると、２次元のアレイは、ビデオレートＣＣＤ
、冷却された高動力範囲のＣＣＤ、増強ＣＣＤ、及び時間のゲートで制御された
増強ＣＣＤからなる群から選択される。 それが干渉計を基本とするスペクトル画像診断装置又は他のスペクトル画像診
断装置であるとすると、眼組織のそれぞれのピクセルのスペクトルを誘導するた
めに分析される光は、眼組織から反射された光、眼組織から散乱された光、及び
／又は、眼組織から放射された光であり得る。眼組織から放射された光は、管理
されたプローブ蛍光発光、管理されたプローブによって誘発される蛍光発光、及
び／又は、眼組織の自己蛍光発光により得る。 特定の用途及びスペクトル画像診断装置に依存して、眼組織を照射するのに使
用される光は、例えば、可干渉性の光（例えばレーザー）、白色光、濾過された
光、紫外線光、及び狭い波長域を有する光（例えば、ＬＥＤで生成させられる光
）である。 いかなる眼組織も、本発明の方法を使用して試験するのに適しており、限定さ
れるものではないが、眼の網膜、網膜血管、網膜の乳頭、眼杯、眼の斑紋、中心
窩、角膜、虹彩、神経繊維層、及び脈絡膜層等が挙げられる。多くの場合、眼組
織は、血管を含有しており、方法は、血管、静脈及び／又は動脈に沿って、ヘモ
グロビンの酸素添加量及び／又は濃度を検出し、写像するために役に立つ。 上記工程（ｃ）を行なうことは、多くの方法で成し遂げられ得るが、例えば、
下記実施例２に記載されるアルゴリズムを使用することで行なわれる。しかしな
がら、好ましい実施形態において、工程（ｃ）は、予め決められた波長域を使用
して、赤−緑−青のカラー画像若しくはグレーレベル（スケール）の画像を計算
する、数学的アルゴリズムを使用して行なわれ、全て下記の実施例の欄で更に記
載される通りである。従って、本明細書で使用される通り、用語「色」はまた、
黒、灰色及び白も指すのである。
【００２８】 本発明の好ましい実施形態において、眼組織のスペクトルサイン、及びその結
果としてのそれぞれのピクセルの色は、ヘモグロビン、シトクロム、酸化酵素、
還元酵素、フラビン、ニコチンアミドアデニンジヌクレオチド、ニコチンアミド
アデニンジヌクレオチドリン酸、コラーゲン、エラスチン、及びメラニン等の物
質によって影響を受ける。それぞれのピクセルの色は、１又はそれ以上のこれら
の物質の含有量及び濃度を表わすか、又はコラーゲン、エラスチン及びメラニン
に対してを除いて、それらの酸化された（例えば酸素添加された、脱水素された
）及び還元された（例えば水素添加された、脱酸素された）形体の間の比を表わ
す。 本発明によると、眼組織のスペクトルサインの画質を向上させることとしては
、動脈及び静脈等の生理学的構造の画質を向上させること、及び／又は、ヘモグ
ロビン濃度及び酸素飽和レベル等の生物学的物質のレベルの画質を向上させるこ
と等が挙げられ得り、それは、代謝及び／又は組織の生命力のレベルを示す。 本発明の他の好ましい実施形態によると、使用されるスペクトルイメージャー
は、干渉計、及び空間登録及びスペクトル修正によって、眼組織の動きに対する
空間及びスペクトル情報を修正する手順を行なうためのモジュールを含んでいる
。他のイメージャーでは、当該技術分野においてよく知られている通りの、空間
登録が、非常に必要な場合には使用され得る。分析された眼を機械的に及び／又
は化学的に固定することにより、これらの手順が不要になる。 以下の実施例から明らかな通り、本発明による方法は、患者の医学的状態を評
価するために使用され得る。医学的評価方法は、（ａ）〜（ｃ）の工程を含んで
おり、明細書の上記に記載されており、また更に記載される通り、実質的には、
得られる画像を使用する医学的評価手順を含有する。医学的状態は、眼に影響を
与えるいかなる状態でもあり得り、限定されるものではないが、糖尿病網膜症、
眼の虚血、緑内障、斑紋変性、ＣＭＶ眼感染（ＡＩＤＳ患者の巨細胞ウイルス性
眼感染症）、網膜炎、脈絡膜虚血、急性区分脈絡膜虚血、虚血性視神経障害、並
びに、角膜及び虹彩問題等が挙げられる。
【００２９】 本発明に更によると、眼組織を示す画像を含む表示を生じさせるための装置が
提供されており、画像のそれぞれのピクセルは、それが誘導される組織成分（空
間解像度に依存する、画像のピクセルと等しい組織部分）のスペクトルサインに
よる、色又は強度を有し、それによって眼組織のスペクトルの画質が高まる。本
明細書中で使用される通りの用語「表示」は、限定されるものではないが、写真
、プリント、スクリーン表示、又は、モニター表示等のいかなる視覚的な表示を
も指し、それはそれぞれカメラ、プリンター、スクリーン、及びモニター等によ
って実体化され得る。 従って、装置は、（ａ）任意にはスペクトルイメージャー、例えば処理量が大
きいスペクトルイメージャーに接続されている眼診査用の光学装置；（ｂ）虹彩
を通して眼組織を光で照射するための照射源；及び（ｃ）画像を表示するための
画像表示装置を含有する。画像は、光学装置及びスペクトルイメージャーを通し
て眼組織を見ること、及び眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペクトル
を得ること、及び更にはそれぞれのピクセルを、例えば予め決められたスペクト
ル範囲で、そのスペクトルサインによる色又は強度に帰属させて、それによって
眼組織のスペクトルサインの画質を向上させる画像を提供することによって実現
させられる。
【００３０】 本発明により更に従うと、眼組織のある領域（画像中のピクセル又は僅かのピ
クセルに対応する）のスペクトルを得るためのスペクトル生物画像診断方法が提
供される。方法は、以下の方法の工程を実行することによって成し遂げられる。 第１に、限定されるものではないが、任意にはスペクトルイメージャーに接続
されている、眼底検査鏡又は眼底カメラ等の眼診査用の光学装置が提供される。 第２に、眼組織を虹彩を通して光で照射し、光学装置及びスペクトルイメージ
ャーを通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペ
クトルを得る。 及び第３に、目的の領域と関連するスペクトル（単一のピクセルのスペクトル
又は幾つかのピクセルの平均スペクトル）が表示される。 また、さらに本発明に従うと、それぞれが異なるスペクトルサインであり、少
なくとも２つの眼組織のスペクトルサインの画質を向上させるためのスペクトル
生物画像診断方法が提供される。方法は、（ａ）任意にはスペクトルイメージャ
ーに接続されている眼診査用の光学装置を提供する工程；（ｂ）虹彩を通して眼
組織を光で照射し、該光学装置及びスペクトルイメージャーを通して眼組織を見
て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペクトルを得る工程；（ｃ
）少なくとも２つの眼組織のそれぞれの異なるスペクトルサインを強調するスペ
クトルを範囲を選択する工程；及び（ｄ）少なくとも２つの眼組織の異なるスペ
クトルサインの画質を向上させる画像を生じさせる工程によって成し遂げられる
。この方法の適用性は、下記の実施例５で実証される。 ここで下記の実施例を参照するが、それは上記説明と共に、本発明を説明する
ものである。
【００３１】 実施例１ 測定装置 図１は、米国特許第５，５３９，５１７号明細書に開示されている先行技術の
画像診断分光計の主構成要素を表わすブロック図である。この画像診断分光計は
、それが高いスペクトル解像度（波長に依存してＣａ．４〜１４ｎｍ）及び高い
空間解像度（Ｃａ．３０／Ｍμｍ、式中Ｍは効果的な顕微鏡又は前光学機器の構
成装置の倍率）を有する様に、本発明の方法を実行するのに非常に適して構成さ
れている。 従って、図１の従来技術の画像診断分光計は、一般的には２０で示される、収
集光学装置；ブロック２２によって示される通りの、１次元のスキャナー；ブロ
ック２４によって示される通りの、光学路差（ＯＰＤ）発生装置又は干渉計；ブ
ロック２６によって示される通りの、１次元又は２次元の検出器アレイ；及びブ
ロック２８によって示される通りの、信号処理装置及び表示を含む。 装置２０の中で非常に重要な構成要素は、ＯＰＤ発生装置又は干渉計２４であ
り、それは分析されるべき情景のそれぞれのピクセルから放射される光のスペク
トル強度を直線的に組み合わせた、予め決めれられている一組に対応する、変調
された光を出力する。干渉計の出力は、検出器アレイ２６の上に集束させられる
。 従って、全ての必要とされる光学的相異は、スペクトルを再構築するのに要求
される情報全てを得るために、視野の全てのピクセルに対して同時に走査させら
れる。従って、情景の中の全てのピクセルのスペクトルは、画像診断情報と共に
同時に収集され、それによってリアルタイムな方法で画像の分析が可能になる。 米国特許第５，５３９，５１７号明細書による装置は、非常に様々な配置で実
施され得る。特には、使用される干渉計は、米国特許第５，５３９，５１７号明
細書の関連する図に記載される通り、他の鏡と組み合わせられ得る。 従って、米国特許第５，５３９，５１７号明細書によると、代わりのタイプの
干渉計を使用してもよい。これらとしては、（ｉ）ＯＰＤが光を変調するために
変えられる可動型干渉計、即ち走査された厚みを有する、ファブリー−ペローの
干渉計；（ｉｉ）光学的な収集装置及びスキャナーからの光線を受けて、その光
線を２つの路に分割するビームスプリッターを含むマイケルソン型の干渉計；（
ｉｉｉ）引用されている米国特許（そこの図１４参照）に更に記載される通りの
、４つの鏡とビームスプリッターを有する干渉計等の、ＯＰＤが、入ってくる放
射線の入射角に応じて変わる干渉計の中の、他の光学的手段と任意に組み合わさ
れる、Ｓａｇｎａｃ干渉計等が挙げられる。
【００３２】 図２は、ＯＰＤが、入ってくる放射線の入射角に応じて変わる、干渉計を利用
する米国特許第５，５３９，５１７号明細書によって構築された画像診断分光計
を表わす。光学軸に対して小さい角度で干渉計に入ってくる光線は、この角度に
応じて実質的に直線状に変わるＯＰＤを受ける。 図２の干渉計において、光学的収集装置３１によって平行にさせられた後の、
全てのピクセル中の源３０からの放射線全ては、機械的スキャナー３２によって
走査させられる。次いで、光は第１の反射板３４まで、次いで第２の反射板３５
まで、ビームスプリッター３３を通過させられる。第２の反射板３５は、ビーム
スプリッター３３を通って、次いで集束レンズ３６を通って、検出器３７（例え
ばＣＣＤ）のアレイまで光を後ろに反射させるものである。この光線は、３３に
よって、次いで第２の反射板３５によって、そして最後には第１の反射板３４に
よって反射させられる光線と干渉する。 １回の走査の終盤に、全てのピクセルは、全てのＯＰＤによって測定され、そ
れ故に情景のそれぞれのピクセルのスペクトルは、フーリエ変換によって再構築
され得る。光学軸と平行な光線は補償され、光学軸に対してある角度（θ）のあ
る光線は、ビームスプリッター３３の厚み、その屈折率、及び角度θの関数であ
るＯＰＤを受ける。ＯＰＤは、小さい角度の場合はθに比例する。適当な反転を
かけることによって、及び注意して簿記することによって、全てのピクセルのス
ペクトルは計算される。 図２の配置において、角度β（図２ではβ＝４５°）でビームスプリッターに
入射する光線は、ＯＰＤ＝０で干渉計を通り抜けるのに対して、一般角β−θで
入射する光線は、下記式によって与えられるＯＰＤを受ける。 （式中、βは、ビームスプリッター上での光線の入射角度である；θは、中央の
位置に対する、光学軸又は干渉計の回転軸からの光線の角距離である；ｔは、ビ
ームスプリッターの厚みである；ｎは、ビームスプリッターの屈折率である。） 方程式１から、中央の位置に対する、正の角及び負の角の両方を走査すること
によって、全てのピクセルに対して、二重に隣接したインターフェログラムを得
ることになり、それは、フェーズエラーを減らすのに役立ち、フーリエ変換計算
でより正確な結果を与える。走査する振幅は、到達される最大のＯＰＤを決定し
、それは測定のスペクトル解像度に関係する。角度工程の大きさは、装置が高感
度である最も短い波長によって、順番に書き取られるＯＰＤ工程を決定する。事
実、試料標本抽出定理（Ｃｈａｍｂｅｒｌａｉｎ（１９７９年）、干渉計分光学
の原理（Ｔｈｅ ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉ
ｃ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ及びＳｏｎｓ、５３〜
５５頁参照。）によると、このＯＰＤ工程は、その装置が高感度である最も短い
波長の半分よりも短くなければならない。
【００３３】 考慮されるべき他のパラメーターは、マトリックス中の検出器構成要素の測定
可能な大きさである。集束する光学機器の構成装置によって、構成要素は、直角
関数を有するインターフェログラムを巻き込む効果を有する干渉計中の測定可能
なＯＰＤの範囲を定める。結果として、これは、短い波長での装置の感度を減ら
すことをもたらし、それは構成要素によって範囲を定められるＯＰＤと等しい波
長又はそれ以下の波長に対してゼロまで落ちる。この理由のために、変調用変成
機能（ＭＴＦ）条件を満たすこと、即ち干渉計中の検出器構成要素によって範囲
が定められるＯＰＤは、装置が感度が高い最も短い波長よりも小さくなければな
らないことを、確実にしなくてはならない。 従って、米国特許第５，５３９，５１７号明細書に開示される発明に従って構
築された画像診断分光計は、視野中の全てのピクセルから来る光の強度を単に測
定するだけではなく、予め決められた波長範囲のそれぞれのピクセルのスペクト
ルをも測定するのである。それらはまた、与えられた時間での視野のそれぞれの
ピクセルによって放射される全ての放射線をうまく利用して、それ故に上記に説
明される通り、フレーム時間を大幅に減少させるのが可能であり、及び／又は、
分光計の感度を大幅に増加させるのが可能である。この様な画像診断分光計は、
様々なタイプの干渉計並びに光学的収集及び集束装置を含有し得り、それ故に医
療診断及び治療、及び生物学的研究用途、並びに、地質調査及び農業調査のため
の遠隔探知等の、非常に様々な用途において使用され得る。 上記に述べられる通り、米国特許第５，５３９，５１７号明細書に開示される
発明に従う画像診断分光計は、イスラエルのＭｉｇｄａｌ Ｈａｅｍｅｋ、Ｉｎ
ｄｕｓｔｒｉａｌ Ｐａｒｋにある、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｉｍ
ａｇｉｎｇ社によって開発され、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥと本明細書中では呼ば
れている。
【００３４】 任意に顕微鏡に接続されている、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置は、本発明の染
色体を分類するための方法を実行するために使用される。ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢ
Ｅ装置は、下記表１に列挙されている、下記の特性又はより優れた特性を有して
いる。 先行技術のＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置が、眼から空間的に組織されたスペク
トルデータを獲得するために、本発明に従って使用された。 先行技術のＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置が、眼から空間的に組織されたスペク
トルデータを獲得するために、本発明に従って使用された。しかしながら、いか
なるスペクトルイメージャー、即ち、測定し、その後の検索及びその視野中に置
かれている物体の全ての点で放射される光のスペクトルを分析するためにメモリ
ー内に貯蔵する装置、例えばフィルタ（例えば、音響−光学的整調可能なフィル
タ（ＡＯＴＦ）又は液晶整調可能なフィルタ（ＬＣＴＦ））、分散的な構成要素
（例えば、回折格子又はプリズム）を基本とするスペクトルイメージャー、若し
くは他のスペクトルデータ又は多域収集装置（例えば、Ｓｐｅｉｃｈｅｒ Ｒ．
Ｍ．、Ｂａｌｌａｒｄ Ｓ．Ｇ．及びＷａｒｄ Ｃ．Ｄ．（１９９６年）の、組
み合わせの多床ＦＩＳＨによる人間の染色体の核型（Ｋａｒｙｏｔｙｐｉｎｇ
ｈｕｍａｎ ｃｈｒｏｍｏｓｏｍｅｓ ｂｙ ｃｏｍｂｉｎａｔｏｒｉａｌ ｍ
ｕｌｔｉｆｌｏｕｒ ＦＩＳＨ）、Ｎａｔｕｒｅ ｇｅｎｅｔｉｃｓ、第１２巻
、３６８〜３７５頁の開示に従う装置）等が、必要とされるスペクトルデータを
獲得するために使用され得ることが、認識されるであろう。それ故に、特定のタ
イプのスペクトルデータ収集装置や、特定のタイプのスペクトルイメージャーの
使用に、本発明の概念を限定することを意図するものではない。 表１：
【００３５】 上記に述べられている通り、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置は、例えばＣ−台又
はＦ−台コネクタを用いて、いかなる顕微鏡又はマクロレンズにも取付けしやす
く、測定中のいかなる配向にも耐え得る。加えて、装置は、他の拡大手段に、並
びに、様々なタイプの内視鏡、及び眼底検査鏡及び眼底カメラ等のカメラに接続
され得る。それ故に、様々に拡大及び照明されている、眼組織のスペクトル画像
が得られ得る。 本発明による幾つかの用途では（実施例４参照）、処理量の大きいスペクトル
イメージャーが必要とされる。 従って、フーリエ変換の干渉計使用法に基づく処理量の大きいスペクトルイメ
ージャーの様々な可能な配置は、米国特許第５，５３９，５１７号明細書に記載
されており、その中のＳａｇｎａｃ干渉計に基づくイメージャーは、Ａｐｐｌｉ
ｅｄ Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ社によって市販されており、ＳＰＥＣ
ＴＲＡＣＵＢＥ（登録商標）型ＳＤ２００及び３００として販売されている。Ｓ
ＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ及び幾つかのその用途を記載する多くの他の刊行物が、最
近３年間に発行されている（上記参照）。処理量が大きいスペクトルイメージャ
ーを、反射され、伝達され、又は、放射された光を狭いバンドフィルタで濾過す
ることに基づくもの、又は、回折格子又はプリズムを用いてそれを分散させるこ
とに基づくもの等の他のタイプと区別する特徴は、前者のタイプでは、特には雑
音の源がランダムであり、信号とは独立している場合や（フィルタ又は回折格子
分光計に対する、フーリエ変換分光計に関する、Ｒ．Ｊ．Ｂｅｌｌ著、入門フー
リエ変換分光計（Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｏｒｙ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏ
ｒｍ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）、Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ社発行、１
９７２年、２３〜２５頁、及びＪ．Ｃｈａｍｂｅｒｌａｉｎ著、干渉計分光学の
原理（Ｔｈｅ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ
Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ及びＳｏｎｓ、１９７９
年、３０５〜３０６頁参照。）、光子のショット雑音制限がある場合に、測定に
利用可能な光子をより効率的に使用できることである。
【００３６】 他の処理量の大きいフーリエ変換スペクトル画像診断装置は、ＳＴＩＮＧＲＡ
Ｙ ６０００の商品名で、ＢｉｏＲａｄ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社から配布
されている。この装置は、Ｅ．Ｎｅｉｌ Ｌｅｗｉｓ等著の、「赤外線焦点面ア
レイ検出器を使用するフーリエ変換分光計画像診断（Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎ
ｓｆｏｒｍ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ ａｎ
Ｉｎｆｒａｒｅｄ Ｆｏｃａｌ−Ｐｌａｎｅ Ａｒｒａｙ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ
）」、Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ、第６７巻、第１９号（１９
９５年１０月１日）、３３７７〜３３８１頁に記載されている。その組織病理学
の用途は、Ｌｉｎｄａ Ｈ．Ｋｉｄｄｅｒ等著の、病理学のための手段としての
赤外線分光法画像診断（Ｉｎｆｒａｒｅｄ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ Ｉｍ
ａｇｉｎｇ ａｓ ａ Ｔｏｏｌ ｆｏｒ Ｐａｔｈｏｌｏｇｙ）、ＳＰＩＥ
Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ、第３２５７号、１７８〜１８６頁に記載されている。
両方の文献とも、本明細書中に完全に記載されていた如く、言及することによっ
て組み入れられている。 他のタイプの処理量の大きいスペクトルイメージャーは、米国特許第５，７１
９，０２４号明細書に記載されており（尚、それは本明細書中に完全に記載され
ていた如く、言及することによって組み入れられている。）、それは広いスペク
トル適用範囲の適合した反相関関係フィルタに関連する。
【００３７】 米国特許出願第０８／９１７，２１３号によって教示されている通り（尚、そ
れは本明細書中に完全に記載されていた如く、言及することによって組み入れら
れている。）、他のタイプの処理量の大きいスペクトルイメージャーは、スペク
トル伝達特性が、それぞれの特定の用途に適する予め決められている基準に従っ
て選択される、異なる組の広域帯フィルタに基づいている。これらのフィルタが
基づく技術は、例えば、干渉フィルタ、多層干渉フィルタ、狭いバンド及び広い
バンドフィルタ、液晶フィルタ、音響−光学的整調可能なフィルタ、着色ガラス
、カットオン、カットオフ、及びその他、並びにそれらの全ての組み合わせ等の
、多くのタイプのものがあり得る。 １９９８年８月３０日に出願された、米国特許出願第０９／１４３，９６４号
明細書（尚、それは本明細書中に完全に記載されていた如く、言及することによ
って組み入れられている。）は、回折格子によって分散と組み合わされているＬ
ＥＤ源のアレイによる、試料の単色照射について教示している。 これらの処理量の大きいスペクトルイメージャーの全ては、米国特許出願第０
８／９４２，１２２号明細書及び同第０９／１４３，９６４号明細書に記載され
る通りの、眼底カメラと組み合わせて、使用するのに適しているか、又は容易に
適応させられる。 研究者が成功することなく、過去に網膜及び／又は眼底の単色画像診断のため
に、狭いバンドフィルタを使用することを試みたということが理解されるであろ
う。この様な器械類の光子の拒絶が余りに高く、それぞれの波長での測定時間が
、眼の動き及び他の実際的な圧迫により、意味のある結果が妥当な時間内に得ら
れるのには余りに長すぎることが推測される。原則としては、これらの困難性は
、特別に設計されたアルゴリズム又は他の解決法を使用することで克服され得る
が、それらが複雑であることや、開発時間等のために、遭遇した障壁は、このタ
イプの市販の器械類が今日利用可能ではないほど思わしくないものである。 いかなる場合にでも、この研究を行なうためには、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装
置が、眼底カメラ（Ｚｅｉｓｓ Ｍｏｄｅｌ ＲＣ−３１０）のＣＣＤ部分に搭
載され、組み合わされた装置は、光学路が実質的に水平になるように位置させら
れた。これは、患者が座って眼の診査を受けるのを容易にする。白色光源は、眼
の照射のために使用され、反射した光は、収集され分析された。
【００３８】 実施例２ スペクトル画像の表示及び分析 ａ．一般論 上記に述べられている通り、スペクトル画像は、スペクトル情報を画像の空間
組織と組み合わせる、データの３次元のアレイ、Ｉ（ｘ，ｙ，λ）、である。そ
れ自体、スペクトル画像は、その寸法性のために、スペクトルキューブと呼ばれ
る一組のデータであり、それにより特徴を抽出し、別の方法で得るのが難しく、
或る場合には不可能でさえある量を評価するのが可能になる。 分光学及びデジタル画像分析の両方とも、大量の文献によって扱われている公
知の分野であるので（例えば、Ｊａｉｎ（１９８９年）、デジタル画像処理の基
礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｍａｇｅ Ｐｒｏｃ
ｅｓｓｉｎｇ）、Ｐｒｅｎｔｉｃｅ−Ｈａｌｌ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ社
発行参照）、下記の議論は主として、単一のデータの組、即ちスペクトルキュー
ブ中に、分光情報と画像診断情報を組み合わせることの利点に焦点を当てるであ
ろう。 スペクトルキューブの１つの可能性のあるタイプの分析は、スペクトルデータ
と空間データを別々に使用すること、即ちスペクトルデータにスペクトルのアル
ゴリズムを適用して、空間データに２次元の画像処理アルゴリズムを適用するこ
とである。 スペクトルのアルゴリズムのための例として、アルゴリズムは、参照のスペク
トルと、全てのピクセルのスペクトル（即ち、類似性の写像）との間の類似性を
計算し、それぞれのピクセルでの強度が「類似性」の程度に比例する、グレー（
又は他の色）スケール画像（即ち、類似性の写像）が生じると考える。 次いで、このグレースケール画像は、所望の特徴及びパラメーターを抽出する
ために、画像処理及びコンピューター映像技術（例えば、画像の画質の向上、パ
ターン認識等）を使用して、更に分析され得る。
【００３９】 換言すると、類似性の写像は、参照のスペクトルに対して（予めライブラリー
に記憶されているものであるか、又は、同じスペクトル画像又は他のスペクトル
画像のピクセルに属するものの何れか一方）、スペクトル画像のそれぞれのピク
セルのスペクトルの間の差の絶対値の積分を計算し、グレーレベル又は疑似色（
黒及び白、又はカラー）の画像を表示することを必要とし、その中で明るいピク
セルは、小さいスペクトル差に対応し、暗いピクセルは大きいスペクトル差に対
応している、あるいはその逆である。 同様に、分類写像は、類似性の写像について記載されるのと同じ計算を行なう
が、参照スペクトルとして幾つかのスペクトルを取り、幾つかの参照スペクトル
の中の１つに最も類似する様に、その分類に従って、異なる予め決められている
疑似色で表示される画像のそれぞれのピクセルを塗る。 分離できない操作に基づくスペクトル画像のアルゴリズム、即ち局所のスペク
トル情報と近接するピクセル間の空間修正の両方を含むアルゴリズムを適用する
ことも可能である（これらのアルゴリズムの１つは、下記に見られるであろう通
り、基本的な成分分析である。）。 スペクトルキューブ（即ち、Ｉ（ｘ，ｙ，λ））等の、いかなる３次元（３Ｄ
）データ構造を扱う場合にも、自然に生じる基本的な要求の１つは、意味のある
方法でそのデータ構造を明視化することである。例えば共焦顕微鏡によって得れ
らる、地形データＤ（ｘ，ｙ，ｚ）（式中、それぞれの点は、一般には３次元空
間の異なる位置（ｘ，ｙ，ｚ）での強度を表わす。）等の他のタイプの３Ｄデー
タとは異なり、スペクトル画像は、異なる波長で同じ２次元平面の強度（即ち、
試料）を表わす一連の画像である。この理由のために、データのスペクトルキュ
ーブを見るための２つの最も直観的な方法は、画像平面（空間データ）を見るか
、又は、３次元の山−谷表示の波長の関数として、１つのピクセル又は一組のピ
クセルの強度を見るか何れか一方である。一般的に、画像平面は単一の波長で測
定された強度か、又は、全ての画像ピクセルでの、所望のスペクトル領域に渡っ
て、スペクトル分析アルゴリズムを適用した後に生じるグレースケール画像の何
れか一方を表示するために使用され得る。スペクトル軸は、一般には、所望のピ
クセル（例えばスペクトルを平均する）の付近で行なわれる幾つかの空間操作で
得られるスペクトルを表わすのに使用され得る。
【００４０】 例えば、簡単な単色カメラから得られ得る画像と同様の、グレースケール画像
として、又は、重要な特徴を強調し写像するために１又はそれ以上の人工色を利
用する多色画像として、スペクトル画像を表示することが可能である。この様な
カメラはＣＣＤアレイのスペクトル範囲（例えば、４００ｎｍ〜７６０ｎｍ）に
渡って、光学的信号を単に積分するので、「等しい」単色ＣＣＤカメラ画像は、
下記に示される通り、スペクトル軸に沿って積分することによって、３Ｄスペク
トル画像データベースから計算され得る： 方程式２において、ｗ（λ）は、様々なグレースケール画像を計算する際に、
最大の屈折率を提供する一般的な重量対応関数であり、全ては幾つかのスペクト
ル範囲に渡って適当に重量を測られたスペクトル画像の積分に基づいている。例
えば、三刺激対応関数がそれぞれ赤（Ｒ）、緑（Ｇ）及び青（Ｂ）に対応する、
３つの異なる重量関数｛ｗr（λ），ｗg（λ），ｗb（λ）｝を有する、方程式 （２）を評価することによって、従来のＲＧＢカラー画像を表示することが可能
である。また意味のある従来とは異なるカラー画像を表示することも可能でり、
その中では重量関数はＲＧＢとは異なる。図３は、この単純なアルゴリズムの能
力の例を表わす。目的のスペクトルの内側に分布させられる、ガウス関数である
｛ｗr，ｗg，ｗb｝を選択すると考えると、この場合に表示される得られる疑似 色画像は、重量関数に対応するスペクトル領域のデータのみを強調し、よりこれ
らの３つの範囲におけるスペクトル差がより鮮明に検出されうる。
【００４１】 ｂ．点操作 点操作は、単一のピクセル上で行なわれるものであると定義される（即ち、或
る時間に１つのピクセル以上を含まない。）。例えば、グレースケール画像にお
いて、点操作は、予め決められている変換関数に従って、それぞれのピクセルの
強度（強度関数）を、他の強度に写像するものであり得る。このタイプの変換の
特定のケースは、それぞれのピクセルの強度を定数と掛け合わせることである。 点操作の概念はまた、スペクトル画像にまで広げられ得る：ここではそれぞれ
のピクセルは、それ自身の強度関数（スペクトル）、即ちｎ次元のベクトルＶ1 （λ）；λ∈［λ1，λn］を有している。スペクトル画像に適用される点操作は
、下記の変換関数に従って、スカラ（即ち、強度値）にそれぞれのピクセルのス
ペクトルを写像するものとして定義され得る： 方程式３に従ってグレースケール画像を造ることが、このタイプの点操作の一
例である。より一般的なケースでは、点操作は下記の変換関数に従って、それぞ
れのピクセルのスペクトル（ベクトル）を他のベクトルに写像する。 このケースでは、スペクトル画像は、他のスペクトル画像に変換される。 ここで、異なるスペクトル画像の対応するピクセル間の操作を含むところまで
、点操作の定義を広げることができる。このタイプのアルゴリズムの重要な例は
、光学密度分析である。光学密度は、透過スペクトルよりも高い動力範囲で分光
器によって研究される物体の領域を強調し、グラフ表示するために使用される。
光学密度は、対数操作により透過に関係しており、それ故に常に正の関数である
。光学密度と測定されたスペクトルとの間の関係は、下記ランベルトベールの法
則によって与えられる： （式中、ＯＤ（λ）は、波長の関数としての光学密度であり、Ｉ（λ）は、測定
されたスペクトルであり、Ｉ0（λ）は、測定された参照スペクトルであり、τ （λ）は、試料のスペクトル透過率である。）方程式５は、全ての波長に対する
、全てのピクセルに対して計算される。尚Ｉ0（λ）は、（ｉ）ＯＤが計算され るのと同じスペクトルキューブのピクセル；（ｉｉ）第２のキューブにある対応
するピクセル；及び（ｉｉｉ）ライブラリーからのスペクトルから選択される。
【００４２】 光学密度は、測定する装置のスペクトル対応にも、又はＣＣＤ検出器の不均等
性の何れにも依存しないことに注目すべきである。このアルゴリズムは、それら
の吸収係数及び試料の厚みが知られている場合に、相対濃度を、また或る場合に
は、試料の吸収体の絶対濃度を写像するのに有用である。従って、特許請求の範
囲の欄に使用される通り、用語「レベル」はまた、用語「量」、「相対量」、「
絶対濃度」、及び「相対濃度」をも指す、ということに注目すべきである。 更なる例として、例えば：（ｉ）足し算、引き算、掛け算、割り算及びそれら
の組み合わせ等の演算関数によって、与えられたスペクトルを、スペクトル画像
中のそれぞれのピクセルのスペクトルに適用して、新しいスペクトルキューブを
生じさせる。その中ではそれぞれのピクセルの得られたスペクトルは、合計、差
、生成比又は第１のキューブのそれぞれのスペクトルと選択されたスペクトルと
の間の組み合わせである；及び（ｉｉ）上記に記載される通りの演算関数によっ
て、スペクトル画像のそれぞれのピクセルのスペクトルに与えられたスカラを適
用すること等の、様々な一次結合分析等が挙げられる。 この様な一次結合は、例えば、１つのピクセルのスペクトル、又は好ましくは
バックグラウンド領域に位置させられている幾つか又は全てのピクセルの平均ス
ペクトルが、他のピクセル（バックグラウンドではない）のそれぞれのスペクト
ルから引き算される、バックグラウンド引き算に；及び試料分析の前に測定され
たスペクトルが、スペクトル画像のそれぞれのピクセルのスペクトルに分割する
のに使用される較正手順に使用され得る。 他の例としては、比率画像計算法、及びグレーレベル画像としての表示等が挙
げられる。このアルゴリズムは、スペクトル画像の全てのピクセルに対する、２
つの異なる波長での強度間の比率を計算し、それに応じて、明るめ又は暗めの人
工色にそれぞれのピクセルを塗る。例えば、それは、スペクトル的に感度が高い
物質の分布を表示するために、高い比率に対してはピクセルを明るく塗り、低い
比率（即ち、その反対）に対しては暗く塗る。
【００４３】 ｃ．空間−スペクトルを組み合わせた操作 上記に述べられている全てのスペクトル画像分析方法において、アルゴリズム
は、スペクトルデータに単独に適用されている。スペクトル的に処理されたデー
タを画像として表示するのに重要なことは、大部分が品質であり、それによりユ
ーザーに有用な画像を提供する。しかしながら、用途によっては、スペクトル画
像に固有の空間−スペクトル関係を利用するアルゴリズムを適用することによっ
て、更により意味のある方法で、利用可能な画像診断データを使用することも可
能である。空間−スペクトル操作は、殆どの有力なタイプのスペクトル画像分析
アルゴリズムを表わす。例として、下記の状況を考えてみる： 試料は、蛍光物質とは異なるｋで染色されているｋセル型を含有する（本明細
書中の用語「セル」は、生物学的な細胞、及びまた「器械の視野の領域」として
の両方で使用される。）。それぞれの蛍光物質は、独特の蛍光放射スペクトルを
有しており、ｋセル型のたった１つにのみ結合する。ｋセル型のそれぞれの１つ
に対して、セル当たりの平均蛍光強度を見出すことが重要である。この仕事を達
成するためには、下記の手順が使用され得る：（ｉ）画像中のそれぞれのピクセ
ルを、そのスペクトルに従って、ｋ＋１（ｋセル型＋バックグラウンド）の分類
の１つに属する様に分類する；（ｉｉ）画像を様々なセルのタイプに分けて、そ
れぞれのタイプからセルの数を数える；及び（ｉｉｉ）それぞれの分類によって
与えられる蛍光発光エネルギーを合計して、対応する分類からセルの合計数で割
る。
【００４４】 この手順は、スペクトルデータ及び空間データの両方を使用する。関連するス
ペクトルデータは、特徴的なセルスペクトル（即ち、スペクトルの「サイン」）
の形体を取るのに対して、空間データは、様々なタイプのセル（即ち、セルの小
塊）についてのデータからなり、その多くは眼と同様と思われる。このタイプの
状況にとって理想的なタイプの測定は、スペクトル画像である。上記状況におい
て、セルは、それらの特徴的なスペクトルサインによって識別され得る。従って
、適する点操作は、それぞれのピクセルがｋ＋１の値の１つに割り当てられる、
合成画像を生じさせるために行なわれるであろう。異なるセル型の蛍光発光放射
スペクトルは、ｓi（λ）；ｉ＝１，２，．．．．．，ｋ、即ちλ∈［λ1，λn ］であることが知られており、それぞれのピクセル（ｘ，ｙ）で測定されるスペ
クトルは、ｓx.v（λ）、即ちλ∈［λ1，λn］であるとすれば、次いで以下の アルゴリズムが、可能な分類方法である（上記工程１）： ｅ2 iを、セル型ｉに付いた蛍光物質の公知のスペクトルから測定されるスペク
トルの偏差とする。次いで、最小二乗法の「距離」の定義に合わせることで、下
記のように書くことができる： （式中、Ｒλは、目的のスペクトルの領域である。）次いで、画像中のそれぞれ
の点［ピクセル（ｘ，ｙ）］は、下記の基準を使用して、ｋ＋１の分類のうちの
１つに分類され得る：
【００４５】 上記工程ｉｉ及びｉｉｉ（画像区分及び平均蛍光発光強度の計算）は、ここで
方程式６及び７に記載されるアルゴリズムに従って、生じた合成画像について標
準的なコンピューター視覚操作を使用すると簡単である。 他の接近手段は、ｋで知られている蛍光発光スペクトル、ｓi（λ）；ｉ＝１ ，２，．．．．．，ｋの一次結合として、それぞれのピクセルで測定されるスペ
クトルｓx.v（λ）を表わすことである。この場合には、以下を解く、係数ベク トルＣ＝［ｃ1，ｃ2，．．．．．，ｃk］を見出すであろう： ｄＦ／ｄｃi＝０で；ｉ＝１，２，．．．，ｋ（即ち、Ｆを最小にするｃiの値を
見つける）を解くことによって、行列式 （式中、Ａは、下記要素（１０）を有するｋ次元の正方行列であり、 Ｂは、下記の通り定義されるベクトルである。） 演算操作が、与えられたピクセルの、又は、ライブラリーからの２又はそれ以
上のスペクトルキューブ及び／又はスペクトルに、同様に適応され得る。例えば
、データの２つのスペクトルキューブを平均する目的で、得られる第３のデータ
のスペクトルキューブを得るために、第１のデータのスペクトルキューブ及び第
２のデータのスペクトルキューブに属する一対の対応するピクセルの、対応する
波長との間に、演算操作を適用することを例えば考えると、時間は、追跡調査、
スペクトルの正規化等を変える。
【００４６】 多くの場合には、スペクトル画像に存在する物体は、化学的な組成及び／又は
構造が互いに或る程度異なる。共分散又は相関マトリクスを生じさせることによ
る、主成分分析を使用することで、これらの小さい差異が高められる。 分散マトリクスを使用する、主成分分析に関する簡単な記載が、下記に与えら
れている。主成分分析に関する更なる詳細のために、読者は、Ｍａｒｔｅｎｓ及
びＮａｅｓ著（１９８９年）、多変量較正（Ｍｕｌｔｉｖａｒｉａｔｅ Ｃａｌ
ｉｂｒａｔｉｏｎ）、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ及びＳｏｎｓ、英国、並びに、Ｅｓ
ｂｅｎｓｅｎ等編集（１９９４年）、多変量分析−実際。ＣＡＭＯとしてコンピ
ューターの手助けを受けたモデリング及びアンスクランブラーのユーザーガイド
（Ｍｕｌｔｉ ｖａｒｉａｎｃｅ ａｎａｌｙｓｉｓ−ｉｎ ｐｒａｃｔｉｃｅ
． Ｃｏｍｐｕｔｅｒ−ａｉｄｅｄ ｍｏｄｅｌｉｎｇ ａｓ ＣＡＭＯ，ａｎ
ｄ ｔｈｅ Ｕｎｓｃｒａｍｂｌｅｒ'ｓ Ｕｓｅｒ'ｓ ｇｕｉｄｅ）、トロン
ヘイム、ノルウェーを参照する。
【００４７】 この様に、波長λi（ｉ＝１，．．．Ｎ）での画像のピクセルの強度は、長さ がピクセルｑの数と等しいベクトルであるとここでは考えられる。これらのベク
トルがＮ個あるので、測定の全ての波長に対する１つ、これらのベクトルは、ｑ
行、Ｎ列有する行列Ｂ′中に配列され得る： 行列Ｂ′のそれぞれの列に対して、下記の通り、平均が定義される： 及び第２の正規化された行列Ｂは、下記の通り定義される： 共分散行列Ｃは、行列Ｂ：Ｃ＝ＮｘＮの次元のＢT・Ｂと、定義される。Ｃは 、対角行列にされ、固有ベクトル及び固有値は、Ｃ・Ｖi＝μi・Ｖi（式中、Ｖi はＮ直交単位ベクトルであり、μiはｉ番目の単位ベクトルＶiの方向に、分散を
示す固有値である。）によって関連づけられている。一般に、最も少ない成分は
、ピクセルの関数として、最も高いばらつきを示す。 生成物ＢＶi（ｉ＝１，．．．Ｎ）は、直交基底の要素上のスペクトル画像の 投影であり、黒及び白い画像として別々に表示され得る。これらの画像は、特徴
が或る波長で濾過された規則的な黒及び白い画像からは明らかではないことを示
している。
【００４８】 実施例３ 動く物体のスペクトル画像診断 本発明によると、好ましくは干渉計を基本とするスペクトルイメージャーによ
って収集される、眼のスペクトル画像が提供される。 測定を行なうために、干渉計を基本とするスペクトルイメージャーは、カメラ
又はビデオカメラのスナップ写真と比較して、かなり長い時間である、ｃａ．５
秒から６０秒まで変わる時間の間、検査される物体の幾つかのフレームを収集し
なくてはならないので、眼等の、動く物体のスペクトル画像診断は、物体の画像
が不鮮明になったり、その中のそれぞれのピクセルのスペクトルを計算するため
に使用されるアルゴリズムが中断してしまうことになる。 実際に、米国特許第５，５３９，５１７号明細書に開示されている装置を使用
する間、最もよい結果のためには、検査されている物体は実質的に静止している
ことを確実にすべきである。
【００４９】 これは、実際は、Ｓｃｈｒｏｅｃｋ等著、人間の染色体の多色スペクトル核型
（Ｍｕｌｔｉｃｏｌｏｒ ｓｐｅｃｔｒａｌ ｋａｒｙｏｔｙｐｉｎｇ ｏｆ
ｈｕｍａｎ ｃｈｒｏｍｏｓｏｍｅｓ）、Ｓｃｉｅｎｃｅ、第２７３巻、４９４
〜４９７頁（１９９６年）に開示されている通り、スペクトル画像診断が、染色
体の色核型及び色バンドに使用される場合等の、多くの用途におけるケースであ
る。しかしながら、他の用途において、動く物体のスペクトル画像診断は必要と
される。これは、例えば検査される物体が、生物（例えば、人間の眼又はそれら
の特定の領域又は組織）の器官である場合のケースである。 その器官が静止しているものではない、活動している器官のスペクトル画像を
測定する試みは、人工産物が生じ、歪んでいるか又は特にノイズのあるスペクト
ル画像診断データを生じるであろう。フィルタ又は回折格子を基本とするスペク
トルイメージャーを使用して、この様な画像が得られる場合には、空間画像登録
手順が、最もよい結果のためには必要とされるであろう。それにも関わらず、こ
れらのスペクトルイメージャーは、背景の欄に記載される通り制限を受けるので
、あまり好ましくない。 それに反して、この様な画像は、他のスペクトル画像診断装置と比較して多く
の利点を有し、空間登録だけではなくスペクトル修正も必要とされる、干渉計を
基本とするスペクトルイメージャーによって得られるべきである。 １９９７年５月１２日に出願された、ＰＣＴ／ＵＳ９７／０８１５３号明細書
（尚、それは本明細書中に完全に記載されていた如く、言及することによって組
み入れられている。）は干渉計を基本とするスペクトル画像診断のための、空間
登録及びスペクトル修正について教示している。
【００５０】 米国特許第５，５３９，５１７号明細書及び下記の他の刊行物は、スペクトル
画像診断装置及び方法について教示しており、その中で、検査される物体の表面
からの光は、干渉計を通過した、光学的隙間又は視野レンズによって収集され、
その中で、２つの可干渉性の光線に分けられ、次いで検出器の表面が物体の表面
の本当の画像を表わす様に、検出器構成要素の表面を有する、２次元の検出器ア
レイ装置（例えば、可視範囲へのＵＶ中のＣＣＤ）上に、光学機器の構成要素を
集束することによって、それは集束させられる：例えば、（ｉ）、Ｓｃｈｒｏｅ
ｃｋ等著、人間の染色体の多色スペクトル核型（Ｍｕｌｔｉｃｏｌｏｒ ｓｐｅ
ｃｔｒａｌ ｋａｒｙｏｔｙｐｉｎｇ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｃｈｒｏｍｏｓｏｍ
ｅｓ）、Ｓｃｉｅｎｃｅ、第２７３巻、４９４〜４９７頁（１９９６年）；（ｉ
ｉ）Ｍａｌｉｋ等著、量的細胞学のためのフーリエ変換多ピクセル分光法（Ｆｏ
ｕｒｉｅｒ ｔｒａｎｓｆｏｒｍ ｍｕｌｔｉｐｉｘｅｌ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃ
ｏｐｙ ｆｏｒ ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｃｙｔｏｌｏｇｙ）、Ｊ．ｏｆ
Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ、第１８２巻、１３３〜１４０頁（１９９６年）；（ｉｉ
ｉ）Ｍａｌｉｋ及びＤｉｓｈｉ著（１９９５年）、黒色腫ガンのＡＬＡで媒介さ
れたＰＤＴ：新規なスペクトル画像診断装置によって測定される光−増感剤の相
互作用（ＡＬＡ ｍｅｄｉａｔｅｄ ＰＤＴ ｏｆ ｍｅｌａｎｏｍａ ｔｕｍ
ｏｒｓ：ｌｉｇｈｔ−ｓｅｎｓｉｔｉｚｅｒ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ ｄｅ
ｔｅｒｍｉｎｅｄ ｂｙ ａ ｎｏｖｅｌ ｓｐｅｃｔｒａｌ ｉｍａｇｉｎｇ
ｓｙｓｔｅｍ）、ガンの治療及び検出のための光学的方法に関する議事録：光
力学治療における機構及び技術ＩＶ（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｏｐｔｉ
ｃａｌ ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ ｔｕｍｏｒ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ａｎｄ
ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ：Ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓ ａｎｄ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ
ｉｎ ｐｈｏｔｏｄｙｎａｍｉｃ ｔｈｅｒａｐｙ ＩＶ）、１９９５年２月４
〜５日、カリフォルニア州サンホセ、ＳＰＩＥ、第２３９２巻、１５２〜１５８
頁；（ｉｉｉ）Ｍａｌｉｋ等著（１９９４年）、画像診断と分光学を組み合わせ
る新規なスペクトル画像診断装置−生物学への応用（Ａ ｎｏｖｅｌ ｓｐｅｃ
ｔｒａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ ｃｏｍｂｉｎｉｎｇ ｓｐｅｃｔｒ
ｏｓｃｏｐｙ ｗｉｔｈ ｉｍａｇｉｎｇ−ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｆｏｒ
ｂｉｏｌｏｇｙ）、生物医学における光学及び画像診断技術に関する議事録（Ｐ
ｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｏｐｔｉｃａｌ ａｎｄ ｉｍａｇｉｎｇ ｔｅ
ｃｈｎｉｑｕｅｓ ｉｎ ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ）、１９９４年９月８〜９日
、フランスのリール、ＳＰＩＥ、第２３２９巻、１８０〜１８４頁；（ｉｖ）Ｍ
ａｌｉｋ等著（１９９６年）、フーリエ変換多ピクセル分光法及び単一の黒色腫
細胞におけるフォトポルフィリンのスペクトル画像診断（Ｆｏｕｒｉｅｒ ｔｒ
ａｎｓｆｏｒｍ ｍｕｌｔｉｐｉｘ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ ａｎｄ ｓｐ
ｅｃｔｒａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｐｈｏｔｏｐｏｒｐｈｙｒｉｎ ｉｎ
ｓｉｎｇｌｅ ｍｅｌａｎｏｍａ ｃｅｌｌｓ）、Ｐｈｏｔｏｃｈｅｍｉｓｔｒ
ｙ ａｎｄ ｐｈｏｔｏｂｉｏｌｏｇｙ、第６３巻、６０８〜６１４頁；及び（
ｖ）Ｓｏｅｎｋｓｅｎ等著（１９９６年）、去勢されていないネズミの脳におけ
る、画像診断酸素濃度計としての、新規な生物画像診断装置の使用法（Ｕｓｅ
ｏｆ ｎｏｖｅｌ ｂｉｏ−ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ ａｓ ａｎ ｉｍ
ａｇｉｎｇ ｏｘｉｍｅｔｅｒ ｉｎ ｉｎｔａｃｔ ｒａｔ ｂｒａｉｎ）、
ガン及び他の疾患を診断するためのレーザー及び光分光計における発展に関する
議事録ＩＩＩ（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ａｄｖａｎｃｅｓ ｉｎ ｌａ
ｓｅｒ ａｎｄ ｌｉｇｈｔ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ ｔｏ ｄｉａｇｎｏ
ｓｅ ｃａｎｃｅｒ ａｎｄ ｏｔｈｅｒ ｄｉｓｅａｓｅｓ ＩＩＩ）、１９
９６年１月２９〜３０日、カリフォルニア州サンホセ、ＳＰＩＥ、第２６７９巻
、１８２〜１８９頁。
【００５１】 検出器アレイの多くの連続するフレームから得られる様に、検出器アレイのそ
れぞれ及び全ての検出器の構成要素からの信号が記録されると同時に、干渉計が
、検出器のフレームとの同期化で走査させられる。 干渉計のそれぞれの位置では、検出器の構成要素がその対応する画素（ピクセ
ル）を見る、２つの分割された光線との間の光学路差（ＯＰＤ）が、公知の方法
で走査の終盤に変わるので、それぞれのピクセルのために収集された信号は、そ
の特定のピクセルのための光学路差（ＯＰＤ）の関数としての、光の強度である
、インターフェログラムと呼ばれる関数を形成する。干渉計の速度は一定である
ので、ＣＣＤのフレーム時間は一定であり、ＯＰＤは干渉計の角張った位置に比
例する。尚、ＯＰＤ試料は等間隔に置かれている。 よく知られているフーリエ変換分光法に関する技術によると、このインターフ
ェログラム関数に適用される数学的なフーリエ変換操作により、スペクトルが、
即ち問題のピクセルによって放射される全ての波長の光の強度が生じる。 インターフェログラム関数は、物体の表面の全てのピクセルに対して知られて
いるので、この様にして収集された全てのインターフェログラムに対してフーリ
エ変換を適用することによって、スペクトルは計算されて、その中の全てのピク
セルに対して知られ得る。
【００５２】 米国特許第５，５３９，５１７号明細書は、スペクトル画像診断装置及び方法
に関する幾つかの実施形態を教示しており、それぞれは、物体のスペクトル画像
を測定し得る。尚、その中で使用されるタイプの干渉計において、装置は互いに
異なる。 一般的に、たとえ干渉計が、干渉計走査のいかなる１つの場所で使用されてい
るとしても、ＯＰＤは、軸上の光線及び軸外光線では異なり、その結果として、
ＯＰＤは同じフレーム中のピクセルからピクセルまで異なることは、よく知られ
ている。 例えば、Ｊｏｈｎ Ｃｈａｍｂｅｒｌａｉｎ著、干渉計分光学の原理（Ｔｈｅ
ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｓｐｅｃｔ
ｒｏｓｃｏｐｙ）、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ及びＳｏｎｓ、１９７９年、２２０頁
、方程式８．３及び８．４ｂによって説明されている通り、マイケルソン型の干
渉計においてＯＰＤは、以下の方程式に従って変わる： （式中、λは光の波長であり、αは軸上の光線と軸外の光線との間の角度である
。） 方程式１５によると、特定のピクセルに依存するＯＰＤは、比較的低い。事実
、方程式２において、αは小さい角度であるので、用語（１−ｃｏｓα）は、ゆ
っくりとα2として変わる。
【００５３】 しかしながら、図２に示されるもの等の、３角形の干渉計において、ＯＰＤは
より速く変わる。即ち米国特許第５，５３９，５１７号明細書の第１３欄の方程
式３１に示される通り、水平方向に光線の入射角の射影と（水平方向に画像の中
心からの対応するピクセルの距離の射影に等しい）、直線的に変わる。 この事実は、干渉計を基本とするスペクトルイメージャーにとって、２つの重
要な結果を有する。 第１に、全てのピクセル及び全ての検出器フレームに対して、ＯＰＤの跡をつ
けなければならず、その結果走査の終盤で、フーリエ変換アルゴリズムによって
、スペクトルを再構築することが可能である。これは、（ｉ）全てのフレームに
対する干渉計の位置、及び（ｉｉ）画像中のピクセルの位置を知ることによって
なされる。 第２に、測定の間検査される物体は動くのが当然であり、様々なフレームの空
間登録が失われ、それぞれのフレーム中のそれぞれのピクセルの実際のＯＰＤは
、物体が静止している場合とは異なる。従って、測定の間その動きを無視しなが
ら、その物体のスペクトル画像が計算される場合、例えばいくらかの又は全ての
スペクトル範囲に渡って定義されている赤−緑−青（ＲＧＢ）関数によって、収
集されたデータを使用して、物体は表示され、次いで（ｉ）画像は、測定の間空
間登録を失うために、不鮮明に見えるであろう。また、（ｉｉ）計算されたスペ
クトルは、フーリエ変換の正しくない（即ち、登録されていない）ＯＰＤを使用
するために、非常にノイズが多く、矛盾が見られるであろう。
【００５４】 動く物体のスペクトル画像を得るために使用され得る、干渉計を基本とするス
ペクトル画像診断のための、空間登録及びスペクトル修正の方法の記載に向ける
前に、静止した物体の測定に対する従来技術の方法を記載する。 従って、静止した物体の測定は、下記工程を含有する。 第１に、スペクトル画像診断装置は、検査される物体に関して、調整されて、
焦点を合わせられる。 第２に、干渉計は、ＣＣＤによって物体のフレームを連続して、獲得しかつ貯
蔵しながら、等間隔を置いたＯＰＤ工程で走査させられる。 第３に、データを、物体の画像の全てのピクセルに対するインターフェログラ
ム関数に、整理する（例えば、ソフトウェアーによって）。 第４に、別個の測定可能な一組のデータである測定データを、理論的に連続し
たインターフェログラム関数の代わりに使用し得る様に、データを調整するため
に、ウインドウ又はアポディゼーション（Ｃｈａｍｂｅｒｌａｉｎ（１９７９年
）、干渉計分光学の原理（Ｔｈｅ ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ ｉｎｔｅｒｆ
ｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ及び
Ｓｏｎｓ、１３１頁、並びに、以下のページ参照。）と呼ばれる、幾つかのよく
知られている処理工程を行なうのが好ましい。 第５に、それぞれのインターフェログラムに対するデータの数が、挿入された
点を多く有するスペクトルを与えるために、また高速フーリエ変換アルゴリズム
（Ｃｈａｍｂｅｒｌａｉｎ（１９７９年）、干渉計分光学の原理（Ｔｈｅ ｐｒ
ｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｓｐｅｃｔｒｏｓ
ｃｏｐｙ）、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ及びＳｏｎｓ、３１１頁、並びに、以下のペ
ージ参照。）を使用するために、もともとのデータ数の中の２つの力を等しくす
る点の数に満たされる様な、「ゼロ挿入（Ｚｅｒｏ ｆｉｌｌｉｎｇ）」手順を
、典型的に行なう。 第６に、複雑な（実際及び想像上の部分）フーリエ変換を、それぞれのインタ
ーフェログラムに対して高速フーリエ変換を適用することによって、計算する。
その代わりに、幾分好ましくはないが、まっすぐなフーリエ変換アルゴリズムを
適用する。後者の場合では、「ゼロ挿入」は必要ではない。 第７に、全てのピクセルのスペクトルを、以下の様にして得られる複雑な関数
のモジュール（長さ）として計算する。尚、関数は、ＯＰＤ、波数σ、次いで波
長の逆数：σ＝１／λに対して、結合したパラメーターの別個の値に対して定義
される。
【００５５】 高速フーリエ変換アルゴリズムは、非常にかなり計算時間を短くするが、それ
は、ＯＰＤが等間隔を置いている場合、及びインターフェログラムが定義される
点の数が、２つの力に等しい場合にのみ、使用され得る。この理由のために、ま
っすぐなフーリエ変換アルゴリズムは、一般的には使用されない。 動く物体のスペクトル画像を得るために使用され得る、干渉計を基本とするス
ペクトル画像診断のための空間登録及びスペクトル修正の方法を以下に記載する
。 下記の記載は、無作為又は作為的な動きで、イメージャーの視界の線と実質的
に垂直な平面上で、精密にまた直線的に動く物体に関する。換言すると、スペク
トルイメージャーを通して見られる通り、その部分全てがそれらの形状及び大き
さ、並びにそれらの相対距離を保つ様な方法で物体は動く。 この様に、平面を変えることなく（即ち、物体が焦点に残る様に、器械に近づ
いたり、又は遠ざかったりすることなく）、無作為方向に精密に動く物体の場合
、本発明の方法による測定工程は、下記の通りである。 第１に、スペクトル画像診断装置は、検査される物体に対して調整されて、焦
点を合わせられる。 第２に、干渉計は、ＣＣＤによって物体のフレームを連続して、獲得しかつ貯
蔵しながら、ＣＣＤフレームとの同期化で、一定速度で走査させられる。しかし
ながら、上記従来技術の記載と反して、物体が動くことによって、得られたＯＰ
Ｄ工程は、上記に記載される通り、本質的には等間隔ではない。連続的なＯＰＤ
間の差異は、ここでは無作為である：それは、干渉計の動きと物体の動きとが組
み合わされた結果であり、それは干渉計の位置及び速度に対して、物体の瞬間の
位置及び速度に依存して、増加したり又は減少したりし、それは負（データ点か
ら次へＯＰＤを減少させることを意味する）でさえあり得るし、また動きが視野
よりも大きい場合や、又は、動きが前の位置へ即座に戻って視野よりも大きい突
然の移動である場合には、データ点は全て失われてしまい得る。ＯＰＤ軸の或る
領域では、データ点は密になり、他ではそれらはまばらであろう。
【００５６】 第３に、データを、画像の全てのピクセルに対するインターフェログラム関数
に、整理する（例えば、ソフトウェアーによって）。しかしながら、ここでは簿
記は、より複雑である。この工程を成し遂げるために、まず初めに、参照として
取られるフレームに関して、測定される全てのフレームの空間移動ベクトルを見
つけなければならない。この様にして、それぞれのフレーム中の全てのピクセル
に対する実際のＯＰＤが見つけられ得る。これは、本発明による方法の非常に重
要な工程であるので、下記により詳細に記載する。 第４に、別個の測定可能な一組のデータである測定データを、理論的に連続し
たインターフェログラム関数の代わりに使用し得る様に、データを調整するため
に、ウインドウ又はアポディゼーションと呼ばれる、幾つかのよく知られている
処理工程を行なうのが好ましい。 第５に、ここで、方法は２つの代わりの支流に別れる。第１によると、それぞ
れのピクセルの測定されたインターフェログラムは、更には挿入されず、その対
応するフーリエ変換を計算するためにまっすぐなフーリエ変換アルゴリズムと共
に使用されるであろう、それに対して、第２によると、それぞれのピクセルの測
定されたインターフェログラムは、等間隔のＯＰＤ値を達成するために挿入され
、そのフーリエ変換を計算するために高速フーリエ変換アルゴリズムと共に使用
されるであろう。それぞれの代わりのものは、利点及び欠点を有する。速度は、
後者ではより速いが、挿入が間違いを引き起こすので、データの信頼性は前者の
方が高い。 第６に、それぞれのピクセルに対する複雑な（実際及び想像上の部分）フーリ
エ変換を、上記第５の工程でなされる代わりの選択に依存して、それぞれのイン
ターフェログラムに対して、まっすぐ又は高速フーリエ変換を適用することによ
って、計算する。 第７に、全てのピクセルのスペクトルを、以下の様にして得られる複雑な関数
のモジュール（長さ）として計算する。尚、関数は、ＯＰＤ、波数σに対して、
結合したパラメーターの別個の値に定義される。
【００５７】 フーリエ変換の理論、及び測定されたインターフェログラムから出発する、実
際の物理的スペクトルに対する近似値として数学的スペクトルを計算する数学的
工程についての、更なる詳細のために、読者は、Ｃｈａｍｂｅｒｌａｉｎ（１９
７９年）、干渉計分光学の原理（Ｔｈｅ ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ ｉｎｔ
ｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅ
ｙ及びＳｏｎｓ等の教本を参照する。尚、これは本明細書中に完全に記載されて
いた如く、言及することによって組み入れられる。 Ｃｈａｍｂｅｒｌａｉｎ（１９７９年）の第２、４、５及び６章の幾つかの最
重要点の中に、以下のフーリエ変換操作の基本とそれに関する考察が、記載され
ている。関数ｆ（ｋ）とそのフーリエ変換Ｆ（ｘ）との間のフーリエ積分関係が
、３１頁に示されている。原則として、ｆ（ｋ）及びＦ（ｘ）は、それらの変り
得る連続関数であるが、実際にはそれらは別個の値として常に知られており、そ
の結果フーリエ積分は、５５頁に示される通り、無限合計によって近似されるの
である。次いで、無限の合計は、５７頁に示される通り、測定可能な合計で代用
される。電磁放射線の場合の完全で実際的な干渉関数は、９６頁及び１０４頁に
示される通り導かれる。物理的スペクトルと数学的スペクトルとの間の関係は、
１２７頁に示されており、サンプリング及び相の間違いの修正の理論は、６．７
〜６．１１節に示されている。最後に、高速フーリエ変換アルゴリズムは、第１
０章に詳細に書かれており、別個の間隔が全て等しい場合にのみ操作するように
示されているが、この操作はまっすぐなフーリエ変換よりも速い。
【００５８】 上記に記載される方法の第３工程は、多くの代わりの方奉でも成し遂げられ得
ることを、当業者であれば理解するであろう。これらの代わりの方法の１つが、
下記に挙げられる。 第１に、フレームの１つは、参照フレームとして定義される。原則として、ど
のフレームが参照として選択されるかは重要ではない。しかしながら、実際には
、一組の移動ベクトルに対しておおよそ中央に置かれているフレームを選択する
のがよりよく、その結果選択されたフレームと全ての他のフレームとの間の全部
の空間的重なりが、最大にされる。この様に、参照フレームを選択することは、
測定されるそれぞれのフレームに対して、移動ベクトルを見出すのを助ける。 第２に、第１のフレームと参照フレームとの間の強度における差異である、減
法画像が表示される。 第３に、強度の差異を常に表示しながら、第１のフレームは、表示されている
減法画像が実質的にどこでもゼロになるか又は実質的に特徴を持たない位置が見
つけられるまで、左右及び上下方向に少しずつ動かされる。この理想的な場合に
おいては、その中で動きは完全に精密であり、減法画像は、重なりの全てのピク
セルでゼロと等しい。しかしながら、実際には、僅かなパターンが常に存在し、
次いで最もよい位置は、このパターンが強度の点で最小にされる位置である。経
験から、空間登録が僅か足らないと２つのフレーム間の差異を強調し、それ故に
それが検出され易いので、眼で実質的にゼロの位置を見つけることは極めて簡単
であることが判った。この手順は、様々な公知のアルゴリズムを使用して、自動
的に行なわれ得る。例えば、Ａｎｉｌ Ｋ．Ｊａｉｎ著（１９８９年）、デジタ
ル画像処理の基礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ ｄｉｇｉｔａｌ ｉｍａ
ｇｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）、 Ｐｒｅｎｔｉｃｅ−Ｈａｌｌ Ｉｎｔｅｒｎ
ａｔｉｏｎａｌ ａｎｄ ｓｙｓｔｅｍ ｓｃｉｅｎｃｅｓ、ｓｃｉｅｎｃｅ、
４００〜４０２頁参照。しかしながら、フレームに載せられたフリンジが存在す
るために、フレームを自動的に空間登録する前に、フリンジ抑制アルゴリズムを
使用するのが好ましい。 第４に、第１のフレームに対する移動ベクトルが記録される。 第５に、手順は、測定の全ての更なるフレームに対して、繰り返される。 そして最後に、位置に対するＯＰＤ依存性を知って（それは全ての干渉計に対
して特定の依存である。）、全てのフレーム中の全てのピクセルに対するＯＰＤ
ベクトルを、計算して貯蔵する。
【００５９】 測定の間に生じ得る問題、及び最終の結果に影響を与える問題は、物体の動き
の振幅に殆どが関係している。この方法が有用であるためには、動きの振幅は、
余り大きすぎないのが好ましい。特には、幾つかの可能性のある問題が生じ得る
。 第１に、インターフェログラムの全域は、多分見つからず、挿入するのを非常
に困難にする（挿入する場合）。 第２に、インターフェログラムの中央の位置が、完全に見つからない場合は、
フーリエ変換を計算することができない。 そして最後に、検査される物体が動くために、実際のＯＰＤ工程が（動きに対
する修正の後）、ナイキスト条件（器械の感度の最も短い波長の２分の１）より
も大きい場合は、見せ掛けの結果が導かれ得る。
【００６０】 それにもかかわらず、矯正的な行為が引き受けられ得り、それらの内の幾つか
を下記に列挙する。 第１に、中央の位置が存在する場合、インターフェログラムの中央を見つける
ことは通常容易である。この場合に、インターフェログラムが非対称である場合
は、その片側のデータ点は、他方に反映されて、この過程で穴が埋められる。 第２に、必要とされるスペクトル解像度及び測定時間と適合する、最も小さい
ＯＰＤ工程を取る。これは再び、インターフェログラム中に大きな穴を許さない
傾向を有するであろう。 第３に、干渉計の走査を２回又は３回繰り返し、次いであたかも１回の測定で
測定されたように、データを結合する。従って、ＯＰＤが、１回の走査では見つ
からない場合には、機会は（無作為な動きに対して）、それが他の走査で見つか
らないであろうことである。 第４に、フレーム中のＯＰＤが一方向にのみ変わる（例えば、水平）干渉計に
おいて、及び物体の動きが一方向のみである場合は（例えば、人間の眼は優先的
に不随意な水平の動きを表示する。）、器械が光学軸の周りを回転させられるの
を確かにする、その結果ＯＰＤ勾配は物体の動きの方向に垂直である。この様に
して、動きはフレームの空間登録のみに影響を与え、インターフェログラムは、
殆ど影響を受けずにとどまり、エラーに対する１つの源をかなり減らす。 第５に、特徴のない物体の場合、全てのピクセルがどんな場合でも等しいので
、動きは著しく影響を与えないであろうと考えられる。 そして最後に、下記の区別がなされるべきである：（ｉ）平面上を精密にかつ
直線的に動く物体、即ちその部分全部がそれらの形及び大きさを保ち、そしてそ
れらの相対距離を、スペクトル画像診断装置を通して見られる様に、一定にする
様に物体は動く、及び（ｉｉ）その部分全部がそれらの形及び大きさを保つが、
その部分の相対距離は、時間毎に変り得る様な、平面上を直線的に動く物体。明
らかに、前者の場合は、後者よりも単純である。加えて、一旦許容可能な解決方
法が前者に見つけられると、後者は一般的には、それぞれの１つは別々に精密に
動くが、互いに対して動き得る個々の域に物体を分けて、次いで個々の域に、前
者の場合の解決法を適用することによって、解決され得る。
【００６１】 本明細書中の上記に記載される考察は、或るタイプの動きに対しては、特には
精密な直線の動き（無作為若しくは作為的の両方）に対しては、確かであるとい
うことに注目すべきである。しかしながら、本明細書の上記に記載される考察の
幾つかは、他のタイプの動き、例えば精密ではない及び／又は直線的ではない動
きに対して、一般化され得ることが明らかであるであろう。いかなる場合でも、
物体の部分は、形を変え、測定の間視界から消え、次いで明らかに測定は不完全
になるであろうから、器械の視界の線に対して垂直な軸の周りの物体の回転は原
則的には扱えない。 当業者であれば理解されるであろう通り、動く物体の問題を解決することは、
本質的には等間隔ではない値に対して定義される、インターフェログラムのフー
リエ変換を計算することと等しい。この問題は、電波天文学において知られてお
り（合成画像診断（Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ Ｉｍａｇｉｎｇ）（１９８６年）、
Ｐｅｒｌｅｙ、Ｓｃｈｗａｂ及びＢｒｉｄｌｅ著、国立電波天文学観測所のサマ
ースクールの報告書（Ｒｅｐｏｒｔ ｏｆ Ｓｕｍｍｅｒ Ｓｃｈｏｏｌ ｏｆ
ｔｈｅ Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｒａｄｉｏ Ａｓｔｒｏｎｏｍｙ Ｏｂｓｅｒｖ
ａｔｏｒｙ）、７２頁、Ｇｒｅｅｎｂａｎｋ Ｗ．、バージニア州参照）、そこ
では低いＯＰＤ範囲のデータを凝集しており、これにより、弱い点の源を検出す
るのを難しくする、画像強度に大きな波動が導かれる。
【００６２】 明らかに、生きている組織の場合には、不可能ではないが、分析される組織を
完全に動きを止め続けるのは、一般的には難しい。これは呼吸、心音、患者の付
随的な動き等のためである。組織自身が、外部の機械的手段（例えば、角膜手術
の間、眼を静止させ続けるための特別なホルダー）によって静止するようにさせ
られる場合でさえも、血液が血管の中を循環しているという事実にすぎないこと
よって、検査される組織に小さい動きが引き起こされる。この場合には、特に物
体が顕微鏡によって拡大される場合に、分析される域の動きも拡大される。 空間登録及びスペクトル修正について記載されるものと組み合わせられる、言
い換えれば検査される物体の動きに対して空間的及びスペクトル的の両方を補う
、それを提供するスペクトル情報に基づく、米国特許第５，５３９，５１７号明
細書に教示される通りの、干渉計を基本とするスペクトル画像診断装置は、網膜
の血管内のヘモグロビンの酸素飽和量、及びその時のヘモグロビンの濃度を、健
康な組織を侵すことなく評価するのが可能であるばかりではなく、それを提供す
る画像診断情報のために、それは網膜虚血の検出及び写像にも使用され得る。限
定されるものではないが、主成分に対する等の進歩したスペクトル分析アルゴリ
ズム、又は、神経網アルゴリズムに加えて、異なる網膜症段階の分類、及び例え
ば糖尿病患者の治療類別に有用であることも判り得る。
【００６３】 生きている組織の多くの化学物質は、血管及び代謝の機能に関連している。そ
れ故に、例え網膜虚血に対する主な要素が酸素であり、それがオキシ−又はデオ
キシ−の形体のヘモグロビンの濃度によって測定され得るとしても、ＮＡＤ+、 ＮＡＤＨ、フラビン、シトクロム、酸化酵素、還元酵素等の、他の構成成分の濃
度を測定することによっても、重要な情報を得ることができる。 組織のこの様な化学的構成成分のスペクトル検出に対して記載されている、大
量の先行技術を考慮して、反射率における吸収ピークと、ＵＶ又は青色光線の蛍
光発光ピーク、それらの濃度に対する単一又は複数の波長励起との相関関係を示
すと、記載される方法と組み合わされる、米国特許第５，５３９，５１７号明細
書によって教示されている通りの干渉計を基本とするスペクトル画像診断装置は
、同時に生物の動きのある器官／組織に、１又はそれ以上のこの様な成分の濃度
を写像するのに使用され得ると考えられる。画像診断装置が操作されるであろう
、特定のハードウェアーの構成は、得られる情報のタイプ及び量を読み取るであ
ろう。
【００６４】 例えば、最も簡単で最もまっすぐな構成は、その画像診断装置が眼底カメラの
ＣＣＤ部分に取付けられている場合であり、その結果網膜は映像が映し出され、
同じ広い幅の眼底カメラの白色光源が、網膜から反射された光を測定するのに使
用される。この場合、酸素濃度は、デロリー（Ｄｅｌｏｒｉ）のアルゴリズムを
使用して測定され得るか（Ｄｅｌｏｒｉ著（１９９５年）、Ａｐｐｌ． Ｏｐｔ
ｉｃｓ、第２７巻、１１１３〜１１８８頁、及びＡｐｐｌ． Ｏｐｔｉｃｓ、第
２８巻、１０６１頁、並びに、Ｄｅｌｏｒｉ等著（１９８０年）、Ｖｉｓｉｏｎ
Ｒｅｓｅａｒｃｈ、第２０巻、１０９９頁）、又は、同様に、映像が映し出さ
れた網膜の全てのピクセルに適用され得る。干渉計を基本とするスペクトル画像
診断装置に基づくより複雑な装置は：（ｉ）自己蛍光発光スペクトル画像診断；
（ｉｉ）ＵＶ又は青色光の蛍光発光励起を使用する、スペクトル画像診断；（ｉ
ｉｉ）以下の波長で、単一に、同時に、又は連続して、レーザーで励起させられ
た蛍光発光を使用する、スペクトル画像診断：６５０、４４２、３７８、３３７
、３２５、４００、４４８、３０８、３７８、３７０、３５５、又は、同様の情
報を与える他の等しい波長。 これらの構成は、別々にか、又は、同じ器械の幾つかの組み合わせで組み合わ
されて、幾つかの方法で組み立てられ得る：器械は、光源、眼底カメラ、並びに
、小児科医にとって有用な方法で、データを解釈し、それを表示するための、コ
ンピュータ及びソフトウェアを含有する、スペクトル画像診断装置からなる。
【００６５】 白色光反射、自己蛍光発光、単一波長の連続波レーザー励起蛍光発光、又は、
複数の波長のレーザー励起蛍光発光の全ての場合において、試料は照射されて、
スペクトル画像は測定される。 パルス化されたレーザー照射の場合では、スペクトル画像診断装置の作動方法
は、僅かに修正されて、基本的ではないし実質的ではないが、走査するのに器械
にとって重要である、幾つかのハードウェアーの変更を要求する。これらの変更
は、下記の通りである。 単一のパルス化されたレーザーで励起された蛍光発光スペクトル画像診断にと
って、レーザーパルス及び画像診断装置のＣＣＤのフレームグラッビングは、干
渉計の走査角度と同期させられ、その結果それぞれのパルスで、干渉計は工程を
行い、新しいフレームがコンピューター（幾つかのパルスが、一般にはそれぞれ
のフレームに対して、この数がフレームからフレームまで変らない限りは、使用
され得る。）によって収集される。この様にして、それぞれのＯＰＤ値での、イ
ンターフェログラムの値は、レーザーのパルスの同じ数に対応する。これは、そ
れぞれのフレームが同じ合計の照射強度で取られるか、さもなければ、それぞれ
のフレームが、異なる数のレーザーパルスから生じる蛍光発光を測定し、インタ
ーフェログラムが歪められるであろうことを確かにする必要がある。
【００６６】 幾つかのパルス化されたレーザーで誘導される蛍光発光スペクトル画像診断に
とって、仕事の方法は、２つの方法があり得る：（ｉ）連続して、上記の通り別
々にそれぞれのレーザーに対して、全体のスペクトルキューブを集める；これは
、測定の間は、たった１つのレーザーのみが活性化されて、終わりごろにそれぞ
れのレーザーの波長に対して測定される１つのスペクトルキューブがあることを
意味する；及び（ｉｉ）連続してそれぞれのレーザーを干渉計及びフレームグラ
ッビングと同期化してパルス化し、その結果全てのレーザーは、干渉計の次の工
程の前に連続して交換され、次のフレームが取られる；この場合には、終わりご
ろに、たった１つのスペクトルキューブのみが測定される。 全ての情報が、分析されて解釈されなければならない。最も重要なアルゴリズ
ムは、異なる波長の間で、また画像の異なるピクセルの間で得られる強度を比較
するタイプのものであろう。これらのアルゴリズムは、強度のばらつき、並びに
、組織の異なる領域間、及び異なる波長間の比を考慮すべきである。方法は、非
常に感度が高く、また大量の情報をそれが与えるであろうので、スリットランプ
画像診断（白色光又は濾過された光）を置き換え得る。 他の用途は、当業者にならば明らかであろう。これらとしては、脈絡網虚血、
急性区分脈絡膜虚血、虚血性視神経障害、角膜及び虹彩問題等による失明、並び
に、白色光又は異なる源の蛍光発光のいずれか一方を使用する、画像診断技術に
よって今日分析される多くの他のもの等が挙げられる。
【００６７】 米国特許第５，５３９，５１７号明細書によるスペクトル画像診断装置は、内
視鏡及び腹腔鏡等の画像診断光学器械の構成装置に取付けられ得るので、それは
、除去されるべき病気に患った組織を正確に定めるために、切除を始める場所や
、止める場所を決定する際に手助けするために、また、操作手順の間全ての病気
に患った組織を除去したかどうかを判断するために、手術の前、間又は後に、外
科医に手助けとして使用され得る。これらのスペクトル画像診断装置は、化学組
成による、次いでそのスペクトル特性に関連する、組織の性質を分析するのに、
及びユーザーが把握し、決定し、また、実行するために、視覚的な写像（通常は
向上させられた）を提供するのに本質的に適している。 生体内の癌にかかった組織の検出をする場合、ハードウェアーの構成と、必要
とされるアルゴリズムの分析及び表示の両方のタイプが、上記に記載される眼科
学の例と非常に似ている。差異は、収集光学器械の構成装置の中（例えば眼底カ
メラに代わる異なるタイプの内視鏡）、検出に必要とされる幾つかの基本的な分
子成分のタイプの中に存在する：酸素濃度等の、これらのうちの幾つかは、多分
共通しており、更なる他のものは、コラーゲン及びエラスチン、ＤＮＡ染色質等
の細胞核中の遺伝子物質等である。複数の波長又はパルス化された励起の場合の
照射及び同期化の要求も、同様である（Ｐｉｔｒｉｓ等著、ＳＰＩＥによる欧州
生物医学的光学週間で提出された論文（Ｐａｐｅｒ ｐｒｅｓｅｎｔｅｄ ａｔ
Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ Ｗｅｅｋ ｂｙ
ＳＰＩＥ）、１９９５年９月１２〜１６日、スペインのバルセロナ）。 全てのこれらの例において、空間登録及びスペクトル修正が要求され、記載さ
れる方法によって提供される。 空間登録の及びスペクトル修正方法の能力については、本明細書の以下に更に
記載され、実例が挙げられる。
【００６８】 空間登録及びスペクトル修正−画像に対する影響： 図４ａは、本発明の方法に従って記載される通りの空間登録及びスペクトル修
正手順を使用しないで、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置を使用する、健康な人の右
側の眼の網膜の乳頭のスペクトル画像を表わす。それに反して、図４ｂは、本発
明に従う空間登録及びスペクトル修正手順の後の、まさに同じ画像を表わす。 両方の画像において、網膜の乳頭は、酸素及び他の栄養分（細動脈）で視神経
を育て、代謝の間に生じた老廃物及び二酸化炭素を取り除く（静脈）、血管に沿
って、画像の中央の位置でより明るめの様に思われる。しかしながら、２つの画
像の比較から明らかに分かる様に、測定の間の眼の動きのために、図４ａの画像
は非常に不鮮明である。空間登録及びスペクトル修正が適用されている、本発明
の方法に従う修正処置により、図４ｂに示される通り、かなり鮮明な画像が得ら
れた。
【００６９】 更には、図４ａ及び図４ｂに示される画像は、組織の空間的組織化を示すだけ
ではなく、直接的な方法ではないが、スペクトル情報も示す。換言すると、画像
中の異なる色の存在は、そのスペクトルに従って、また予め選択されたＲＧＢ関
数に従って、それぞれのピクセルが、対応する強度におけるＲＧＢ色によって表
わされる様に、画像のそれぞれのピクセルのスペクトルに対してＲＧＢアルゴリ
ズムを適用することによってもたらされる。図４ａに示される画像のピクセルに
関連する、歪められたスペクトルの結果として、本明細書中の以下に更に示され
る通り、どちらか一方の画像に適用される場合、ＲＧＢ関数によって異なる結果
が生じることが明らかである。 この実施例は、検査される動く物体、このケースでは眼のはっきりした有益な
画像を得るために、空間登録及びスペクトル修正の重要であることを強調してい
る。 以下の実施例は、意味のあるスペクトル情報を、検査される物体の選択された
領域から得るために、スペクトル修正が重要であることを詳細に示している。尚
、その情報は、検査される組織の代謝条件等についての情報を達成するのに使用
され得る。
【００７０】 スペクトル修正−インターフェログラムに対する影響： 図５ａは、本発明の方法に従って記載される通りの空間登録及びスペクトル修
正手順を使用しないで、図４ａに表わされる画像の単一のピクセル（ｘ＝１１２
、ｙ＝１５１）に対して計算されたインターフェログラムの部分を表わしている
。それに反して、図４ｂは、本発明の方法に従う空間登録及びスペクトル修正手
順の後の、まさに同じピクセルのインターフェログラムの対応する部分を表わす
。 図４ａのインターフェログラムを吟味することによって、関数の右の部分は全
体的にみて典型的ではないのに対して、関数の左と中央の部分（等間隔の時間で
測定された）は、典型的なインターフェログラムと類似していることが明らかに
なる。矢印によって示されている局部的な最高値は、検査される物体の突然の運
動（例えば、眼の断続的運動）によるものである。信号の特徴のない増加は、物
体が静止したままの場所と比較される通り、物体が測定される異なる点が、その
元の場所ではないところに突然現われ、インターフェログラム関数に対して異な
る値を与えるという事実によるものである。 本発明の方法に従う空間登録及びスペクトル修正手順の後に適用されるにも拘
わらず、図５ｂに示される通り、同じピクセルのインターフェログラム関数は典
型的である様に思われる。 図５ｂに見られ得る通り、修正されたインターフェログラムは、充分に挙動さ
せられる。それは、図５ａの修正されていないインターフェログラムを特徴付け
る、疑似の断続又は特徴のない部分を持たない。
【００７１】 しかしながら、図５ｂの修正されたインターフェログラムは、ここでは不均等
な間隔で定義される。例えば、フレーム番号１０７の周りであり、データ密度が
く、それは干渉計の走査方向と反対の方講に眼が動いたことを意味している、そ
の周りのＯＰＤ間隔が増加しているのに対して、フレーム番号１０９．５の周り
では、それは干渉計の走査方向と同じ方向に眼の動きの大きさによって形成され
る人工のフレーム番号であり、データの密度は高めであり、その周りのＯＰＤ間
隔が減少している、ということに気が付く。 それ故に、特定のピクセルの物理的スペクトルを近似するために、フーリエ積
分を行ない得る幾つかの手段がある。１つの手段によると、与えられたＯＰＤ値
の間に挿入し、次いで等間隔のＯＰＤ値を有する新しいインターフェログラムを
定義するので、従ってそのピクセルの物理的スペクトルを近似するために高速フ
ーリエ変換アルゴリズムを使用することができる。他の手段によると、下記方程
式（１６）を使用して、それら自信の間隔に従って重量測定されたインターフェ
ログラム値の合計として、フーリエ変換を計算し得る： （式中、Ｋは定数であり、ｆ（σ）は、波長λ＝１／σでのスペクトルの値であ
り、Δiは、ｘiでのＯＰＤとｘi+1でのＯＰＤとの差異である。）合成画像診断 （Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ Ｉｍａｇｉｎｇ）（１９８６）、 Ｐｅｒｌｅｙ、Ｓｃ
ｈｗａｂ及びＢｒｉｄｌｅ著、国立電波天文学観測所のサマースクールの報告書
（Ｒｅｐｏｒｔ ｏｆ Ｓｕｍｍｅｒ Ｓｃｈｏｏｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｎａｔｉ
ｏｎａｌ Ｒａｄｉｏ Ａｓｔｒｏｎｏｍｙ Ｏｂｓｅｒｖａｔｏｒｙ）、７２
頁、Ｇｒｅｅｎｂａｎｋ Ｗ．、バージニア州参照）に記載される方法等の、物
理的スペクトルを近時するための更なる方法があり得るということが、当業者で
あれば明らかであろう。
【００７２】 スペクトル修正−スペクトルに対する影響： 図６ａは、本発明の方法に従って記載される通りの空間登録及びスペクトル修
正手順を使用しないで、図４ａの画像から誘導される５つの近接するピクセルの
スペクトルを表わす。これらのピクセルの内の４つは、インターフェログラムが
図５ａに示されているピクセルである、５番目の周りに位置させられている。そ
れに反して、図６ｂは、本発明に従う空間登録及びスペクトル修正手順の適用の
後の、同じ５つのピクセルのスペクトルを表わす。５７５ｎｍ付近の落ち込みは
、酸素ヘモグロビン吸収の特性である。 図６ａと図６ｂのスペクトルを比較すると、２つの減少に気が付く。第１に、
対応するスペクトルは、図６ｂと比較して、図６ａでは非常にノイズが多い。第
２に、図６ｂに示される通り、本発明の方法を実行する場合、ピクセルからピク
セルまでのスペクトルは、全体のスペクトル範囲に渡って期待される滑らかな挙
動を示す、均一なパターンで変化するのに対して、図６ａのスペクトルでは、そ
の様な挙動を見ることができない。 従って、これらの実施例は、検査される動いている物体から誘導される、意味
のあるインターフェログラム及びスペクトルを得るために、スペクトル修正が重
要であることを強調している。
【００７３】 フリンジ抑制によって手助けされているフレームの空間登録： 干渉計スペクトル画像診断装置によって測定される通り、無作為に動いている
物体の未加工のデータは、最も優れた最終のスペクトルキューブを得るために、
ピクセルインターフェログラムに対して、フーリエ変換が計算される前に、予め
処理されるべきである。 これは、本明細書中に記載される通り、Ｓａｇｎａｃ又は同様のタイプの干渉
計に基づくスペクトル画像診断装置では、インターフェログラムのデータ点に対
応する、瞬間の光学路差（ＯＰＤ）が、特定のＣＣＤフレームにのみではなく、
データ点が参照する特定のピクセルにも依存するという事実によるものである。 結果として、物体が測定の間動く場合は、物体上の点によって占められるピク
セルが、物体が静止している場合や、修正が使用されていない場合とは異なり、
フーリエ変換アルゴリズムは、そのデータ点に対して間違ったＯＰＤを使用する
。ある手段によって、不適当なＯＰＤに変って、それぞれのデータ点に対する適
当なＯＰＤを使用して、アルゴリズムがなされる場合、得られるスペクトル画像
キューブは、顕著に修正され得る。それぞれのインターフェログラムデータ点に
対して、適当なＯＰＤを探すことは、以下のことを要求する：（ｉ）それぞれの
獲得されたフレームの空間登録及びその登録ベクトルの記録、及び（ｉｉ）登録
ベクトル及び位置のＯＰＤ依存性に基づく、それぞれのデータ点に対する実際の
ＯＰＤの計算。
【００７４】 しかしながら、１つの物理的現象、即ちフリンジの出現があり、この登録を自
動的に行なう場合に、それはフレームの登録を不可能ではないが、より難しくす
る。図７ａに示される通り、フリンジは、フレームの上に重ねあわせられた、強
度の調節のまっすぐな線の細長い一片であり、それは干渉計の走査位置に依存し
て、それらが現われるフレームに対して、僅かに位置を変える。細長い小片の元
は、干渉計を通過すると同時に、光線の建設的な干渉（明るい細長い小片）及び
破壊的な干渉（暗い細長い小片）によるものであり、それらの形状（光学的配列
に依存して、垂直又は水平な直線）は、ベクトル線上（又はそれぞれ水平）の全
ての全てのピクセルが、全ての走査されるフレームに対して同じＯＰＤを通り抜
け、その結果それらが同じ量の干渉（同じ光の波長に対して）を経験する、とい
う事実によるものである。フレームからフレームへの位置の変化は、走査の間、
或るピクセルに対して、干渉計の建設的なレベル又は破壊的なレベルが、干渉計
の位置に従って変化する、という事実によるものである。細長い小片は、フリン
ジにもかかわらず、他の特徴（例えば、眼の血管のパターン）が、それぞれのフ
レームにおいてよく見ることができるので、他のものの上部に眼の１つによって
走査されたフレームを登録する際に、それほど厄介ではなく、細長い小片の出現
は、１つのフレームを他のものの上に重ねあわせる際に、観察者が最も優れる空
間登録を決定するのを妨げない。 しかしながら、自動のアルゴリズムを使用する際は、これらの細長い小片は、
フレームの特徴に重ね合わされる、不均一な光の強度変化を表わすために、それ
らは困難性を導入し得る。すでに述べられている通り、フリンジは、干渉計の鏡
の回転と一致して、小片に垂直な方向に、フレームからフレームまでの位置を移
動する、垂直な（又は水平な）小片である。
【００７５】 フリンジ抑制アルゴリズムの入力は、フリンジを有する干渉計のフレームのキ
ューブであり、フリンジを持たないフレームのキューブの出力は、本明細書の以
下に更に記載される通りである。 フリンジ抑制アルゴリズムの操作に関する幾つかの推測がなされている。 １つの推測は、フリンジの「周波数」は、ほぼ知られているということである
。換言すると、近接するフリンジ間のピクセルの距離は、ほぼ知られているとい
うことが、推測される。或るタイプの試料に対するこれまでの経験から、インタ
ーフェログラムのキューブそれ自身のそれぞれのフレームから、又は、較正方法
から、この知識を手に入れることができる。 図７ａに見られる通り、フリンジの情報は、周波数領域に非常に密に配置させ
られている。フリンジの中心周波数は、容易に見つけられ得り、周波数領域中の
フリンジの情報の幅は、走査されたフレームの全てに対して一定であるか、ほぼ
一定であると推測される。 それ故に、フリンジ抑制アルゴリズムは、フリンジ情報がある空間周波数領域
の周波数範囲中に、それぞれの走査されたフレームに対して、信号を人為的にゼ
ロにするか又は信号から挿入することによって、フリンジを抑制する。 フリンジは軸の１つ（ｘ−軸という）に対して殆ど平行であるので、フリンジ
に垂直な軸（ｙ−軸という）に沿ってフレームをベクトルに分けることができる
。尚、それぞれのベクトルの一組の値は、未処理の強度値又はピクセルの列であ
る。図７ｂは、その様なベクトルの２００ピクセルの強度値を示し、その中でフ
リンジはこのベクトルの１００番目のピクセルと、１５０番目のピクセルとの間
にはっきりと明らかである。図７ｃに示される通り、その後それぞれのベクトル
は、例えば高速フーリエ変換アルゴリズム（ＦＦＴ）を使用して、周波数領域に
変換され、ｃａ．０．１５〜ｃａ．０．３５のピクセル-1の範囲のピークが、フ
リンジ情報を有している。図７ｄに示される通り、それぞれのベクトルに対して
、フリンジ情報が配置されている周波数領域はゼロにされ、図７ｅに示されてい
る通り、例えば逆高速フーリエ変換アルゴリズム（ＩＦＦＴ）を使用して、空間
領域に逆に変換される。この手順は、干渉計を走査しながら、スペクトル画像診
断装置によってつかまれている全てのフレームのそれぞれのベクトルに対して行
なわれ、図７ｆに示される通り、フレームを抑制されたフリンジが生じる。
【００７６】 幾つかの理由で、フリンジは角張って並置されるべきであり、即ち正確に垂直
方向又は水平方向に配置されるべきではなく、フリンジ情報帯の周波数が少し減
ることになるであろう。フリンジ情報がある空間周波数領域において、信号をゼ
ロにする又は挿入する範囲の幅を広げることによって、この問題を解決すること
ができる。 図７ｃから明らかな様に、フレームのエネルギーの殆どは、周波数領域の低め
のバンドに配置させられている。バンド−停止フィルタを使用することによって
、それぞれの走査されたフレームの情報を保存するだけではなく、高めのバンド
のエネルギーは減衰させられないので、フレームを不鮮明にせずに、端の情報が
保存される。 ハック（Ｈｏｕｇｈ）変換を使用すると（Ｐａｕｌ Ｖ．Ｃ．Ｈｏｕｇｈ著、
複雑なパターンの認識方法及び手段（Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ ｍｅａｎｓ ｆ
ｏｒ ｒｅｃｏｇｎｉｚｉｎｇ ｃｏｍｐｌｅｘ ｐａｔｔｅｒｎｓ）、及び米
国特許第３，０６９，６５４号明細書、この両方ともが、本明細書中に完全に記
載されている如くに、言及することによって組み入れられている。）、フリンジ
情報の周波数位置を抽出し、フリンジ抑制アルゴリズムのためにそれを使用する
ことが可能である、ということを当業者ならば認識するであろう。ハック変換は
また、それらのフリンジの配向を見つけ、必要な調節をし得る。 ＩＦＦＴの後に、信号を実像に保つために、ゼロ化する手順を、空間周波数軸
の原点に対して、好ましくは対称的に行なわれる（図に示されていないけれども
、周波数領域中の信号は、周波数ｆの正の値及び負の値の両方で定義され、それ
はｆの偶関数又は対称関数である。）。ＩＦＦＴの後の信号は、図７ｅに示され
る通り、結果の絶対（又は実像）部分を使用して除去される、非常に小さい虚の
残りの部分を有する。
【００７７】 図７ｂ及び図７ｅに戻って、本明細書の上記に記載される通りの、ＦＦＴ、ゼ
ロ化及びＩＦＦＴ手順を実行するのに代えて、フリンジ領域を通って、図７ｂの
プロットを単に挿入することができ、それによって図７ｂにＩによって（交差す
るために）示されている通り、挿入されたプロットを得るために、実質的にそれ
らの中心の相対強度で、フリンジの強度ピークのそれぞれを交差させるが、それ
は別の方法では図７ｅに示されているのと非常に似ている。 空間周波数領域中のフリンジ情報がある領域に対して、ピークをゼロにするの
に代えて（図７ｅに示される通り）、更に任意として、ピークの端の点の間にま
っすぐな線の挿入を描く。 本明細書による、好ましいフリンジ抑制アルゴリズムは、数学的用語で本明細
書に下記に記載される。 Ｘ（ｘ，ｙ）を入力フレーム（例えば、図７ａに示される通り）、Ｙ（ｘ，ｙ
）を対応する出力フレーム（例えば図７ａに示される通り）、ｘ及びｙをフレー
ム中のピクセルの離散座標、ｆCFをフリンジ情報の中心周波数、ｆLFをフリンジ
情報の低い周波数、ｆHFをフリンジ情報の高い周波数、Δfをフリンジ抑制バン ドの幅、及びｕ（ｆ）を段階関数とする。 定義によって、 「ゼロ化バンド」関数は、以下の通り定義される： Ｗ（ｆ）（「ゼロ化バンド」関数）は、周波数ｆの他の関数によって多重にされ
る場合、それはｆLFよりも低くｆHFよりも高いｆの値に対してそれを不変のまま
にし、ｆLFよりも高くｆHFよりも低いｆの値に対してそれを０に変えるような、
周波数ｆの関数として定義される。 次いで、フリンジを持たない出力フレームは、以下の通り表現され得る： フリンジで抑制されているフレームを使用することによって、自動的な登録手
順が手助けされるであろう。それは別の方法では、フレームに重ねあわせられた
フリンジの反復性のパターンによる困難性に直面し得る。
【００７８】 実施例４ 選択された眼組織のスペクトル画像診断 上記の実施例３に記載され、説明されている方法は、下記の実施例に記載され
る通り、健康な人及び病気を患っている患者の眼組織のスペクトル画像を得るた
めに使用された。しかしながら、眼の定着のための機械的方法及び化学的方法は
、当該技術分野においてよく知られており、レーザー操作等の、例えば健康な組
織を侵さない眼の処置の間に多く使用される、ということに注目すべきである。
この様な方法はまた、本発明に従って、スペクトル的に眼組織を画像診断するた
めにも使用され得る。更には、上記に述べられている通り、選択されるスペクト
ル画像診断装置は、干渉計を基本としない画像診断装置（例えば、フィルタを基
本とするスペクトル画像診断装置）であるべきであり、従来の空間登録のみが、
眼の分析に必要とされる。加えて、眼を追跡する方法が使用され得る。この様な
方法は、眼の動きを追跡するために、レーザー操作において使用される。 下記には、虹彩によって照射された可視光の反射が、健康な人及び病気を患っ
ている患者の眼組織をスペクトル分析するのに使用された。照射は、白色光を用
い、全ての収集されたスペクトルデータは、５００〜６２０ｎｍであった。これ
は、ヘモグロビンの吸収範囲であり、それは網膜の最も顕著なスペクトルの特徴
である。しかしながら、このスペクトル範囲はまた、他の吸収する構造の長波尾
をも含む：眼の中膜、斑紋色素及びメラニン（Ｖａｎ Ｎｏｒｒｅｎ 及びＬ．
Ｆ．Ｔｉｅｍｅｉｊｅｒ著、人間の眼のスペクトル反射率（Ｓｐｅｃｔｒａｌ
ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｅｙｅ）、Ｖｉｓｉｏｎ
Ｒｅｓ．、第２６巻、第２号、３１３〜３２０頁、１９８６年）。
【００７９】 酸素添加される（ＨｂＯ2）及び脱酸素される（Ｈｂ）ヘモグロビンの比吸光 係数のスペクトル変動が、図９に示されている（再び、Ｄｅｌｏｒｉ Ｆ．Ｃ．
著、網膜血管中の血液の酸素濃度法に関する健康な組織を侵さない技術（Ｎｏｎ
ｉｎｖａｓｉｖｅ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ ｆｏｒ ｏｘｉｍｅｔｒｙ ｏｆ ｂ
ｌｏｏｄ ｉｎ ｒｅｔｉｎａｌ ｖｅｓｓｅｌｓ）、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔ
ｉｃｓ、第２７巻、１１１３〜１１２５頁、１９８８年、尚これはＯ．Ｗ．ｖａ
ｎ Ａｓｓｅｎｄｅｌｆｔ著、ヘモグロビン誘導体の分光測光法（Ｓｐｅｃｔｒ
ｏｐｈｏｔｏｍｅｔｒｙ ｏｆ Ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ Ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ
ｓ）、Ｃ．Ｃ．Ｔｈｏｍａｓ、イリノイ州スプリングフィールド、１９７０年か
ら抜き出したものである。）。ＨｂＯ2は、５４０ｎｍ及び５７８ｎｍに、２つ のピークを示すのに対して、Ｈｂは、５５８ｎｍにたった１つのピークを示すだ
けである。先行技術からよく知られている通り（例えば、Ｄｅｌｏｒｉ Ｆ．Ｃ
．、Ｐｆｉｌｂｓｅｎ Ｋ．Ｐ．著、人間の眼底のスペクトル反射率（Ｓｐｅｃ
ｔｒａｌ ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｏｃｕｌａｒ
ｆｕｎｄｕｓ）、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ、第２８巻、１０６１〜１０
７７頁、１９８９年参照）、吸光係数のピークは、反射率スペクトルの落ち込み
を意味する。Ｄｅｌｏｒｉ（Ｄｅｌｏｒｉ Ｆ．Ｃ．著、網膜血管中の血液の酸
素濃度法に関する健康な組織を侵さない技術（Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ ｔｅｃ
ｈｎｉｑｕｅ ｆｏｒ ｏｘｉｍｅｔｒｙ ｏｆ ｂｌｏｏｄ ｉｎ ｒｅｔｉ
ｎａｌ ｖｅｓｓｅｌｓ）、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ、第２７巻、１１１
３〜１１２５頁、１９８８年）は、酸素の飽和度（Ｏ2Ｓａｔ）及び血管の直径 を測定するために、網膜血管の反射率の測定をどのように使用するかを示した。
Ｄｅｌｏｒｉの研究は、この分野を開拓したが、それは網膜の血管に関連するだ
けであり、それは画像診断の可能性を有するものではなかった。結果として、
Ｄｅｌｏｒｉは、網膜全体に渡っての、Ｏ2Ｓａｔの空間写像を示さず、スペク トル情報に基づいて、斑紋、乳頭等の、眼底の異なる領域を写像しなかった。
【００８０】 この研究では、Ｓｈｏｎａｔによって示されたモデル（Ｒｏｓｓ Ｄ．Ｓｈｏ
ｎａｔ、Ｅｌｌｉｏｔ Ｓ．Ｗａｃｈｍａｎ、 Ｗｅｎ−ｈｕａ Ｎｉｕ、Ａｌ
ａｎ Ｐ．Ｋｏｒｅｔｓｋｙ及びＤａｎｉｅｌ Ｆａｒｋａｓ著、ＡＯＴＦ顕微
鏡を使用するネズミの脳におけるヘモグロビン飽和度及び酸素張力の同時写像（
Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ａ
ｎｄ ｏｘｙｇｅｎ ｔｅｎｓｉｏｎ ｍａｐｓ ｉｎ ｍｏｕｓｅ ｂｒａｉ
ｎ ｕｓｉｎｇ ａｎ ＡＯＴＦ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）、 Ｂｉｏｐｈｙｓ
ｉｃａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ（１９９７年）、原稿で）は、全ての網膜領域のスペ
クトルを合わせるために適用されて、その結果、限定されるものではないが、血
管、Ｏ2Ｓａｔ、合計のヘモグロビンの光学密度、健康な、中間の、及び変性し た斑紋組織の間のスペクトル区別、健康及び緑内障の乳頭及び眼杯の間のスペク
トル区別等の、様々な特徴を写像するために、スペクトル画像全体のデータを使
用し得る。
【００８１】 ａ．網膜のモデリング 図８ａ〜ｂは、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥスペクトル画像診断装置を使用して得
られる、網膜のスペクトル画像を示している。画像中のそれぞれのピクセルによ
って示されている色は、上記実施例２に記載される通りの、ＲＧＢアルゴリズム
によって決定される。重量関数は、選択された範囲に完全な透過を模倣するＷr （５７０〜６２０ｎｍ）、Ｗg（５３０〜５７０ｎｍ）及びＷb（５００〜５３０
ｎｍ）であり、選択された範囲外に透過を持たなかった。 図１０は、静脈の１つのピクセル及び動脈の１つのピクセルの、ＳＰＥＣＴＲ
ＡＣＵＢＥ装置によって測定される通りの、反射力のスペクトルの逆対数（吸光
係数に比例する）を示す。図９に示される公知の酸素添加される及び脱酸素され
るヘモグロビンの吸光スペクトルから予想される通り、静脈中のピークは、動脈
中よりも著しくはないことが判る。 図１１は、乳頭、眼杯、網膜、及び網膜血管からのピクセルのスペクトルを示
す。この測定のスペクトル解像度は、低く、約２０ｎｍであり、これは見られる
落ち込みがが浅いという理由である。文献（例えば、Ｐａｔｒｉｃｋ Ｊ．Ｓａ
ｉｎｅ及び Ｍａｒｓｈａｌｌ Ｅ．Ｔｙｌｅｒ著、眼病用写真術（Ｏｐｈｔｈ
ａｌｍｉｃ Ｐｈｏｔｏｇｒａｐｈｙ）網膜写真術、血管造影法、及び電子画像
診断の教本（Ａ ｔｅｘｔｂｏｏｋ ｏｆ ｒｅｔｉｎａｌ ｐｈｏｔｏｇｒａ
ｐｈｙ， ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ， ａｎｄ ｅｌｅｃｔｏｒｏｎｉｃ ｉｍ
ａｇｉｎｇ）、Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ−Ｈｅｉｎｅｍａｎｎ、著作権１９９７
年、ＩＳＢＮ０−７５０６−９７９３−８、７２頁）で、波長が長くなるに連れ
て、光はますます深い層によって反射されるのに対して、青色光は、網膜組織の
外側の層によって殆どが反射されるということが、よく知られている。
【００８２】 図１２は、異なる網膜の深さからの異なる波長の反射の、概略図である。これ
は、単色画像は異なる深さの特徴的な特性を示すということを意味する。 例えば、網膜血管に対してＤｅｌｏｒｉによって、及びネズミの脳の表面に対
してＳｈｏｎａｔ等によって（Ｄｅｌｏｒｉ Ｆ．Ｃ．著、網膜血管中の血液の
酸素濃度法に関する健康な組織を侵さない技術（Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ ｔｅ
ｃｈｎｉｑｕｅ ｆｏｒ ｏｘｉｍｅｔｒｙ ｏｆ ｂｌｏｏｄ ｉｎ ｒｅｔ
ｉｎａｌ ｖｅｓｓｅｌｓ）、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ、第２７巻、１１
１３〜１１２５頁、１９８８年、及びＲｏｓｓ Ｄ．Ｓｈｏｎａｔ、Ｅｌｌｉｏ
ｔ Ｓ．Ｗａｃｈｍａｎ、Ｗｅｎ−ｈｕａ Ｎｉｕ、Ａｌａｎ Ｐ．Ｋｏｒｅｔ
ｓｋｙ及びＤａｎｉｅｌ Ｆａｒｋａｓ著、ＡＯＴＦ顕微鏡を使用するネズミの
脳におけるヘモグロビン飽和度及び酸素張力の同時写像（Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏ
ｕｓ ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｏｘｙｇｅｎ
ｔｅｎｓｉｏｎ ｍａｐｓ ｉｎ ｍｏｕｓｅ ｂｒａｉｎ ｕｓｉｎｇ ａｎ
ＡＯＴＦ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）、 Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ Ｊｏｕｒｎ
ａｌ（１９９７年）、原稿で、尚、両文献は、完全に本明細書中に記載されてい
た如く、言及することによって組み入れられている。）、使用されている公知の
Ｏ2Ｓａｔモデル等の異なるモデル、及びそれらの修正は、結果を説明するため に、別々に画像のそれぞれのピクセルのスペクトルデータを合わせるために、使
用され得る。
【００８３】 この様なモデルは、成功すると、限定されるものではないが、ヘモグロビン、
シトクロム、酸化酵素、還元酵素、ＮＡＤ、ＮＡＤＨ及びフラビン等の、生理学
的に重要な代謝産物の有無、又は量を、ピクセル×ピクセルで予言し得り、一旦
空間的に組織化された方法で表示されると、損なわれている組織の領域を「生命
力」又は「生存能力」であると強調するための基礎になり得る。 図１３ａ〜ｃは、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置を用いて測定されたスペクトル
画像の幾つかのピクセルから抽出されたスペクトルを示し、それは、Ｄｅｌｏｒ
ｉ（図１３ａ）によって測定され、発行されたスペクトルと比較して、網膜の異
なる解剖学的な領域（図１３ｂ〜ｃ）に属する。図１３ａは、点分光学を使用す
る、網膜、周中心窩、及び中心窩から誘導されるＤｅｌｏｒｉによって記載され
るスペクトルを示す。図１３ｂ〜ｃは、同じ組織（図１３ｂ）、並びに、網膜動
脈、網膜静脈及び脈絡網血管（図１３ｃ）の、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置を用
いて測定されたスペクトルを表わす。図１３ａと１３ｂとを比較すると、患者の
多様性によるものであり得る、いくらかの差があるけれども、結果の同様性が明
らかである。 図１３ｃは、網膜動脈及び網膜静脈のスペクトル、並びに、脈絡網血管のスペ
クトルを示す。５６０ｎｍでのピークは、そこでのヘモグロビンの酸素添加がよ
り高いことから予測される通り、静脈よりも動脈や脈絡網血管でより顕著である
。
【００８４】 図１４ａ〜ｅは、健康な人からの網膜血管を含む網膜の部位を示す。図１４ａ
は、網膜のＲＧＢ画像を示し、そこではＷr（５７０〜６２０ｎｍ）、Ｗg（５３
０〜５７０ｎｍ）及びＷb（５００〜５３０ｎｍ）である。 図１４ｂは、網膜の画質が向上させられたＲＢＧ画像を示す。３つの色、赤、
緑及び青、即ちＲＧＢの強度は、Ｂ１＝５２５〜５９０ｎｍ、Ｂ２＝６００〜６
２０ｎｍ及びＢ３＝５００〜６５０ｎｍと定義される、３つのスペクトルバンド
Ｂ１、Ｂ２及びＢ３の正規化された強度に代数的に関連する。これらのバンドの
それぞれにおいて、積分強度を、それぞれのピクセルに対して計算した。次いで
、画像全体に対する最小値がゼロに、また最大値が１になる様に強度を概算した
。次いで、赤の強度は、Ｒ＝Ｂ２／（１＋Ｂ１）によって与えられ、緑の強度は
、Ｇ＝Ｂ３によって与えられたのに対して、青の強度は、Ｂ＝（１＋Ｂ１−Ｂ２
）／（１＋Ｂ１）によって与えられた。後者のＲＧＢアルゴリズムは、網膜静脈
（暗い赤）及び動脈（明るい赤）の間のスペクトル差を特に高めるために使用さ
れた。この様に、本発明を使用すると、網膜及び網膜血管の代謝特性を猛烈に高
めることが可能である。 図１４ｃ及び１４ｄは、グレーレベル画像であり、特定波長（それぞれ、６１
０及び５６４ｎｍ）のそれぞれのピクセルの光に対して、その強度に応じたグレ
ーレベルが与えられる。静脈のみが６１０ｎｍで強調されるのに対して、動脈及
び静脈の両方が５６４ｎｍでは強調されることに注目されたい。この様に、異な
る波長での画像は、網膜の生理学の異なる様相を強調するために示されている。 図１４ｅは、網膜血管に対するヘモグロビンの酸素添加写像である。図１４ｅ
の写像は、それぞれのピクセルに対してＳｈｏｎａｔによって開発されたＯ2Ｓ ａｔに対するアルゴリズム（Ｒｏｓｓ Ｄ．Ｓｈｏｎａｔ、Ｅｌｌｉｏｔ Ｓ．
Ｗａｃｈｍａｎ、Ｗｅｎ−ｈｕａ Ｎｉｕ、Ａｌａｎ Ｐ．Ｋｏｒｅｔｓｋｙ及
びＤａｎｉｅｌ Ｆａｒｋａｓ著、ＡＯＴＦ顕微鏡を使用するネズミの脳におけ
るヘモグロビン飽和度及び酸素張力の同時写像（Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ｈ
ｅｍｏｇｌｏｂｉｎ ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｏｘｙｇｅｎ ｔｅｎｓ
ｉｏｎ ｍａｐｓ ｉｎ ｍｏｕｓｅ ｂｒａｉｎ ｕｓｉｎｇ ａｎ ＡＯＴ
Ｆ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）、 Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ（１
９９７年）、原稿で）を使用して、計算された。
【００８５】 脱酸素された血液は、酸素添加された血液（図９）よりも赤色の波長でより高
い吸光係数を有し、それ故にそれらは異なる量の酸素添加で血液を運ぶので、動
脈よりも静脈が、僅かに暗めで、僅かに異なる色を有する（図１４ａ参照）。し
かしながら、色差は非常に小さく、従来の基底部の色画像においては、或る場合
、一番大きい血管に対してを除いて、それらの間で区別するのは困難であり得る
。スペクトル特性に基づく、酸素添加写像又は簡単な画質を向上させる人工ＲＧ
Ｂ写像は、異なるタイプの血管間の区別を顕著に高める手段であり得る。 図１５は、糖尿病網膜症を患っている患者の、出血及び健康な網膜領域から誘
導されるスペクトルを示す。多分、健康な網膜に存在するヘモグロビンよりも、
酸素添加されたヘモグロビンのレベルが低めであるために、病気におかされてい
る網膜領域のスペクトルは、非常に平らであることに注目されたい。 ｂ．斑紋のモデリング 斑紋の逆対数スペクトルが、Ｂｒｉｎｄｌｅｙ等によって示されている（Ｇ．
Ｓ．Ｂｒｉｎｄｌｅｙ 及びＥ．Ｎ．Ｗｉｌｌｍｅｒ著、人間の斑紋及び末梢的
な眼底からの光の反射率（Ｔｈｅ ｒｅｆｌｅｘｉｏｎ ｏｆ ｌｉｇｈｔ ｆ
ｒｏｍ ｔｈｅ ｍａｃｕｌａｒ ａｎｄ ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｆｕｎｄｕ
ｓ ｏｃｕｌｉ ｉｎ ｍａｎ）、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇ
ｙ、第１１６巻、３５０〜３５６頁、１９５２年）。中心窩のスペクトル反射率
、並びに、通常の末梢及び中心窩の対数反射率差が、Ｖａｎ Ｎｏｒｒｅｎ等に
よって示されている（Ｖａｎ Ｎｏｒｒｅｎ及びＬ．Ｆ．Ｔｉｅｍｅｉｊｅｒ著
、人間の眼のスペクトル反射率（Ｓｐｅｃｔｒａｌ ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ
ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｅｙｅ）、Ｖｉｓｉｏｎ Ｒｅｓ．、第２６巻、第
２号、３１３〜３２０頁、１９８６年）。
【００８６】 図１６は、斑紋変性を患っている１人の患者の、通常、中間の及び変性された
斑紋組織の逆対数反射力スペクトルを示す。斑紋組織に対するスペクトルは、領
域当たり平均２５のピクセルを表わす。変性された斑紋のスペクトルは、「ｘ４
」によって示される通り、４つの因子によって分けられた。通常、中間、及び変
性された斑紋組織のスペクトルサインは、互いに明確に異なることが、はっきり
と明らかである。変性スペクトルサインに徐々に向かうスペクトル変化は、中間
の組織において明らかであることに注目されたい。通常の組織から病気を患って
いる組織までの徐々のスペクトル変化は、疾患の早期検出及び下記の疾患の進行
に対して使用され得る。 図１７は、通常（暗い）から変性（明るい）までの範囲に渡る、上記患者の斑
紋における領域を示す。斑紋領域のスペクトルサインの画質を向上させるために
使用されたアルゴリズムは、Ｗr（５７０〜６２０ｎｍ）、Ｗg（５３０〜５７０
ｎｍ）及びＷb（５００〜５３０ｎｍ）の重量関数が選択される、ＲＧＢアルゴ リズムであった。通常の斑紋組織は、照射された光の殆どを吸収し（即ち、その
小さい留分を反射する）、それ故に暗く思われるのに対して、変性された斑紋組
織は、光の殆どを反射し（即ち、その小さい留分を吸収する）、それ故に明るく
思われるということに、注目されたい。この結果は、円錐体及び桿状体は、本来
優れた光吸収体であるので、通常の斑紋中の円錐体及び桿状体の存在、並びに、
変性された斑紋にはそれらが無いこととよく一致する。
【００８７】 ｃ．眼の乳頭のモデリング 緑内障の診断に眼の乳頭の生理学が非常に重要であるために、眼底のこの領域
にそれらが適する様に、スペクトル画像の分析結果が示されている。 図１８ａ〜ｄは、健康な人の視神経乳頭を示す。図１４ａは、乳頭のＲＧＢ画
像を示し、Ｗr（５７０〜６２０ｎｍ）、Ｗg（５３０〜５７０ｎｍ）及びＷb（ ５００〜５３０ｎｍ）である。図１８ｂ及び図１８ｃは、グレーレベル画像であ
り、特定波長（それぞれ、６１０及び５６４ｎｍ）のそれぞれのピクセルの光に
対して、その強度に応じたグレーレベルが与えられる。図１８ｄは、乳頭血管の
ヘモグロビン濃度の写像である。図１８ｄの写像は、それぞれのピクセルに対し
てＳｈｏｎａｔによる、Ｈｂ濃度に対して使用されたものと同様のアルゴリズム
（Ｒｏｓｓ Ｄ．Ｓｈｏｎａｔ、Ｅｌｌｉｏｔ Ｓ．Ｗａｃｈｍａｎ、Ｗｅｎ−
ｈｕａ Ｎｉｕ、Ａｌａｎ Ｐ．Ｋｏｒｅｔｓｋｙ及びＤａｎｉｅｌ Ｆａｒｋ
ａｓ著、ＡＯＴＦ顕微鏡を使用するネズミの脳におけるヘモグロビン飽和度及び
酸素張力の同時写像（Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ ｓａ
ｔｕｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｏｘｙｇｅｎ ｔｅｎｓｉｏｎ ｍａｐｓ ｉｎ
ｍｏｕｓｅ ｂｒａｉｎ ｕｓｉｎｇ ａｎ ＡＯＴＦ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ
）、 Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ（１９９７年）、原稿で）を使
用して、計算された。
【００８８】 図１９ａ〜ｅは、緑内障注意人物の視神経乳頭を示す。図１９ｅは、図１９ａ
〜ｄの視神経乳頭及び眼杯の位置を図式的に表わす、画像のカギである。図１９
ａは、乳頭のＲＧＢ画像を示し、Ｗr（５７０〜６２０ｎｍ）、Ｗg（５３０〜５
７０ｎｍ）及びＷb（５００〜５３０ｎｍ）である。図１９ｂ及び図１９ｃは、 グレーレベル画像であり、特定波長（それぞれ、６１０及び５６４ｎｍ）のそれ
ぞれのピクセルの光に対して、その強度に応じたグレーレベルが与えられる。図
１９ｄは、乳頭血管のヘモグロビン濃度の写像である。図１９ｄの写像は、それ
ぞれのピクセルに対してＳｈｏｎａｔによって使用されたものと同様の、Ｈｂ濃
度に対するアルゴリズム（Ｒｏｓｓ Ｄ．Ｓｈｏｎａｔ、Ｅｌｌｉｏｔ Ｓ．Ｗ
ａｃｈｍａｎ、Ｗｅｎ−ｈｕａ Ｎｉｕ、Ａｌａｎ Ｐ．Ｋｏｒｅｔｓｋｙ及び
Ｄａｎｉｅｌ Ｆａｒｋａｓ著、ＡＯＴＦ顕微鏡を使用するネズミの脳における
ヘモグロビン飽和度及び酸素張力の同時写像（Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ｈｅ
ｍｏｇｌｏｂｉｎ ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｏｘｙｇｅｎ ｔｅｎｓｉ
ｏｎ ｍａｐｓ ｉｎ ｍｏｕｓｅ ｂｒａｉｎ ｕｓｉｎｇ ａｎ ＡＯＴＦ
ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）、 Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ Ｊｏｕｒｎａｌ（１９
９７年）、原稿で）を使用して、計算された。図１９ｄの下及び右側のプロット
は、図１９ｄを横切る水平及び垂直な線に沿う、ヘモグロビン濃度を表わす。 ヘモグロビン濃度における著しい差異は、健康な人（図１８ｄ）及び緑内障の
患者（図１９ｄ）の画像を比較すると、はっきりと明らかであることに注目され
たい。
【００８９】 実施例５ 脈絡網血管のスペクトル画像診断及び眼の脈絡網層中の他の特性 米国特許出願第０８／９４２，１２２号明細書には、眼底の解剖学的及び生理
学的特性を写像し測定するための、スペクトル画像診断装置の使用及び利点が記
載されている。ヘモグロビン及び酸素飽和度の写像、神経層の写像、脈絡網血管
の画像診断、斑紋、中心窩、及び斑紋変性の写像等の例が、その中及び本明細書
中の上記に記載されており、異なるスペクトルによって識別されることが示され
ている。 本実施例においては、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥを用いて、またその点に関して
、他の処理量の大きいスペクトル画像診断装置を用いて、測定されるスペクトル
画像から、脈絡網血管及び脈絡網層の画質を向上させられた画像をどのようにし
て得るかが示されている。 図２０は、健康な網膜の典型的な色画像を示す。画像は、米国特許出願第０８
／９４２，１２２号明細書に記載される通りに、まず初めに網膜を測定し、ＰＣ
Ｔ／ＵＳ９７／０８１５３号明細書に記載される（尚、それは完全に本明細書中
に記載されているが如く、言及することによって組み入れられる。）、インター
フェログラム修正及び空間登録を含み、次いで、米国特許第５，７８４，１６２
号明細書に記載される方法に従って、そのＲＧＢ（赤、緑及び青）画像を表示す
ることによって、即ちＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置を使って測定されたスペクト
ル画像の基本に、画像の全てのピクセルに対する三刺激のベクトルを計算し、次
いで、色に結果を表示することによって得られた。この画像は標準眼底カメラで
得られたような通報のデジタルカラー画像と非常に類似している。
【００９０】 この画像中で、暗い斑紋領域、明るい視神経乳頭、様々な表面の血管、及び背
景で、脈絡網血管であると認識されている、極めて不鮮明でゆがんだ一組の血管
を認識することは、容易である。 本発明のこの観点によると、この様にして収集されたスペクトルデータは、脈
絡網血管が殆ど強調され、極めて鋭く鮮明な方法で背景から現され、反射された
白色光のみを使用する前には決して実現されない、画像を提供するのに使用され
る。 一旦これが得られると、相対的に鋭い対称の脈絡網血管が、表面の血管及び網
膜の残部に重ねあわせて示される画像を示し得る。 この様な重ね合わされた画像は、脈絡網層の生命力、代謝及び生理学的状態を
評価するのに最も有用である可能性を有する。 このために、まず初めに図２１に示されているスペクトルを考慮する。これら
は、脈絡網血管（Ｃ）上に、表面の静脈（Ｖ）、表面の動脈（Ａ）、及びこれら
の血管（Ｒ）の間の組織の領域上にそれぞれ位置させられるピクセルの、ＳＰＥ
ＣＴＲＡＣＵＢＥによって測定される通りの、典型的なスペクトルである。５０
０〜６００ｎｍの波長領域において、Ｃ及びＲ領域のスペクトルは、互いに非常
に近いのに対して、Ｖ及びＡは他の全てのものとは異なる。約５８５ｎｍで、Ｒ
のスペクトルは、Ｃから離れ始め、Ａのスペクトルに接近するのに対して、約６
２０ｎｍで、ＶはＡに接近し始める；約６４０ｎｍ及びそれ以上で、Ｒ、Ｖ及び
Ａのスペクトルは、Ｃとは非常に異なるものの、ほぼ理想的である。６５０ｎｍ
以上のデータは、測定が約６５０ｎｍでカットオフされる赤色を含まないフィル
タを通して行なわれたので、信頼がおけない。
【００９１】 ６００〜６５０ｎｍでの結果は、６００ｎｍ付近及びそれ以上でカットオフフ
ィルタによって信号が抑制されるために、理論上存在しないということを示すた
めに、上記スペクトルを、図２１に示される「白色ターゲット」スペクトルによ
って表わされる照射スペクトルによって、波長ごとにそれらを分割することによ
って、正規化した。これは、白色反射板（全ての波長に渡って非常に均一である
）からなる器械によって測定される通りのスペクトルであり、緑色フィルタの透
過スペクトル、器械の構成装置の透過、及び検出器のスペクトル応答によって、
多重化された光源スペクトルに基本的には比例する。その比の負の対数を、全て
のスペクトルＣ、Ｖ、Ａ及びＲに対して図３に示す。この正規化のために、図３
に示されるスペクトルは、機器のパラメーターとは独立している。 これをより正確に示すために、網膜特性によって反射された放射線のスペクト
ルとしてＦe（λ）、網膜特性のスペクトル反射力としてｐ（λ）、測定された 通りの網膜特性のスペクトル（図２１に示される）としてＦ（λ）、「白色ター
ゲット」によって反射された通りの照射源のスペクトルとしてＲe（λ）、測定 された通りの照射スペクトル（図２１に示される）としてＲ（λ）、光透過、緑
色フィルタスペクトル透過及び検出器応答等の、ＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥのスペ
クトル応答としてＫ（λ）、及び（図２２からの）網膜特性の正規化されたスペ
クトルの逆対数としてＦn（λ）定義することができる。
【００９２】 次いで、下記の関係が起こる： 方程式２１及び２２から下記が導かれ： また、方程式２３〜２５から下記が導かれる： 異なる網膜特性に対して方程式２６に従って計算され得られるＦnスペクトル が、図２２に表示されており、明らかに方程式の右手側は、ｐ（λ）が問題の網
膜特性の特徴であるので、測定に使用された照射及び装置とはこれらスペクトル
は独立していることを示している。
【００９３】 図２１に示されている挙動は、ここでも保たれているということが、即ちＣ及
びＲは５００〜５８５ｎｍの間でほぼ理想的であり、Ａ及びＶとは異なるのに対
して、６２０ｎｍ以上では、Ｃとは異なり、Ｖ、Ａ及びＲは互いに非常に近いこ
とが判る。 このスペクトル挙動の結果として、５５０ｎｍ付近の波長での又は波長範囲の
グレースケール（レベル）画像は、脈絡網血管及び網膜組織の間にはコントラス
トを持たずに、表面の静脈、動脈及び網膜組織（明るい網膜背景中の暗い血管）
の間に大きなコントラストを示すであろうが、それに対して６５０ｎｍ付近の波
長での又は波長範囲のグレースケール画像は、暗めの網膜背景上に明るい脈絡網
血管の高いコントラストを示すが、表面の静脈自身の間や、それらと網膜組織と
の間にはコントラストを殆ど示さない、ということが容易に理解され得る。図２
３及び２４は、この挙動をそれぞれ示している。 次いで、図２５は、赤５７８〜６５０ｎｍ、緑５４２〜５７８ｎｍ及び青５０
０〜５４２ｎｍのスペクトル範囲を使用する、ＲＧＢ表示によって得られる図２
０の画像に渡って記載される通りに分析された、脈絡網血管の重ねあわせを示す
。
【００９４】 以下に、本発明のこの見地の可能性のある用途について列挙する。網羅的では
ないが、言及された参考文献と共に、下記のリストは、本発明のこの見地が意図
されている、医療の有用性のタイプを明らかにし、説明するであろう。どの場合
においても、本明細書に開示されている方法は、より時宜を得て正確な診断を、
より効果的な治療及び治療の追跡を、脈絡網血管及び同様の及び／又は関連の特
性、及び眼底の生理学の分析のために、ＩＣＧ血管造影法を基本的に置き換える
ことによって、手助けし得るということが認識される。引用された参考文献はま
た、関連の疾患及び生理学的状態を研究及び診断するために、現在使用又は研究
されている方法及び物理療法の理想的なタイプをも与える。 １．網膜色素上皮（ＲＰＥ）分離、例えばＦｌｏｗｅｒ Ｒ Ｗ等著、眼底カメ
ラと走査型レーザー検眼鏡との間の、網膜色素上皮分離のインドシアニン緑画像
診断の格差（Ｄｉｓｐａｒｉｔｙ ｂｅｔｗｅｅｎ ｆｕｎｄｕｓ ｃａｍｅｒ
ａ ａｎｄ ｓｃａｎｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ
Ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ ｇｒｅｅｎ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｒｅｔｉｎａ
ｌ ｐｉｇｍｅｎｔ ｅｐｉｔｈｅｌｉｄｅｔａｃｈｍｅｎｔｓ）、Ｒｅｔｉｎ
ａ．、１９９８年、第１８巻（３号）、２６０〜２６８頁参照。 ２．脈絡網及び毛様体黒色腫、例えばＦｏｌｂｅｒｇ Ｒ等著、脈絡網及び毛様
体黒色腫の微小循環（Ｔｈｅ ｍｉｃｏｒｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｈ
ｏｒｏｉｄａｌ ａｎｄ ｃｉｌｉａｒｙ ｂｏｄｙ ｍｅｌａｎｏｍａｓ）、
Ｅｙｅ．、１９９７年、第１１巻（Ｐｔ２）、２２７〜２３８頁、及びＭｕｅｌ
ｌｅｒ Ａ Ｊ 等著、再検討、共焦インドシアニン緑走査型レーザー検眼鏡検
査法による、脈絡網黒色腫の微小脈管構造の画像診断（Ｒｅｖｉｅｗ， Ｉｍａ
ｇｉｎｇ ｔｈｅ ｍｉｃｒｏｖａｓｃｕｌａｔｕｒｅ ｏｆ ｃｈｏｒｏｉｄ
ａｌ ｍｅｌａｎｏｍａｓ ｗｉｔｈ ｃｏｎｆｏｃａｌ Ｉｎｄｏｃｙａｎｉ
ｎｅ ｇｒｅｅｎ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏ
ｐｙ）、Ａｒｃｈ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．、１９９８年１月、第１１６巻（１
号）、３１〜３９頁参照。
【００９５】 ３．年齢に関係した斑紋変性における脈絡網新血管新生、年齢に関係した斑紋変
性による滲出性の斑紋症、及び脈絡網の悪性黒色腫の内因性の腫瘍脈管構造、例
えばＡｔｍａｃａ Ｌ Ｓ等著、年齢に関連した斑紋変性における、肉眼で見え
ない脈絡網新血管新生のＩＣＧビデオ血管造影法（ＩＣＧ ｖｉｄｅｏａｎｇｉ
ｏｇｒａｐｈｙ ｏｆ ｏｃｃｕｌｔ ｃｈｏｒｏｉｄａｌ ｎｅｏｖａｓｃｕ
ｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｉｎ ａｇｅ−ｒｅｌａｔｅｄ ｍａｃｕｌａｒ ｄｅ
ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ）、Ａｃｔａ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ Ｓｃａｎｄ．、１
９９７年２月、第７５巻（１号）、４４〜４７頁、Ｇｕｙｅｒ Ｄ Ｒ等著、デ
ジタルインドシアニン緑ビデオ血管造影法による、脈絡網血管新生の分類（Ｃｌ
ａｓｓｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｈｏｒｏｉｄａｌ ｎｅｏｖａｓｃｕｌａ
ｒｉｚａｔｉｏｎ ｂｙ ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ ｇｒｅｅ
ｎ ｖｉｄｅｏａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）、 Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ、１
９９６年１２月、第１０３巻（１２号）、２０５４〜２０６０頁、及びＳｃｈｎ
ｅｉｄｅｒ Ｕ 等著、（走査型レーザー検眼鏡を使用する、脈絡網の悪性黒色
腫のインドシアニン緑ビデオ血管造影法（Ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ ｇｒｅｅｎ
ｖｉｄｅｏａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ ｏｆ ｍａｌｉｇｎａｎｔ ｍｅｌａｎ
ｏｍａｓ ｏｆ ｔｈｅ ｃｈｏｒｏｉｄ ｕｓｉｎｇ ｔｈｅ ｓｃａｎｎｉ
ｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）、Ｇｅｒ Ｊ Ｏｐｈｔｈ
ａｌｍｏｌ．、１９９６年１月、第５巻（１号）、６〜１１頁参照。 ４．網膜下構造、中枢神経系の漿液性の脈絡網膜症、光生理学、及び年齢に関係
した斑紋変性等の、網膜色素上皮及びブルック膜を病気に侵す疾患の治療、例え
ば、Ｒｅｍｋｙ Ａ 等著、中枢神経系の漿液性の脈絡網膜症の赤外画像診断：
追跡研究（Ｉｎｆｒａｒｅｄ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｃｅｎｔｒａｌ ｓｅｒ
ｏｕｓ ｃｈｏｒｉｏｒｅｔｉｎｏｐａｔｈｙ： ａ ｆｏｌｌｏｗｕｐ ｓｔ
ｕｄｙ）、Ａｃｔａ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ Ｓｃａｎｄ．、１９９８年６月、
第７６巻（３号）、３３９〜３４２頁、Ｅｌｓｎｅｒ Ａ Ｅ等著、人間の眼
底における網膜下構造の赤外画像診断（Ｉｎｆｒａｒｅｄ ｉｍａｇｉｎｇ ｏ
ｆ ｓｕｂ−ｒｅｔｉｎａｌ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ ｉｎ ｔｈｅ ｈｕｍａ
ｎ ｏｃｕｌａｒ ｆｕｎｄｕｓ）、Ｖｉｓｉｏｎ Ｒｅｓ．、１９９６年１月
、第３６巻（１号）、１９１〜２０５頁、及びＫｕｈｎ Ｄ 等著、血管新生さ
れた網膜色素上皮分離における脈絡網膜吻合の画像診断（Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ
ｃｈｏｒｉｏｒｅｔｉｎａｌ ａｎａｓｔｏｍｏｓｅｓ ｉｎ ｖａｓｃｕｌ
ａｒｉｚｅｄ ｒｅｔｉｎａｌ ｐｉｇｍｅｎｔ ｅｐｉｔｈｅｌｉｕｍ ｄｅ
ｔａｃｈｍｅｎｔｓ）、Ａｒｃｈ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．、１９９５年１１月
、第１１３巻（１１号）、１３９２〜１３９８頁参照。 ５．網膜出血、網膜循環及び遅い漏出部位、脈絡網循環、この様な腫瘍中の背部
のブドウ膜腫瘍異常血管、Ｓｃｈｎｅｉｄｅｒ Ｕ等著、原点が不確かな網膜出
血におけるインドシアニン緑血管造影法（Ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ ｇｒｅｅｎ
ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ ｉｎ ｒｅｔｉｎａｌ ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ ｏ
ｆ ｕｎｃｅｒｔａｉｎ ｏｒｉｇｉｎ）、Ｋｌｉｎ Ｍｏｎａｔｓｂｌ Ａｕ
ｇｅｎｈｅｉｌｋｄ．、１９９５年１２月、第２０７巻（６号）、３７２〜３７
６頁、Ｓａｌｌｅｔ Ｇ 等著、脈絡網の悪性黒色腫の眼球外の拡大の診断にお
ける医学的画像診断技術の価値：ある場合の報告書（Ｔｈｅ ｖａｌｕｅ ｏｆ
ｍｅｄｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ｉｎ ｔｈｅ ｄ
ｉａｇｎｏｓｉｓ ｏｆ ｅｘｔｒａ−ｏｃｕｌａｒ ｅｘｔｅｎｓｉｏｎ ｏ
ｆ ｍａｌｉｇｎ ｍｅｌａｎｏｍａ ｏｆ ｔｈｅ ｃｈｏｒｏｉｄ： ａ
ｃａｓｅ ｒｅｐｏｒｔ）、Ｂｕｌｌ Ｓｏｃ Ｂｅｌｇｅ Ｏｐｈｔａｌｍｏ
ｌ．、１９９３年、第２４８巻、５３〜５８頁参照。
【００９６】 上記参考文献の全てが、完全に本明細書中に記載されていた如く、言及するこ
とによって組み入れられる。 本発明はその特定の実施形態と共に記載されているが、多くの変更、修正及び
変形が、当業者には明らかであろうことは明らかである。即ち、添付の特許請求
の範囲の精神及び広い概念内に入る、全てのこれらの変更、修正及び変形を包含
することが意図されている。
【図面の簡単な説明】
本明細書中の本発明は、添付の図面を参照して、例としてのみ記載した。
【図１】 米国特許第５，５３９，５１７号明細書（先行技術）に従って組み立てられた
、画像診断分光計の主構成要素を表わすブロック図である。
【図２】 米国特許第５，５３９，５１７号明細書（先行技術）に従う画像診断分光計に
おいて使用される通りの、Ｓａｇｎａｃ干渉計を表わす図である。
【図３】 選択されたスペクトル範囲を強調するための、疑似−ＲＧＢ（赤、緑及び青）
色の定義を示す図である。それぞれの疑似色に対する強度は、曲線の１つによっ
てそれを掛け算した後に、曲線下の面積を積分することによって計算される。
【図４】 ａはＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ装置を使用して得られる人間の右目のスペクトル
画像を表わす図であり、ｂは空間登録及びスペクトル修正の後の、図４ａの人間
の右目のスペクトル画像を表わす図である。
【図５】 ａは図４ａのスペクトル画像から誘導される与えられたピクセルのインターフ
ェログラム関数の一部を表わす図であり、ｂはａの同じピクセルのインターフェ
ログラム関数の一部を表わす図であり、そのピクセルは図４ｂのスペクトル画像
から誘導される。
【図６】 ａは図４ａのスペクトル画像から誘導される５つの近隣するピクセルのスペク
トルを表わす図であり、それぞれのピクセルの位置が示されている。ｂは図４ｂ
のスペクトル画像から誘導される５つの近隣するピクセルのスペクトルを表わす
図であり、それぞれのピクセルの位置が示されている。
【図７】 ａ〜ｆはフリンジ抑制アルゴリズムの操作を表わす図である。
【図８】 ａは健康な網膜のスペクトル画像を表わす図である。ｂは健康な網膜のスペク
トル画像を表わす図であり、スペクトル的に異なる領域が示されている。
【図９】 文献からのヘモグロビン吸光係数のプロットを表わす図である。
【図１０】 静脈及び動脈の反射力スペクトルの逆対数のプロットを表わす図である。
【図１１】 本発明に従って測定された通りの、眼の乳頭、眼杯、網膜及び網膜血管からの
ピクセルのスペクトルを表わす図である。
【図１２】 異なる網膜深さからの異なる波長の反射を示す、網膜の図式的断面図である。
【図１３】 ａ〜ｃは先行技術（１３ａ）に報告されている幾つかの眼の領域から抽出され
たスペクトルと、同じ領域（１３ｂ）及び他の領域（１３ｃ）の本発明に従って
測定されたスペクトルとのプロットを比較する図である。
【図１４】 ａは健康な人の網膜血管等の、網膜の部位のＲＧＢ画像を表わす図であり、ｂ
は健康な人の網膜血管等の、網膜の部位の画質が向上したＲＧＢ画像を表わす図
であり、ｃは健康な人の網膜血管等の、網膜の部位の６１０ｎｍでの画像を表わ
す図であり、ｄは健康な人の網膜血管等の、網膜の部位の５６４ｎｍでの画像を
表わす図であり、ｅは健康な人の網膜血管等の、網膜の部位のヘモグロビン酸素
添加画像を表わす図である。
【図１５】 本発明による、出血及び健康な網膜領域から誘導されるスペクトルのプロット
を表わす図である。
【図１６】 本発明の方法に従って測定された通りの、斑紋変性を患っている一人の患者の
、通常、中間及び変性斑紋組織の逆対数反射力スペクトルのプロットを表わす図
である。
【図１７】 図１６の患者の斑紋の領域のＲＧＢ画像を表わす図である。
【図１８】 ａは健康な人の視神経乳頭のＲＧＢ画像を表わす図であり、ｂは健康な人の視
神経乳頭の６１０ｎｍでの画像を表わす図であり、ｃは健康な人の視神経乳頭の
５６４ｎｍでの画像を表わす図であり、ｄは健康な人の視神経乳頭のヘモグロビ
ン濃度画像を表わす図である。
【図１９】 ａは緑内障の患者の視神経乳頭のＲＧＢ画像を表わす図であり、ｂは緑内障の
患者の視神経乳頭の６１０ｎｍでの画像を表わす図であり、ｃは緑内障の患者の
視神経乳頭の５６４ｎｍでの画像を表わす図であり、ｄは緑内障の患者の視神経
乳頭のヘモグロビン濃度画像を表わす図であり、ｅは緑内障の患者の視神経乳頭
の画像を表わす図である。
【図２０】 眼底カメラに取付けられたＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥ ＳＤ２０００によって緑
色フィルタを通して測定された通りの、それぞれのピクセルのスペクトルを基に
して計算された、眼底のＲＧＢ画像を表わす図である。緑色フィルタは、赤色及
び赤外線波長の高い応答のために、信号が飽和するのを避けるために使用されて
いる。
【図２１】 図２０のスペクトル画像測定から抽出された眼底の異なる特性の選択されたス
ペクトル、及び眼底カメラに取付けられたＳＰＥＣＴＲＡＣＵＢＥにより、前の
と同じ緑色フィルタを通して測定された通りの、使用された源の照射スペクトル
を表わす図である。特徴のスペクトル及び照射のスペクトルが、異なるスケール
で示されていることに注目されたい：特徴スペクトルは、より詳細を示すために
、拡大されている。
【図２２】 図２０の照射スペクトルによって分けられている、図２１の基底部の特徴のス
ペクトルの逆比の対数を表わす図である。これらのスペクトルは、装置の応答及
び照射スペクトルに依存しない。
【図２３】 ５５０ｎｍでの、図２０のスペクトル画像測定から抽出されたグレースケール
画像を示す図である。
【図２４】 ６５０ｎｍでの、図２０のスペクトル画像測定から抽出されたグレースケール
画像を示す図である。
【図２５】 図２０のスペクトル画像を使用して、特別に設計されたアルゴリズムによって
得られる、１つの画像中の脈絡網血管及び網膜血管系の重ねあわせの図である。
【符号の説明】
２０ 収集光学装置、２２ １次元又は２次元スキャナー、２４ 光学路差（Ｏ
ＰＤ）発生装置又は干渉計、２６ １次元又は２次元の検出器アレイ、２８ 信
号処理装置及び表示、３０ （ピクセルの中の）源、３１ 光学的収集装置、３
２ 機械的スキャナー、３３ ビームスプリッター、３４ 第１の反射板、３５
第２の反射板、３６ 集束レンズ、３７ 検出器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ， ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，Ｌ Ｖ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ， ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，Ｕ Ｓ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 バックワルド ロバート エー イスラエル ラマト イシャイ 30095 ハダガン ストリート

Claims (37)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 眼組織のスペクトルサインの画質を向上させるためのスペク
    トル生物画像診断方法であって、該方法が以下の（ａ）〜（ｃ）の工程からなる
    ことを特徴とする、前記方法。 （ａ）任意にはスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置
    を提供する工程； （ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射し、該光学装置及びスペクトル画像診断
    装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペ
    クトルを得る工程；及び （ｃ）それぞれの該ピクセルを、そのスペクトルサインに従う色又は強度に帰
    属させて、それによって眼組織のスペクトルサインの画質を向上させる画像を提
    供する工程。
  2. 【請求項２】 該スペクトル画像診断装置が、フィルタを基本とするスペク
    トル画像診断装置、単色光分光器を基本とするスペクトル画像診断装置、及び干
    渉計を基本とするスペクトル画像診断装置からなる群から選択される、請求項１
    に記載の方法。
  3. 【請求項３】 工程（ｂ）が、 （ｉ）平行にする光学機器の構成装置を使用して、該眼の全てのピクセルから
    同時に入射光を収集する工程； （ｉｉ）入射して平行にされた光を、幾つかの構成要素を有する干渉計装置を
    通過させ、その結果まず初めに該光は、該干渉計の内側を異なる方向に伝わる２
    つの可干渉性の光線に分割させられ、次いで該２つの可干渉性の光線は互いに干
    渉するために再統合して、射出する光光線を形成する工程； （ｉｉｉ）検出器構成要素の２次元のアレイを有する検出器上に、該射出する
    光光線を集束させる、集束する光学装置に、該射出する光光線を通過させる工程
    ； （ｉｖ）該干渉計装置の該構成要素の１又はそれ以上を回転又は移動させて、
    その結果該干渉計装置によって生じさせられた該２つの可干渉性の光線の間の光
    学路差が、全てのピクセルに対して同時に走査させられる工程；及び （ｖ）記録装置を使用して、時間の関数として、該検出器の構成要素のそれぞ
    れの信号を記録して、データのスペクトルキューブを形成させる工程を含有する
    、請求項２に記載の方法。
  4. 【請求項４】 該光学装置が、眼底カメラ及び眼底検査鏡からなる群から選
    択される、請求項１に記載の方法。
  5. 【請求項５】 光の該スペクトルが、眼組織から反射された光、眼組織から
    散乱された光、及び眼組織から放射された光からなる群から選択される光を表わ
    す、請求項１に記載の方法。
  6. 【請求項６】 眼組織から放射された光が、管理されたプローブ蛍光発光、
    管理されたプローブによって誘発される蛍光発光、及び自己蛍光発光からなる群
    から選択される、請求項５に記載の方法。
  7. 【請求項７】 眼組織を照射するのに使用される光が、可干渉性の光、白色
    光、濾過された光、紫外線光、及び狭い波長域を有する光からなる群から選択さ
    れる、請求項１に記載の方法。
  8. 【請求項８】 該２次元のアレイが、ビデオレートＣＣＤ、冷却された高動
    力範囲のＣＣＤ、増強ＣＣＤ、及び時間のゲートで制御された増強ＣＣＤからな
    る群から選択される、請求項３に記載の方法。
  9. 【請求項９】 該眼組織が、眼の網膜、網膜血管、網膜の乳頭、眼杯、眼の
    斑紋、中心窩、角膜、虹彩、神経繊維層、及び脈絡膜層からなる群から選択され
    る、請求項１に記載の方法。
  10. 【請求項１０】 該眼組織が、血管を含有しており、該方法が、血管に沿っ
    てヘモグロビンの酸素添加量を検出し、写像するためのものである、請求項１に
    記載の方法。
  11. 【請求項１１】 工程（ｃ）が、予め決められた波長域を使用して赤−緑−
    青のカラー画像を計算する、数学的アルゴリズムを使用して行なわれる、請求項
    １に記載の方法。
  12. 【請求項１２】 該スペクトルサイン、及びその結果としての色が、ヘモグ
    ロビン、シトクロム、酸化酵素、還元酵素、フラビン、ニコチンアミドアデニン
    ジヌクレオチド、ニコチンアミドアデニンジヌクレオチドリン酸、コラーゲン、
    エラスチン、及びメラニンからなる群から選択される物質によって影響を受ける
    、請求項１に記載の方法。
  13. 【請求項１３】 眼組織のスペクトルサインの画質を向上させることが、動
    脈の画質を向上させる、静脈の画質を向上させる、ヘモグロビン濃度の画質を向
    上させる、及びヘモグロビンの酸素飽和量の画質を向上させることからなる群か
    ら選択される画質向上を含有する、請求項１に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 更に、空間登録及びスペクトル修正手順によって、眼組織
    の動きに対する空間及びスペクトル情報を修正する工程を含有する、請求項３に
    記載の方法。
  15. 【請求項１５】 以下の（ａ）〜（ｄ）によって、患者の眼組織のスペクト
    ルサインの画質を向上させる工程からなる、患者の医学的状態を評価する方法。 （ａ）任意にはスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置
    を提供する工程； （ｂ）虹彩を通して患者の眼組織を光で照射し、該光学装置及びスペクトル画
    像診断装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光
    のスペクトルを得る工程； （ｃ）それぞれの該ピクセルを、そのスペクトルサインに従う色又は強度に帰
    属させて、それによって眼組織のスペクトルサインの画質を向上させる画像を提
    供する工程；及び （ｄ）該画像を使用して、患者の医学的状態を評価する工程。
  16. 【請求項１６】 該医学的状態が、糖尿病網膜症、眼の虚血、緑内障、斑紋
    変性、ＣＭＶ眼感染、網膜炎、脈絡膜虚血、急性区分脈絡膜虚血、虚血性視神経
    障害、並びに、角膜及び虹彩問題からなる群から選択される、請求項１５に記載
    の方法。
  17. 【請求項１７】 眼組織を示す画像を表示する装置であって、該画像のそれ
    ぞれのピクセルが、それが誘導される組織成分のスペクトルサインによる、色又
    は強度を割り当てられ、それによって以下の（ａ）〜（ｃ）からなる眼組織のス
    ペクトルサインの画質を向上させ、かつ該画像が、該光学装置及びスペクトル画
    像診断装置を通して眼組織を見ること、及び眼組織のそれぞれのピクセルに対す
    る光のスペクトルを得ること；更にはそれぞれの該ピクセルを、そのスペクトル
    サインによる色又は強度に帰属させて、それによって眼組織のスペクトルサイン
    の画質を向上させる画像を提供することによって実現させられる、前記装置。 （ａ）任意にはスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置
    ； （ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射するための照射源；及び （ｃ）画像を表示するための画像表示装置。
  18. 【請求項１８】 眼組織のある領域のスペクトルを得るための、スペクトル
    生物画像診断方法であって、該方法が以下の（ａ）〜（ｃ）の工程からなること
    を特徴とする、前記方法。 （ａ）任意にはスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置
    を提供する工程； （ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射し、該光学装置及びスペクトル画像診断
    装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペ
    クトルを得る工程；及び （ｃ）該領域に関連するスペクトルを表示する工程。
  19. 【請求項１９】 眼組織のスペクトルサインの画質を向上させるためのスペ
    クトル生物画像診断方法であって、該方法が以下の（ａ）〜（ｃ）の工程からな
    ることを特徴とする、前記方法。 （ａ）任意には処理量の高いスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査
    用の光学装置を提供する工程； （ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射し、該光学装置及びスペクトル画像診断
    装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペ
    クトルを得る工程；及び （ｃ）それぞれの該ピクセルを、予め決められたスペクトル範囲のそのスペク
    トルサインに従う色又は強度に帰属させて、それによって眼組織のスペクトルサ
    インの画質を向上させる画像を提供する工程。
  20. 【請求項２０】 該スペクトル画像診断装置が、広帯域のフィルタを基本と
    するスペクトル画像診断装置、反相関関係に調和させられたフィルタを基本とす
    るスペクトル画像診断装置、連続的な単色光分光照射を基本とするスペクトル画
    像診断装置、及び干渉計を基本とするスペクトル画像診断装置からなる群から選
    択される、請求項１９に記載の方法。
  21. 【請求項２１】 工程（ｂ）が、 （ｉ）平行にする光学機器の構成装置を使用して、該眼の全てのピクセルから
    同時に入射光を収集する工程； （ｉｉ）入射して平行にされた光を、幾つかの構成要素を有する干渉計装置を
    通過させ、その結果まず初めに該光は、該干渉計の内側を異なる方向に伝わる２
    つの可干渉性の光線に分割させられ、次いで該２つの可干渉性の光線は互いに干
    渉するために再統合して、射出する光光線を形成する工程； （ｉｉｉ）検出器構成要素の２次元のアレイを有する検出器上に、該射出する
    光光線を集束させる、集束する光学装置に該射出する光光線を通過させる工程； （ｉｖ）該干渉計装置の該構成要素の１又はそれ以上を回転又は移動させて、
    その結果該干渉計装置によって生じさせられた該２つの可干渉性の光線の間の光
    学路差が、全てのピクセルに対して同時に走査させられる工程；及び （ｖ）記録装置を使用して、時間の関数として、該検出器の構成要素のそれぞ
    れの信号を記録して、データのスペクトルキューブを形成させる工程を含有する
    、請求項２０に記載の方法。
  22. 【請求項２２】 該光学装置が、眼底カメラ及び眼底検査鏡からなる群から
    選択される、請求項１９に記載の方法。
  23. 【請求項２３】 光の該スペクトルが、眼組織から反射された光、眼組織か
    ら散乱された光、及び眼組織から放射された光からなる群から選択される光を表
    わす、請求項１９に記載の方法。
  24. 【請求項２４】 眼組織から放射された光が、管理されたプローブ蛍光発光
    、管理されたプローブによって誘発される蛍光発光、及び自己蛍光発光からなる
    群から選択される、請求項２３に記載の方法。
  25. 【請求項２５】 眼組織を照射するのに使用される光が、可干渉性の光、白
    色光、濾過された光、紫外線光、及び狭い波長域を有する光からなる群から選択
    される、請求項１９に記載の方法。
  26. 【請求項２６】 該２次元のアレイが、ビデオレートＣＣＤ、冷却された高
    動力範囲のＣＣＤ、増強ＣＣＤ、及び時間のゲートで制御された増強ＣＣＤから
    なる群から選択される、請求項２１に記載の方法。
  27. 【請求項２７】 該眼組織が、眼の網膜、網膜血管、網膜の乳頭、眼杯、眼
    の斑紋、中心窩、角膜、虹彩、神経繊維層、及び脈絡膜層からなる群から選択さ
    れる、請求項１９に記載の方法。
  28. 【請求項２８】 該眼組織が、血管を含有しており、該方法が、血管に沿っ
    てヘモグロビンの酸素添加量を検出し、写像するためのものである、請求項１９
    に記載の方法。
  29. 【請求項２９】 工程（ｃ）が、予め決められた波長域を使用して赤−緑−
    青のカラー画像を計算する、数学的アルゴリズムを使用して行なわれる、請求項
    １９に記載の方法。
  30. 【請求項３０】 工程（ｃ）が、予め決められた波長域を使用して、グレー
    スケールの画像を計算する、数学的アルゴリズムを使用して行なわれる、請求項
    １９に記載の方法。
  31. 【請求項３１】 該スペクトルサイン、及びその結果としての色が、ヘモグ
    ロビン、シトクロム、酸化酵素、還元酵素、フラビン、ニコチンアミドアデニン
    ジヌクレオチド、ニコチンアミドアデニンジヌクレオチドリン酸、コラーゲン、
    エラスチン、及びメラニンからなる群から選択される物質によって影響を受ける
    、請求項１９に記載の方法。
  32. 【請求項３２】 眼組織のスペクトルサインの画質を向上させることが、動
    脈の画質を向上させる、静脈の画質を向上させる、ヘモグロビン濃度の画質を向
    上させる、及びヘモグロビンの酸素飽和量の画質を向上させることからなる群か
    ら選択される画質向上を含有する、請求項１９に記載の方法。
  33. 【請求項３３】 更に、空間登録及びスペクトル修正手順によって、眼組織
    の動きに対する空間及びスペクトル情報を修正する工程を含有する、請求項２１
    に記載の方法。
  34. 【請求項３４】 以下の（ａ）〜（ｄ）によって、患者の眼組織のスペクト
    ルサインの画質を向上させる工程からなる、患者の医学的状態を評価する方法。 （ａ）任意には処理量の高いスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査
    用の光学装置を提供する工程； （ｂ）虹彩を通して患者の眼組織を光で照射し、該光学装置及びスペクトル画
    像診断装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光
    のスペクトルを得る工程； （ｃ）それぞれの該ピクセルを、予め決められた波長範囲で、そのスペクトル
    サインに従う色又は強度に帰属させて、それによって眼組織のスペクトルサイン
    の画質を向上させる画像を提供する工程；及び （ｄ）該画像を使用して、患者の医学的状態を評価する工程。
  35. 【請求項３５】 該医学的状態が、糖尿病網膜症、眼の虚血、緑内障、斑紋
    変性、ＣＭＶ眼感染、網膜炎、脈絡膜虚血、急性区分脈絡膜虚血、虚血性視神経
    障害、並びに、角膜及び虹彩問題からなる群から選択される、請求項３４に記載
    の方法。
  36. 【請求項３６】 眼組織を示す画像を表示する装置であって、該画像のそれ
    ぞれのピクセルが、それが誘導される組織成分のスペクトルサインによる、色又
    は強度を割り当てられ、それによって以下の（ａ）〜（ｃ）からなる眼組織のス
    ペクトルサインの画質を向上させ、かつ該画像が、該光学装置及びスペクトル画
    像診断装置を通して眼組織を見ること、及び眼組織のそれぞれのピクセルに対す
    る光のスペクトルを得ること、及び更にはそれぞれの該ピクセルを、予め決めら
    れたスペクトル範囲で、そのスペクトルサインによる色又は強度に帰属させて、
    それによって眼組織のスペクトルサインの画質を向上させる画像を提供すること
    によって実現させられる、前記装置。 （ａ）任意にはスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置
    ； （ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射するための照射源；及び （ｃ）画像を表示するための画像表示装置。
  37. 【請求項３７】 それぞれが異なるスペクトルサインであり、少なくとも２
    つの眼組織のスペクトルサインの画質を向上させるためのスペクトル生物画像診
    断方法であって、該方法が以下の（ａ）〜（ｄ）の工程からなる、前記方法。 （ａ）任意にはスペクトル画像診断装置に接続されている眼診査用の光学装置
    を提供する工程； （ｂ）虹彩を通して眼組織を光で照射し、該光学装置及びスペクトル画像診断
    装置を通して眼組織を見て、かつ眼組織のそれぞれのピクセルに対する光のスペ
    クトルを得る工程； （ｃ）少なくとも２つの眼組織のそれぞれの異なるスペクトルサインを強調す
    るスペクトルの範囲を選択する工程；及び （ｄ）少なくとも２つの眼組織の異なるスペクトルサインの画質を向上させる
    画像を生じさせる工程。
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