JP2002535631A - 混濁媒体内の異質部の深度識別方法 - Google Patents

混濁媒体内の異質部の深度識別方法

Info

Publication number
JP2002535631A
JP2002535631A JP2000594370A JP2000594370A JP2002535631A JP 2002535631 A JP2002535631 A JP 2002535631A JP 2000594370 A JP2000594370 A JP 2000594370A JP 2000594370 A JP2000594370 A JP 2000594370A JP 2002535631 A JP2002535631 A JP 2002535631A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
image data
turbid medium
area
output
predetermined size
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2000594370A
Other languages
English (en)
Inventor
イヴ パインチョー
ステファン シャティニー
ミシェル モーラン
Original Assignee
アート アドヴァンスド リサーチ テクノロジーズ インコーポレイテッド
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by アート アドヴァンスド リサーチ テクノロジーズ インコーポレイテッド filed Critical アート アドヴァンスド リサーチ テクノロジーズ インコーポレイテッド
Publication of JP2002535631A publication Critical patent/JP2002535631A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0091—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for mammography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/43—Detecting, measuring or recording for evaluating the reproductive systems
    • A61B5/4306—Detecting, measuring or recording for evaluating the reproductive systems for evaluating the female reproductive systems, e.g. gynaecological evaluations
    • A61B5/4312—Breast evaluation or disorder diagnosis
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Reproductive Health (AREA)
  • Gynecology & Obstetrics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Transition And Organic Metals Composition Catalysts For Addition Polymerization (AREA)
  • Compounds Of Alkaline-Earth Elements, Aluminum Or Rare-Earth Metals (AREA)

Abstract

(57)【要約】 本方法によれば、混濁媒体（８）は、光学信号ソースと、それに対応する光学検出器（５）とを、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位させることによって走査され、前記各空間位置は、それぞれ混濁媒体（８）の相対する面上にある入力領域と出力領域に関連している。光学信号ソースは、１つの光学信号（１）を前記入力領域それぞれに送る。光学検出器（５）は、対応する検出器出力信号データを、混濁媒体（８）の一式の画像データを作成するための画像処理手段（５ａ）に送る。改良点は、第１セットの画像データに加えて、異なるサイズの入力領域及び出力領域を使って混濁媒体（８）を走査することによって引き出される第２及び／又は第３の画像データを作成する段階を含んでいることである。入手できた様々なセットの画像データは（例えば混濁媒体（８）の中の異質部を示す複合セットの画像データを得るために）画像同士の間の相違点又は類似点を強調表示できるように操作される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の属する技術分野） 本発明は、例えば胸部組織のような混濁媒体の光学的画像化に関する。
【０００２】 （発明の背景） 光学的乳房造影法は、胸部癌検出の関連技術となっているようである。光の散
乱は、小さな病巣が、特に胸部の中央領域にある場合には、これを効果的に検出
する可能性を制限する第１の問題である。表面に近い構造体は光学的技法によっ
て容易に検出できるが、深部の構造体になるほど検出が難しくなる。従って、胸
部の中央領域内で選択的に探査できる技法が望まれている。
【０００３】 本明細書は、例として胸部組織だけに言及するが、本明細書に記載する技法を
使えば、別のタイプの混濁媒体（即ち、別のタイプの（生体）組織）も画像化す
ることができる。
【０００４】 混濁媒体の光学的画像化はかねてより多くの研究活動の主題であったが、１９
９０年代の初頭から関心が高まっている。このタイプの画像化は、混濁媒体内の
光の伝播が、媒体の吸収及び散乱特性に依って変化するという事実に基づいてい
る。吸収は、媒体内の構成原子及び分子のエネルギー準位遷移の結果として生じ
る。媒体の吸収特性は、微小経路長当たりに吸収される光子の確率として定義さ
れるその媒体の吸収係数μsにより定量化される。散乱は、媒体内に存在する異
なる構造体の屈折率が異なることから生じる。拡散性の高い媒体内では、散乱は
微小経路長当たりの等方性的に散乱されている光子の確率として定義される換算
散乱係数μ’srによって定量化される。入射光の強さ、可干渉性及び偏光のよう
な特性は、入射光が媒体によって吸収、散乱されるにつれて変化し、それが光の
拡散透過率となる。特に、平行なレーザービームは、散乱によって、かなり広範
囲に広がる。このことが混濁媒体の画像化を複雑にする。有害な光の拡散を相殺
するために、特定の画像化様式を実行する必要がある。例えば、時間分解法は、
高速レーザー源からの短い光パルスを用いて媒体を照らす。発現する光を、その
時間変動を再構成することのできる高速検出器によって収集すると、それが混濁
媒体に関する更なる情報を提供することになる。この場合の簡単なデータ処理法
は時間ゲート処理であり、それによって出力光パルスの最初の部分だけが画像の
作成に用いられる。このことは結局、散乱する媒体を貫通する直線に最も近い軌
道を有する光だけを用いることになるので、空間分解能が改良される（Ｊ．Ｃ．
ヘプトン及びＲ．Ａ．クルーガによる「透過照明画像化性能：空間分解能シミュ
レーション研究」１９９０年、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ、１７巻４１−４７頁、参照）
。光学的走査技法に関する追加的情報として以下の資料も参照されたい：Ｓ．Ｂ
．コラク、Ｄ．Ｇ．パパイオアンノ、Ｇ．Ｗ．フート、Ｍ．Ｂ．バンデルマーク
、Ｈ．ショーンベルク、Ｊ．Ｃ．Ｊ．パスヘン、Ｊ．Ｂ．Ｍ．メリスン、Ｎ．Ａ
．Ａ．Ｊ．バンアステンによる「光拡散媒体内での光学的投射からの断層画像の
再構成」１９９７年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．３６号１８０−２１３頁；Ｍ．Ｓ．パ
ターソン、Ｂ．チャンス、Ｂ．Ｃ．ウィルソンによる「組織の光学的特性の非侵
襲性測定のための時間分解の反射率及び透過率」１９８９年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ
．２８号、２３３１−２３３６頁；Ｄ．コンティニ、Ｆ．マルテリ、Ｇ．ツァッ
カンティによる「拡散近似I理論に基づくモデルによって記述される混濁スラブ
を通過する光子の移動」１９９７年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．３６号、４５８７−４
５９９頁；Ｂ．チャンス、Ｒ．Ｒ．アルファノ、Ｂ．Ｊ．トロンバーグ編集によ
る「組織の光学断層写真及び分光分析法ＩＩＩ」の、Ｍ．モリン、Ｓ．チャティ
グニ、Ａ．メイロクス、Ｙ．ペインショウ、Ｐ．ビュードライによる「散乱スラ
ブの時間領域摂動分析」１９９９年会報ＳＰＩＥ３５９７号、６７−７８頁；Ｙ
．ペインショウ、Ａ．メイロクス、Ｍ．モリン、Ｓ．ベルラウト、Ｐ．ビュード
ライによる「時間領域光学的画像化：散乱と吸収との識別」１９９９年Ａｐｐｌ
．Ｏｐｔ．３８号３６８６−３６９３頁；米国特許番号第５，８０８，３０４号
。
【０００５】 散乱媒体の光学的画像化に対する強い関心は、安全で非侵襲性の生物医学診断
技術の必要性に由来している。生物組織の光学的特性は、光学ベースの生物医学
診断技術の核心にある。一般的な混濁媒体の場合、組織を通過する光の伝播の仕
方は、その吸収及び散乱特性によって変わる。従って、異常な組織は何らかの生
理的又は形態的理由で光の吸収又は散乱が正常な組織と異なると言えるのであれ
ば、正常な状態と異常な状態とを光学的に識別することが可能となる。その具体
的な適用例が光学的乳房造影法であり、光学的特性に基づいて腫瘍と正常な胸部
組織とが識別できる。
【０００６】 例えば、胸部組織等の組織内の腫瘍のような、混濁媒体内の異常物を検出する
機構があれば有用である。
【０００７】 （発明の概要） 従って、本発明は、ある態様では、 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれている１つ又はそれ以
上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を作成するための方
法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応する光学検出器と
を、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位させることによっ
て走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域と前記相対する第
２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソースは光学信号（例
えばレーザービーム）を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力
領域から検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒
体の一式の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
き出される第１セットの画像データを作成する段階と、 各入力領域に対しては所定サイズの前記第１入力領域を用い、各出力領域に対
しては前記第１出力領域より大きな所定サイズの第２出力領域を用いて、前記混
濁媒体を走査することによって引き出される第２セットの画像データを作成する
段階とから成る改良を含むことを特徴とする方法を提供している。
【０００８】 本発明は、別の態様では、 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれている１つ又はそれ以
上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を作成するための方
法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応する光学検出器と
を、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位させることによっ
て走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域と前記相対する第
２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソースは光学信号（例
えばレーザービーム）を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力
領域から検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒
体の一式の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
き出される第１セットの画像データを作成する段階と、 各入力領域に対しては前記第１入力領域のものよりも大きな所定サイズの第２
入力領域を用い、各出力領域に対しては前記所定サイズの第１出力領域を用いて
前記混濁媒体を走査することによって引き出される別のセットの画像データを作
成する段階とから成る改良を含むことを特徴とする方法を提供している。
【０００９】 本発明は、又別の態様では、 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれている１つ又はそれ以
上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を作成するための方
法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応する光学検出器と
を、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位させることによっ
て走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域と前記相対する第
２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソースは光学信号（例
えばレーザービーム）を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力
領域から検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒
体の一式の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
き出される第１セットの画像データＩAを作成する段階と、 各入力領域に対しては前記所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対
しては前記第１出力領域のものよりも大きな所定サイズの第２出力領域を用いて
前記混濁媒体を走査することによって引き出される第２セットの画像データＩB
を作成する段階と、 各入力領域に対しては前記第１入力領域のものよりも大きな所定サイズの第２
入力領域を用い、各出力領域に対しては前記所定サイズの第１出力領域を用いて
前記混濁媒体を走査することによって引き出される第３セットの画像データＩC
を作成する段階とから成る改良を含むことを特徴とする方法を提供している。
【００１０】 本発明によれば、様々な画像データのセットが望ましい順序又は必要な順序で
作成できる。
【００１１】 本発明によれば、ここに記載するようにして入手した様々な画像データのセッ
トは、例えば画像同士の間の差異及び／又は類似点を強調するために（例えば、
混濁媒体の中の異常部（例えば胸部の腫瘍）を示す複合セットの画像データを入
手するために）何らかの方法で操作（即ち、データ処理技術が適用）され、その
ような操作又はデータ処理は、簡単な減算で行われるか、又は例えばＫ−Ｌ変換
のようなより高度な技術を活用することによって実行される。従って、例えば、
本明細書に記載されている方法は、ａ）前記第１セットの画像データと前記第２
セットの画像データとの間の類似点及び／又は差異が強調されるような新しい画
像データのセットを作成するために、前記第１セットの画像データと前記第２セ
ットの画像データとを組み合わせる段階と、ｂ）前記第１セットの画像データと
前記別のセットの画像データとの間の類似点及び／又は差異が強調されるような
新しい画像データのセットを作成するために、前記第１セットの画像データと前
記別の画像データのセットとを組み合わせる段階と、ｃ）前記第１セットの画像
データと前記第２セットの画像データと前記第３セットの画像データとの間の類
似点及び／又は差異が強調されるような新しい画像データのセットを作成するた
めに、前記第１セットの画像データと前記第２セットの画像データと前記第３セ
ットの画像データとを組み合わせる段階等を含んでいる。このように、更に特定
すると、例えば、複合セットの画像データは、第２セットの画像データを第１セ
ットの画像データから減算することによって作成され、別のセットの画像データ
を第１セットの画像データから減算することによって作成され、或いは、式ＩB
＋ＩC−ＩAに従って作成される。
【００１２】 本発明によれば、本明細書に記載の方法による混濁媒体の光学的画像化測定を
行うためのシステムは、例えば、 平行な光学信号（例えばレーザー）を生成するための、何らかの適切な（既知
の）手段と、 （例えば適切な光ファイバーを使って）前記光学信号を、混濁媒体の片側の面
上の入力領域即ち所定サイズの領域に向けるための方向付け手段と、 前記混濁媒体の反対側の混濁媒体面上の第２領域即ち所定サイズの領域からの
光学出力信号を検出するための検出手段（例えば光電子増倍管、ストリークカメ
ラ等）であって、前記光学信号を、前記光学信号を出力（例えばアナログ又はデ
ジタル電気）信号に変換する前記検出手段の構成要素に向けるための光ファイバ
ーを備えている検出手段と、 一式の画像データ（例えば、コンピュータのモニターのスクリーン上に投影さ
れ、プリンタで印刷され、更に処理され、コンピュータ記憶装置に記憶される等
のデータ）を入手するために前記光学出力信号を（何らかの既知の方法で）処理
するための手段（例えばコンピュータ）とを備えている。
【００１３】 勿論、本システムには、本明細書に記載されているサイズの入力及び出力領域
を操作するための何らかの適切な機構又は手段を組み込んでもよい。
【００１４】 なお、信号の目的に鑑みれば、光学信号は、可視光線だけでなく、スペクトル
の赤外線又は近赤外線の電磁放射信号でもよく、最初の光学信号は例えばレーザ
ービームであってもよいことは（本発明の目的に照らして）理解して頂きたい。
【００１５】 本発明の技法は、上記のように、２つ又は３つの投影画像を提供するために、
混濁媒体（例えば胸部組織）の２つ又は３つの（連続）走査を含んでいる。これ
らの２つ又は３つの画像は、構造体の胸部内での深度に従って構造体を画像化す
るのに用いられる。第１画像は、一般的な光学技法を使った場合の全ての構造体
を示す。第２画像は、入力面近くの構造体を強調表示する。更に、第３画像は、
出力面に近い構造体を強調表示する。２つ又は３つの画像を組み合わせることに
よって、胸部の中央領域に在る構造体を強調表示し、表面付近の構造体を弱めて
表示することができる。 （好適な実施例の詳細な説明） 図に本発明の実施例を示す。
【００１６】 生物医学的光学画像化では、３Ｄ再構築画像及び２Ｄ投影画像の２つのタイプ
の画像が作成される。前者は、一般的に、膨大な数の検出器を巻き込んだマルチ
ポイントの幾何学的配置に基づく断層撮影法を使って生成される（Ｓ．Ｂ．コラ
ク、Ｄ．Ｇ．パパイオアンノ、Ｇ．Ｗ．フート、Ｍ．Ｂ．バンデルマーク、Ｈ．
ショーンベルク、Ｊ．Ｃ．Ｊ．パスヘン、Ｊ．Ｂ．Ｍ．メリスン、Ｎ．Ａ．Ａ．
Ｊ．バンアステンによる「光拡散媒体内での光学的投射からの断層画像再構成」
１９９７年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．３６号、１８０−２１３頁）。その利点は３Ｄ
画像が作成されることであるが、測定及び再構成には時間が掛かる可能性がある
。２Ｄ投影画像は、小さな領域を通って媒体に入射し、媒体を通って伝播し、入
射領域に向かい合っている小さな検出領域を越えて媒体を出る光の検出に基づい
ている。画像は、光ビームの媒体への入射と検出装置の両方が媒体の表面に沿っ
て同期して走査されるようなやり方で、送られてくる光を多数のポイントで測定
することによって作成される。この画像化方式を図１に示しており、矢印１はレ
ーザービーム、矢印３は前記ビーム１の走査方向であり、光学検出器手段は参照
番号５で示されており、矢印７は前記光学検出器手段５の走査方向であり、散乱
媒体は参照番号８で示されている。図１に概略的に示す走査システムには、（既
知の）手段（図示せず）が備えられており、それによってレーザービーム１と光
学検出器手段５とが同期してそれぞれ矢印３及び矢印７の方向に動かされ、即ち
、光学検出器５が常にレーザービーム１に相対しているように動かされる。更に
図１に（詳細に）は示していないが、光学検出器５（及び、レーザービームを作
り出すための手段及びレーザービームを走査表面又は面に向けるための手段）は
、何らかの（既知の）方法で、走査処理の間に光学検出器５から取得される信号
データのセットから、最終的に画像（即ち画像データのセット）を作成又は引き
出するための好適な（既知の）処理ユニット（例えばコンピュータ化された処理
システム）に連結されている。図１は、検出器出力信号データを処理して画像デ
ータにするために、光学検出器５に接続されている処理ユニット５ａをブロック
線図様式で示している。
【００１７】 図１のシステムに示されている走査技法は、高速で、且つ時間分解測定法と両
立可能であるという利点がある。しかし、情報は２次元に限定されており、検出
された光は、レーザービームの入力ポイントと検出器とを結ぶ全照準線の周りに
伸張するボリュームに関する情報を与える。これを図１に示しており、点線１１
及び１３内の灰色領域１０は、検出される光子が最も伝播し易いボリュームを示
している。このボリュームの形状は、全光子が同じポイントで散乱媒体に入り、
検出される全光子は、検出器に向かい合っている小さな領域を通じて媒体を離れ
ると考えると理解されるであろう。一方、検出される光子は、散乱により、レー
ザービームと検出器を結ぶ直線的照準線から外れるようになり、この外れは両者
の中間地点で最大になる。図１に示すように、この走査技法は、探査されるボリ
ュームが散乱媒体の厚さに亘って伸張するので、長手方向の情報は一切提供しな
い。又、散乱媒体の光学特性とは異なる光学特性を有する小ボリュームの異質部
は、レーザービームの入力ポイント又は検出器に向かい合っている出力ポイント
付近にあるときに見え易い。これは、検出される光子の大部分によって探査され
るからであるが、一方、検出される光子の一部分は、散乱媒体の中央部にある同
じ異質部を通って伝播し、その場合、探査されるボリュームが最も広い。これは
腫瘍が胸部組織内の深部に存在する場合、表面付近にある血管のような強力な吸
収構造体により影が薄くなるので、光学的乳房造影法では問題である。
【００１８】 本発明による検出方法は、光透過率測定値に基づく光学的画像化及び投影画像
の作成と連結して用いられる、散乱媒体（例えば混濁媒体）内の異質部の深さの
基本的な評価を提供する。異質部の完全な３次元位置特定には深度アセスメント
が必要である。そうすると、表面近くに在るこれらの構造体を識別して画像から
外してしまうことにより、混濁媒体の中心面に在る構造体の視覚化をより容易に
行えるようになる。つまり、データ処理の間に異質部の長手方向位置に関する情
報を用いると、周囲の散乱媒体に対して前記異質部の光学的なコントラストの定
量化を改善できる。乳房造影法では、これが組織を認識するのに役立つ。
【００１９】 例として二重空間積分（ＤＳＩ）とも呼ばれる本発明では、散乱媒体を、光が
注入される入力表面に近いゾーン、中心ゾーン、及び／又は光が検出される出力
表面に近いゾーンの、２つ又は３つの長手方向ゾーンに分けることによって、位
置特定が可能となる。媒体を２つ又は３つの部分に分けることによって、表面に
近い構造体が抽出、除去でき、媒体の内部に在る構造体を強調できる。
【００２０】 図２、３、４（並びに図２Ａ、３Ａ、４Ａ）は、例えば、走査手続きの間に各
セットの画像データを作成する間に、別の変数（即ち、本質的には同じ）を維持
しながら、入力又は出力領域のサイズを適切に修正することによって、散乱スラ
ブ内の含有物の長手方向の位置を一定の水準で特定するために、検出表面及び異
なるサイズの入力ビームがどのように用いられるかを（概略的に）示している。
【００２１】 上記のようにＤＳＩは、この分割を実現するために３つの異なるソース検出器
構成を用い、その構成例を図２、３、４に概略示すが、図示の各構成では同じ散
乱媒体を用いており、即ち、散乱媒体は３つの含有物を異なる深度に含んでいる
（即ち、これらの図の３つの黒い点又は円）。
【００２２】 特に、図２に示す第１構成（即ち、構成１）は、基本の構成体として用いられ
る、点ソース（即ち、小領域入力レーザービーム）２０と点検出器（即ち、小領
域検出器）２２とを備えている。図３に示す第２構成（即ち、構成２）は、点ソ
ース（即ち、小領域入力レーザービーム）２０と広域検出器（即ち、広領域検出
器）２４とを備えている。図４に示す第３構成（即ち、構成３）は、基本の構成
体として用いられる、広域ソース（即ち、広領域入力レーザービーム）２６と点
検出器（即ち、小領域検出器）２２とを備えている。各構成において、レーザー
ビームは何れかの既知の好適な方式で作成され、散乱媒体を離れる光は何れかの
既知の好適な検出器によって検出され、ビーム及び検出器（或いは、媒体自体）
は散乱媒体の反対側の面を貫通して何れかの（既知の）好適な方式の同期化方式
で（媒体を走査し易くするように）長手方向に動かされ、画像が、何れかの好適
な既知の処理システム（例えばコンピュータシステム）によって検出器信号から
作成される。図２、３、４の各図で、影の付けられた長方形は混濁媒体であり、
暗円は混濁媒体内の含有物又は異質部の位置を示し、各長方形上の暗線は、参照
番号２２及び２４の広領域検出器（長い線）か又は点検出器（短い線）のどちら
かであり、矢印は使用されているソースのタイプを示しており、１つの矢印は点
ソースで複数の矢印は広領域ソースというように参照番号２０と２６で特定され
ており、混濁媒体内の細線は、検出される光子によって探査されるボリュームを
定性的に画定する。図２Ａ、３Ａ、４Ａはそれぞれ、各構成に関し、横方向位置
に対する透過光を定性的に示すグラフである。
【００２３】 本発明によれば、検出方法は以後に論じるように進められる。散乱媒体は、図
２に示されている走査形態を使って走査され、画像（ＩA）が作成される。その
ようにして得られた画像（ＩA）では、媒体内部の構造体と比べて、出口面又は
入口面の何れかに近い構造体が強調される。レーザービーム及び検出器が散乱媒
体の表面に沿って横方向に動かされると、入力及び出力表面に近い含有物は、先
に述べたように検出される光に強いインパクトを与える。このことは、図２Ａの
グラフに定性的に表されており、検出された光（信号）を散乱媒体の表面に沿う
位置の関数として示している。次に、点検出器を広領域検出器に替えて、図３に
示す第２構成を得る。これにより、図３に示すように、検出される光子によって
探査されるボリュームが変化する。散乱媒体をこの第２構成を使って走査すると
画像（ＩB）が作成される。この画像（ＩB）では、入口面に近い構造体が、検出
される光子の大部分を使って探査されるために、媒体内部の構造体又は出口面に
近い構造体に比べて、強調される。このことは、図３Ａのグラフに定性的に表さ
れており、検出された光（信号）を散乱媒体の表面に沿う位置の関数として示し
ている。３番目に、広領域ソースを点ソースに替え、広領域検出器を点検出器に
替え、第３構成を得る。図４に示すように、このことによって、検出される光子
により探査されるボリュームの形状が再び変わる。散乱媒体をこの第３構成を使
って走査すると、画像（ＩC）が作成される。この画像（ＩC）では、出口面に近
い構造体が、媒体内部の構造体又は入口面に近い構造体に比べて、強調される。
これは図４Ａに示すグラフに定性的に表されており、検出された光（信号）を散
乱媒体の表面に沿う位置の関数として示している。
【００２４】 画像ＩBとＩC（即ち、それらの画像又は信号データ）とが加算され、画像ＩA
（即ち、それらの画像又は信号データ）が減算されれば、散乱媒体の内部に存在
している構造体を、基本構成（ＩA）だけを使って作成される画像で視覚化する
よりも容易に視覚化することができる。
【００２５】 本明細書では、用語「小領域」は、散乱（混濁）媒体の厚さに比べると直径が
比較的小さい表面のことであり、用語「広領域」は、直径が散乱（混濁）媒体の
厚さと同じオーダーの表面のことであると理解して頂きたい。
【００２６】 ＤＳＩを図５及び６に示す幾何学形状に適用したものを、計算及び実験で評価
した。図６に示すように、散乱媒体は厚さ５センチメートルのスラブであり、ス
ラブの入口面から５、２５、４５ミリメートルのところに在る３つの全く同じ含
有物を含んでいる。含有物は、スラブの面に平行方向に互いに４センチメートル
離れている。スラブの長さは１０センチメートル（図５）であり、含有物は直近
の含有物から４センチメートル離れて配置されている。
【００２７】 計算シミュレーションでは、混濁媒体は純粋に散乱していると仮定した（μs
＝１ｍｍ-1、μ2＝０ｍｍ-1）。含有物は、点状であり、即ち、ゼロに近い小ボ
リュームである。含有物は、吸収係数においてのみ散乱媒体とは異なり（ボリュ
ーム）inclusion×（μ?）inclusion＝５ｍｍ2と仮定した。広領域の検出器とソ
ース両方の表面積は、４００ｍｍ2に設定した。シミュレートされた媒体を通過
する光の伝播を記述するために、混濁媒体と周囲の環境との間の屈折率不適合を
考慮するように適合させた（Ｄ．コンティニ、Ｆ．マルテリ、Ｇ．ツァッカンテ
ィによる「拡散近似I理論に基づくモデルによって記述される混濁スラブを通過
する光子の移動」１９９７年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．３６号４５８７−４５９９頁
参照）拡散モデル（Ｍ．Ｓ．パターソン、Ｂ．チャンス、Ｂ．Ｃ．ウィルソンに
よる「組織の光学的特性の非侵襲性測定のための時間分解の反射率及び透過率」
１９８９年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．２８号、２３３１−２３３６頁参照）を用いた
。含有物を媒体内に配置する効果を摂動分析（Ｂ．チャンス、Ｒ．Ｒ．アルファ
ノ、Ｂ．Ｊ．トロンバーグ編集による「組織の光学断層写真及び分光分析法ＩＩ
Ｉ」の、Ｍ．モリン、Ｓ．チャティグニ、Ａ．メイロクス、Ｙ．ペインショウ、
Ｐ．ビュードライによる「散乱スラブの時間領域摂動分析」１９９９年、会報Ｓ
ＰＩＥ３５９７号、６７−７８頁参照）を用いてモデル化した。計算では、光の
限り無く短いパルスを、散乱媒体内に発射したと仮定している。送られた光の強
さの計算は、スラブに入った２ｎｓ後に媒体を出る光子に限定した。このように
して各検出形態を使って得られる空間強度プロファィルＰA、ＰB、ＰCを、含有
物をつなぐ線に沿う横方向の走査に関して計算しており、ＰAは構成１に関する
プロファイル、ＰBは構成２に関するプロファイル、ＰCは構成３に関するプロフ
ァイルである。次にこれらのプロファイルを、先に述べたように、深度識別を強
調するために正規化し、組み合わせた。正規化し一体化した後の、これらの組み
合わせの結果を図７に示す。図７は、長手方向の識別を強調するのに用いられる
空間プロファイルの組み合わせのグラフである。横座標の原点は、中央の含有物
（図５正面図参照）の位置である。ｘscanの値は、この原点に対する、媒体の正
面に沿った距離（図５正面図参照）である。Ｐxは、図２、３、４（即ち構成１
、２、３）に示した走査システム構成を使って計算した空間プロファイルである
。図７において、ＰAマイナスＰBのプロファイルを、−−印を含むグラフの線
（参照番号３０）で示し、ＰAマイナスＰCのプロファイルを−□−印を含むグラ
フの線（参照番号３２）で示し、ＰBプラスＰCマイナスＰAのプロファイルを、
何れの印も含まないグラフの線（参照番号３４）で示している。
【００２８】 図７を見ると、予期した通り、構成３に対するプロファイル（ＰC）を構成１
に対するプロファイル（ＰA）から減ずると、入力表面近くの含有物からの信号
だけが残る。一方、構成２に対するプロファイル（ＰB）を構成１に対するプロ
ファイル（ＰA）から減ずると、入力表面近くの含有物によって生じる信号の変
化はほとんど消失する。更に図７は、構成２に対するプロファイル（ＰB）及び
構成３に対するプロファイル（ＰC）を加算し、それから構成１に対するプロフ
ァイル（ＰA）を減算したときの効果も示している。これらの結果は、ＤＳＩを
使えば、含有物が、散乱媒体のどちらの表面近くに在るかを決定できることを示
している。
【００２９】 図５の幾何学配置を、ポリエステルの微小球の散乱溶液を含む厚さ５０ミリメ
ートルのセル内に配置されている３つの含有物から成るファントムを使って実験
的に調査した。含有物は純粋に吸収性の、黒いデルリンの５ミリメートルのシリ
ンダーで、図５に示す幾何学配置に従って配置した。μ=１ｍｍ-1だと、散乱溶
液は吸収性ではなかった。入力光ファイバーを使って、レーザー光を散乱媒体近
くに運んだ。同様に、媒体を通して送られた光は、出力光ファイバーを使って集
め、検出器へ送った。ファイバーから放出される光の発散を利用して、広領域ソ
ースは、入力ファイバーを単に媒体から遠くへ離すだけでシミュレートした。同
様に、広領域検出器は、出力ファイバーを媒体から遠くへ離すことによってシミ
ュレートした。入力ファイバーをファントムから離して、光子を、広領域ソース
として機能する３．１平方センチメートルの表面に注入した。同様に、広領域検
出器は、光子が３．８平方センチメートルの表面から集められるように出力ファ
イバーをファントムから離すことによって実現した。
【００３０】 ３つの光ファイバーの配置例を図８、９及び１０に示す。図８は、点ソース／
点検出器構成の光ファイバーの配置を概略的に示しており、両方の光ファイバー
共に、小サイズの、何れにしても同じサイズの走査領域即ち表面積と検出領域即
ち表面積を形成するするように、構成され、間隔を取って配置されている。図９
は、点ソース／広領域検出器構成の光ファイバーの配置を概略的に示しており、
光ファイバー４０及び４２は、検出面積が図８の場合より広くなるような、サイ
ズが同じではない走査領域即ち表面積と検出領域即ち表面積を形成するように、
構成され、間隔を取って配置されており、出力ファイバー４２だけがファントム
から離して配置されている。図１０は、広領域ソース／点検出器構成の光ファイ
バーの配置を概略的に示しており、光ファイバーは、ソース面積が図８の場合よ
り広くなるような、サイズが同じではない走査領域即ち表面積と検出領域即ち表
面積を形成するように、構成され、間隔を取って配置されており、出力ファイバ
ー４０だけがファントムから離して配置されている。図では、入力及び出力面積
即ち領域のサイズを、ファイバー４０及び４２の位置を動かすことによって変化
させるように示しているが、面積を変えることができるのであれば別のタイプの
機構を用いてもよいのは勿論である。ファントムは、Ｙ．ペインショウ、Ａ．メ
イロクス、Ｍ．モリン、Ｓ．ベルラウト、Ｐ．ビュードライによる「時間領域光
学的画像化：散乱と吸収との識別」１９９９年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．３８号、３
６８６−３６９３頁、に記載されているように近赤外線画像システムを用いてい
るこれら３つの構成それぞれを使って走査した。走査は、入力及び出力ファイバ
ー４０及び４２の両方をそれぞれ、表面全体に連続して光を当てるため２次元に
媒体の表面に沿って同期的に動かすことによって行った。検出された信号は、デ
ジタル化し、コンピュータに送り、これを使って、各測定値が画像の１画素に対
応するような、走査の間に実行された一連の測定に基づいて画像を構築した。
【００３１】 図１１、１２、１３、１４は、液体ファントムの走査から得られた結果の投影
画像を示す。水平軸は、含有物の横方向の位置に対応する。これらの画像を、シ
ミュレーションに関して先に述べたように、正規化し組み合わせた。点検出器／
点ソース構成の結果は、図１４の画像である。図１１及び１２は、ＤＳＩ法を使
って、表面近くに在る含有物を巧く抽出した画像である。図１３及び１４の画像
を比べると、ＤＳＩを使えば、ファントムの中心面に在る含有物が表面付近の含
有物に比べて強調表示されていることが分かる。
【００３２】 以上の説明から理解して頂けるように、本発明の二重空間積分技法（ＤＳＩ）
は、混濁媒体の中心面に在る構造体の視覚化を助けるツールとして提案されてい
る。ＤＳＩは、従来技術に関する改良点を示しており、それは、通常は多数点検
出ジオメトリを使って得られる深度情報コンテンツを、付随の時間コストを掛け
ること無く入手することができることである。このことは、異なるソース／検出
器構成を使って媒体を分けることにより実現され、以下の通りである。 １．散乱媒体は、点ソース及び点検出器を使って走査される（即ち構成１）。 ２．画像（ＩA）は、構成１を使って検出された光に基づいて作成される。例え
ば光の検出は、最初に到着した光子だけが考慮される時間分解方式で行われる。
他で説明されているＦＩＤＭ法のように、検出された光の間接的な特性を使って
画像を作成することもできる。 ３．散乱媒体は、点ソース及び広領域検出器（構成２）を使って走査される。 ４．第２画像（ＩB）は、２と同じ方法ではあるが構成２を使って作成される。 ５．散乱媒体は、広領域ソース及び点検出器（構成３）を使って走査される。 ６．第３画像（ＩC）は、２と同じ方法ではあるが構成３を使って作成される。 ７．散乱媒体の出力表面近くに在る構造体を強調するために、画像ＩBを画像ＩA から減算する。 ８．散乱媒体の入力表面近くに在る構造体を強調するために、画像ＩCを画像ＩA から減算する。 ９．中心部に在る構造体が表面近くに在る構造体に比べて強調表示される画像を
作り出すために、画像ＩB及びＩCを加えた和から画像ＩAを減算する。
【００３３】 なお、画像ＩA、ＩB、ＩCの別の組み合わせ、又はＩA、ＩB、ＩCを含む別のデ
ータ処理を使っても、関連情報を獲得することになる。
【００３４】 上記を要約すると、点ソースとは小領域に亘る媒体内への光の入射であり、広
領域ソースとは広領域に亘る媒体内への光の入射であり、点検出器とは小領域に
亘り媒体から発せられる光の検出であり、広領域検出器とは広領域に亘り媒体か
ら発せられる光の検出である。この「小領域」とは直径が媒体の厚さに比べて小
さい表面のことであり、一方「広領域」とは直径が媒体の厚さと同じオーダーの
表面のことである。適当な入力及び出力領域サイズは、どのような分析対象とな
る所与の混濁媒体に対しても、実験的に決定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 混濁媒体を通して画像化するための走査システムの概略図である。
【図２】 点ソース／点検出器構成を有する、混濁媒体を通して画像化するための走査シ
ステムの概略図である。
【図２Ａ】 図２の構成に関するグラフであり、送られてくる光と各構成の横方向位置との
関係を定性的に示している。
【図３】 点ソース／広領域検出器構成を有する、混濁媒体を通して画像化するための走
査システムの概略図である。
【図３Ａ】 図３の構成に関するグラフであり、送られてくる光と各構成の横方向位置との
関係を定性的に示している。
【図４】 広領域ソース／点検出器構成を有する、混濁媒体を通して画像化するための走
査システムの概略図である。
【図４Ａ】 図４の構成に関するグラフであり、送られてくる光と各構成の横方向位置との
関係を定性的に示している。
【図５】 ファントムの正面図である。
【図６】 図５のファントムの側面図である。
【図７】 長手方向の差異を強調するのに用いられる空間プロファイルの組み合わせを示
すグラフである。
【図８】 点ソース／点検出器構成の光ファイバーの配置の概略図である。
【図９】 点ソース／広領域検出器構成の光ファイバーの配置の概略図である。
【図１０】 広領域ソース／点検出器構成の光ファイバーの配置の概略図である。
【図１１】 液体ファントムのＰA−ＰBに関する空間プロファイルの組み合わせの図である
。
【図１２】 液体ファントムのＰA−ＰCに関する空間プロファイルの組み合わせの図である
。
【図１３】 液体ファントムのＰB＋ＰC−ＰAに関する空間プロファイルの組み合わせの図
である。
【図１４】 液体ファントムのＰAに関する空間プロファイルの図である。
【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書
【提出日】平成１３年１月３０日（２００１．１．３０）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００４
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００４】 混濁媒体の光学的画像化はかねてより多くの研究活動の主題であったが、１９
９０年代の初頭から関心が高まっている。このタイプの画像化は、混濁媒体内の
光の伝播が、媒体の吸収及び散乱特性に依って変化するという事実に基づいてい
る。吸収は、媒体内の構成原子及び分子のエネルギー準位遷移の結果として生じ
る。媒体の吸収特性は、微小経路長当たりに吸収される光子の確率として定義さ
れるその媒体の吸収係数μｓにより定量化される。散乱は、媒体内に存在する異
なる構造体の屈折率が異なることから生じる。拡散性の高い媒体内では、散乱は
微小経路長当たりの等方性的に散乱されている光子の確率として定義される換算
散乱係数μ’ｓｒによって定量化される。入射光の強さ、可干渉性及び偏光のよ
うな特性は、入射光が媒体によって吸収、散乱されるにつれて変化し、それが光
の拡散透過率となる。特に、平行なレーザービームは、散乱によって、かなり広
範囲に広がる。このことが混濁媒体の画像化を複雑にする。有害な光の拡散を相
殺するために、特定の画像化様式を実行する必要がある。例えば、時間分解法は
、高速レーザー源からの短い光パルスを用いて媒体を照らす。発現する光を、そ
の時間変動を再構成することのできる高速検出器によって収集すると、それが混
濁媒体に関する更なる情報を提供することになる。この場合の簡単なデータ処理
法は時間ゲート処理であり、それによって出力光パルスの最初の部分だけが画像
の作成に用いられる。このことは結局、散乱する媒体を貫通する直線に最も近い
軌道を有する光だけを用いることになるので、空間分解能が改良される（Ｊ．Ｃ
．ヘプトン及びＲ．Ａ．クルーガによる「透過照明画像化性能：空間分解能シミ
ュレーション研究」１９９０年、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ、１７巻４１−４７頁、参照
）。光学的走査技法に関する追加的情報として以下の資料も参照されたい：Ｓ．
Ｂ．コラク、Ｄ．Ｇ．パパイオアンノ、Ｇ．Ｗ．フート、Ｍ．Ｂ．バンデルマー
ク、Ｈ．ショーンベルク、Ｊ．Ｃ．Ｊ．パスヘン、Ｊ．Ｂ．Ｍ．メリスン、Ｎ．
Ａ．Ａ．Ｊ．バンアステンによる「光拡散媒体内での光学的投射からの断層画像
の再構成」１９９７年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．３６号１８０−２１３頁；Ｍ．Ｓ．
パターソン、Ｂ．チャンス、Ｂ．Ｃ．ウィルソンによる「組織の光学的特性の非
侵襲性測定のための時間分解の反射率及び透過率」１９８９年、Ａｐｐｌ．Ｏｐ
ｔ．２８号、２３３１−２３３６頁；Ｄ．コンティニ、Ｆ．マルテリ、Ｇ．ツァ
ッカンティによる「拡散近似I理論に基づくモデルによって記述される混濁スラ
ブを通過する光子の移動」１９９７年、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．３６号、４５８７−
４５９９頁；Ｂ．チャンス、Ｒ．Ｒ．アルファノ、Ｂ．Ｊ．トロンバーグ編集に
よる「組織の光学断層写真及び分光分析法ＩＩＩ」の、Ｍ．モリン、Ｓ．チャテ
ィグニ、Ａ．メイロクス、Ｙ．ペインショウ、Ｐ．ビュードライによる「散乱ス
ラブの時間領域摂動分析」１９９９年会報ＳＰＩＥ３５９７号、６７−７８頁；
Ｙ．ペインショウ、Ａ．メイロクス、Ｍ．モリン、Ｓ．ベルラウト、Ｐ．ビュー
ドライによる「時間領域光学的画像化：散乱と吸収との識別」１９９９年Ａｐｐ
ｌ．Ｏｐｔ．３８号３６８６−３６９３頁；米国特許番号第５，８０８，３０４
号；走査方法に関するＤＥ４１３０３６９。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００７
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００７】 （発明の概要） 従って、本発明は、ある態様では、 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれている１つ又はそれ以
上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を作成するための方
法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応する光学検出器と
を、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位させることによっ
て走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域と前記相対する第
２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソースは光学信号（例
えばレーザービーム）を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力
領域から検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒
体の一式の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
き出される第１セットの画像データを作成する段階と、 各入力領域に対しては所定サイズの前記第１入力領域を用い、各出力領域に対
しては前記第１出力領域より大きな所定サイズの第２出力領域を用いて、前記混
濁媒体を走査することによって引き出される第２セットの画像データを作成する
段階とを更に含むことを特徴とする方法を提供している。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００８
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００８】 本発明は、別の態様では、 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれている１つ又はそれ以
上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を作成するための方
法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応する光学検出器と
を、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位させることによっ
て走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域と前記相対する第
２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソースは光学信号（例
えばレーザービーム）を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力
領域から検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒
体の一式の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
き出される第１セットの画像データを作成する段階と、 各入力領域に対しては前記第１入力領域のものよりも大きな所定サイズの第２
入力領域を用い、各出力領域に対しては前記所定サイズの第１出力領域を用いて
前記混濁媒体を走査することによって引き出される別のセットの画像データを作
成する段階とを更に含むことを特徴とする方法を提供している。
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００９
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００９】 本発明は、又別の態様では、 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれている１つ又はそれ以
上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を作成するための方
法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応する光学検出器と
を、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位させることによっ
て走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域と前記相対する第
２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソースは光学信号（例
えばレーザービーム）を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力
領域から検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒
体の一式の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
き出される第１セットの画像データＩＡを作成する段階と、 各入力領域に対しては前記所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対
しては前記第１出力領域のものよりも大きな所定サイズの第２出力領域を用いて
前記混濁媒体を走査することによって引き出される第２セットの画像データＩＢ を作成する段階と、 各入力領域に対しては前記第１入力領域のものよりも大きな所定サイズの第２
入力領域を用い、各出力領域に対しては前記所定サイズの第１出力領域を用いて
前記混濁媒体を走査することによって引き出される第３セットの画像データＩＣ を作成する段階を更に含むことを特徴とする方法を提供している。
───────────────────────────────────────────────────── 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，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ， ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，Ｃ Ｕ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ， ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，Ｌ Ｃ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ， ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，Ｓ Ｌ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 モーラン ミシェル カナダ ケベック ジー１ワイ ３アール ７ カプ−ルージュ カロライン−ヴァリ ン アパートメント ３ 4736 Ｆターム(参考） 2G059 AA05 AA06 BB12 CC16 EE01 EE02 EE12 GG01 GG08 HH01 JJ17 KK01 KK03 MM01 MM10

Claims (9)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれてい
    る１つ又はそれ以上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を
    作成するための方法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応
    する光学検出器とを、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位
    させることによって走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域
    と前記相対する第２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソー
    スは光学信号を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力領域から
    検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒体の一式
    の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
    は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
    き出される第１セットの画像データを作成する段階と、 各入力領域に対しては所定サイズの前記第１入力領域を用い、各出力領域に対
    しては前記第１出力領域より大きな所定サイズの第２出力領域を用いて、前記混
    濁媒体を走査することによって引き出される第２セットの画像データを作成する
    段階とから成る改良を含むことを特徴とする方法。
  2. 【請求項２】 前記第２セットの画像データを前記第１セットの画像データ
    から減算することによって複合セットの画像データを作成する段階を含むことを
    特徴とする請求項１に記載の方法。
  3. 【請求項３】 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれてい
    る１つ又はそれ以上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を
    作成するための方法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応
    する光学検出器とを、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位
    させることによって走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域
    と前記相対する第２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソー
    スは光学信号を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力領域から
    検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒体の一式
    の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
    は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
    き出される第１セットの画像データを作成する段階と、 各入力領域に対しては前記第１入力領域のものよりも大きな所定サイズの第２
    入力領域を用い、各出力領域に対しては前記所定サイズの第１出力領域を用いて
    前記混濁媒体を走査することによって引き出される別のセットの画像データを作
    成する段階とから成る改良を含むことを特徴とする方法。
  4. 【請求項４】 前記別のセットの画像データを前記第１セットの画像データ
    から減算することによって複合セットの画像データを作成する段階を含むことを
    特徴とする請求項３に記載の方法。
  5. 【請求項５】 第１面と相対する第２面とを有する混濁媒体内に含まれてい
    る１つ又はそれ以上の異質部を検出するために、混濁媒体を走査し、その画像を
    作成するための方法であって、前記混濁媒体は、光学信号ソースと、それに対応
    する光学検出器とを、混濁媒体の周りのある空間位置から別の空間位置まで変位
    させることによって走査され、前記各空間位置は前記第１面の対応する入力領域
    と前記相対する第２面の対応する出力領域とに関連しており、前記光学信号ソー
    スは光学信号を前記各入力領域に送り、前記光学検出器は、前記各出力領域から
    検出される光学信号に応えて対応する検出器出力信号データを、混濁媒体の一式
    の画像データを作成するための画像処理手段へ送る方法において、 各入力領域に対しては所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対して
    は所定サイズの第１出力領域を用いて、前記混濁媒体を走査することによって引
    き出される第１セットの画像データＩAを作成する段階と、 各入力領域に対しては前記所定サイズの第１入力領域を用い、各出力領域に対
    しては前記第１出力領域のものよりも大きな所定サイズの第２出力領域を用いて
    前記混濁媒体を走査することによって引き出される第２セットの画像データＩB
    を作成する段階と、 各入力領域に対しては前記第１入力領域のものよりも大きな所定サイズの第２
    入力領域を用い、各出力領域に対しては前記所定サイズの第１出力領域を用いて
    前記混濁媒体を走査することによって引き出される第３セットの画像データＩC
    を作成する段階とから成る改良を含むことを特徴とする方法。
  6. 【請求項６】 式ＩB＋ＩC−ＩAに従って複合セットの画像データを作成す
    る段階を含むことを特徴とする請求項５に記載の方法。
  7. 【請求項７】 前記第１セットの画像データと前記第２セットの画像データ
    との共通点及び／又は相違点が強調表示される、新しい画像データのセットを作
    成するために、前記第１セットの画像データと前記第２セットの画像データとを
    組み合わせる段階を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
  8. 【請求項８】 前記第１セットの画像データと前記別のセットの画像データ
    との共通点及び／又は相違点が強調表示される、新しい画像データのセットを作
    成するために、前記第１セットの画像データと前記別のセットの画像データとを
    組み合わせる段階を含むことを特徴とする請求項３に記載の方法。
  9. 【請求項９】 前記第１セットの画像データと前記第２セットの画像データ
    と前記第３セットの画像データの共通点及び／又は相違点が強調表示される、新
    しい画像データのセットを作成するために、前記第１セットの画像データと前記
    第２セットの画像データと前記第３セットの画像データとを組み合わせる段階を
    含むことを特徴とする請求項５に記載の方法。
JP2000594370A 1999-01-22 2000-01-21 混濁媒体内の異質部の深度識別方法 Pending JP2002535631A (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CA2,259,900 1999-01-22
CA002259900A CA2259900A1 (en) 1999-01-22 1999-01-22 Depth discrimination
PCT/CA2000/000052 WO2000042902A1 (en) 1999-01-22 2000-01-21 Depth discrimination of hetorogeneities in turbid media

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2002535631A true JP2002535631A (ja) 2002-10-22

Family

ID=4163221

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2000594370A Pending JP2002535631A (ja) 1999-01-22 2000-01-21 混濁媒体内の異質部の深度識別方法

Country Status (8)

Country Link
US (1) US6415172B1 (ja)
EP (1) EP1146811B1 (ja)
JP (1) JP2002535631A (ja)
AT (1) ATE366543T1 (ja)
AU (1) AU2088300A (ja)
CA (1) CA2259900A1 (ja)
DE (1) DE60035484T2 (ja)
WO (1) WO2000042902A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010512913A (ja) * 2006-12-21 2010-04-30 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 混濁媒質の内部を光学的に画像化する方法、混濁媒質の内部の画像を再構成する方法、混濁媒質の内部を画像化する装置、医療画像取得装置並びに当該方法及び装置に使用されるコンピュータプログラムプロダクト

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7524289B2 (en) * 1999-01-25 2009-04-28 Lenker Jay A Resolution optical and ultrasound devices for imaging and treatment of body lumens
US6571116B2 (en) * 2000-05-09 2003-05-27 Imaging Diagnostic Systems, Inc. Medical optical imaging scanner using multiple wavelength simultaneous data acquisition for breast imaging
US6850872B1 (en) * 2000-08-30 2005-02-01 Microsoft Corporation Facial image processing methods and systems
EP1411824A2 (en) * 2001-07-16 2004-04-28 Art Advanced Research Technologies Inc. Multi-wavelength imaging of highly turbid media
EP2034890A4 (en) * 2006-06-01 2011-02-16 Gen Hospital Corp IN VIVO OPTICAL IMAGING METHOD COMPRISING THE ANALYSIS OF DYNAMIC IMAGES
BRPI0714030A8 (pt) * 2006-07-07 2015-10-06 Koninklijke Philips Electronics Nv Dispositivo para determinar uma quantidade relacionada à concentração de um agente de contraste fluorescente aplicado a um objeto, produto de programa de computador, e, método para determinar uma quantidade relacionada à concentração de um agente de contraste fluorescente aplicado a um objeto
EP2049010A2 (en) 2006-07-31 2009-04-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Measurement with multiplexed detection
US8620051B2 (en) * 2006-12-22 2013-12-31 Salim Djerizi Registration of optical images of turbid media
JP5406205B2 (ja) * 2007-12-17 2014-02-05 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 混濁媒体の内部における不均質性の存在を検出するための方法及び、混濁媒体の内部を画像化するための装置
US9097647B2 (en) 2012-08-08 2015-08-04 Ut-Battelle, Llc Method for using polarization gating to measure a scattering sample

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4600011A (en) 1982-11-03 1986-07-15 The University Court Of The University Of Aberdeen Tele-diaphanography apparatus
US5555885A (en) 1988-12-21 1996-09-17 Non-Invasive Technology, Inc. Examination of breast tissue using time-resolved spectroscopy
US5699798A (en) 1990-08-10 1997-12-23 University Of Washington Method for optically imaging solid tumor tissue
DE4130369A1 (de) 1991-09-12 1993-03-25 Siemens Ag Vorrichtung zur medizinischen bildgebung mit licht
US5447159A (en) 1993-02-03 1995-09-05 Massachusetts Institute Of Technology Optical imaging for specimens having dispersive properties
US5820558A (en) 1994-12-02 1998-10-13 Non-Invasive Technology, Inc. Optical techniques for examination of biological tissue
JPH07299053A (ja) 1994-04-29 1995-11-14 Arch Dev Corp コンピュータ診断支援方法
US5999836A (en) 1995-06-06 1999-12-07 Nelson; Robert S. Enhanced high resolution breast imaging device and method utilizing non-ionizing radiation of narrow spectral bandwidth
CA2163914A1 (en) 1995-11-28 1997-05-29 Andre Parent Method and apparatus for detecting malignancies in living tissue
EP0857033B1 (en) 1996-08-14 2004-01-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Forming an image of a turbid medium using a fluid to reduce boundary effects
US5796862A (en) 1996-08-16 1998-08-18 Eastman Kodak Company Apparatus and method for identification of tissue regions in digital mammographic images
US5799656A (en) 1996-10-21 1998-09-01 The Research Foundation Of City College Of New York Optical imaging of breast tissues to enable the detection therein of calcification regions suggestive of cancer
US5876339A (en) 1997-01-09 1999-03-02 Lemire; Robert Apparatus for optical breast imaging
US5999639A (en) 1997-09-04 1999-12-07 Qualia Computing, Inc. Method and system for automated detection of clustered microcalcifications from digital mammograms

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010512913A (ja) * 2006-12-21 2010-04-30 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 混濁媒質の内部を光学的に画像化する方法、混濁媒質の内部の画像を再構成する方法、混濁媒質の内部を画像化する装置、医療画像取得装置並びに当該方法及び装置に使用されるコンピュータプログラムプロダクト

Also Published As

Publication number Publication date
AU2088300A (en) 2000-08-07
ATE366543T1 (de) 2007-08-15
DE60035484D1 (de) 2007-08-23
CA2259900A1 (en) 2000-07-22
EP1146811A1 (en) 2001-10-24
US6415172B1 (en) 2002-07-02
WO2000042902A1 (en) 2000-07-27
EP1146811B1 (en) 2007-07-11
DE60035484T2 (de) 2008-04-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7804075B2 (en) Method and system for tomographic imaging using fluorescent proteins
CA2595213C (en) Method and apparatus for measuring cancerous changes from reflectance spectral measurements obtained during endoscopic imaging
US5813988A (en) Time-resolved diffusion tomographic imaging in highly scattering turbid media
US9226665B2 (en) Speckle reduction in optical coherence tomography by path length encoded angular compounding
US5929443A (en) Imaging of objects based upon the polarization or depolarization of light
US8314406B2 (en) Systems and methods for optical imaging using early arriving photons
US5719399A (en) Imaging and characterization of tissue based upon the preservation of polarized light transmitted therethrough
WO2005089637A9 (en) Method and system for tomographic imaging using fluorescent proteins
US20090240138A1 (en) Diffuse Optical Tomography System and Method of Use
US10362983B2 (en) Near infrared photonic prostatoscopy analyzer
JP2004534607A (ja) 高濁度媒体の多波長画像形成
Chernomordik et al. Inverse method 3-D reconstruction of localized in vivo fluorescence-application to Sjogren syndrome
JP2002535631A (ja) 混濁媒体内の異質部の深度識別方法
Jeeva et al. Reconstruction of optical scanned images of inhomogeneities in biological tissues by Monte Carlo simulation
EP1797818A2 (en) Method and system for tomographic imaging using fluorescent proteins
Wang et al. Quantitative classification of melasma with photoacoustic microscopy: a pilot study
CA2296929A1 (en) Dual spatial integration for depth discrimination of heterogeneities in turbid media
CA2163914A1 (en) Method and apparatus for detecting malignancies in living tissue
Kasaragod et al. Speckle texture analysis of optical coherence tomography images
de Haller et al. Resolution of time-resolved breast transillumination: in vitro measurements compared with theoretical predictions
Alrubaiee et al. Time-resolved and quasi-continuous wave three-dimensional tomographic imaging of objects in tissue-like turbid media
Piron et al. Detection of heterogeneities embedded within a turbid slab media using time-and frequency-domain methods: application to the mammography
Piron et al. Depth localization of an inclusion within turbid slab media using time-resolved transillumination contrast functions: numerical study
Chen et al. Mapping the microvascular and the associated absolute values of oxy-hemoglobin concentration through turbid media via local off-set diffuse optical imaging
Yang et al. Tomographic visualization of tissue compositional changes in human breast model

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20070119

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20100201

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20100225

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20100715