JP2011104427A - 胸部腫瘍の検出、画像形成および特徴表示 - Google Patents

Abstract

【課題】被検者の胸部組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムを使用する光学的検査技術を提供すること。
【解決手段】光学的システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含み、プロセッサは、少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデータ・セット、および検査対象の組織領域内の血液の酸素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成するように配置されている。また、プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互関係をチェックするように配置されている。
【選択図】図1

Description

本発明は、可視光線または赤外線による、生物学的組織の画像形成、定性的または定量的特徴表示、特に、胸部腫瘍の検出、画像形成および特徴表示に関する。

本出願は、１９９８年２月１１日付の米国仮特許出願第６０／０７４，５０４号および１９９８年８月２６日付の米国仮特許出願第６０／０９８，０１８号の優先権を主張する。両方とも、これらの米国仮特許出願の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。

従来、潜在的に有害なイオン化放射（例えば、Ｘ線またはγ線）が、生物学的組織の画像を形成するために使用されてきた。これらのＸ線およびγ線は、組織内を真っ直ぐな弾道の軌跡を伝播する。すなわち、これらの放射線の散乱は無視することができる。それ故、画像は、異なる組織のタイプの吸収レベルの評価に基づいて形成される。例えば、レントゲン撮影の場合には、Ｘ線フィルムは、陰の部分と明るい部分とを含んでいる。コンピュータ断層撮影（ＣＴ）のような、もっと複雑なシステムの場合には、人間の器官の横断写真は、異なる角度から人体の一部を通してＸ線を透過させ、Ｘ線透過の変動を電子的に検出することにより作成された。検出された強度情報は、コンピュータにデジタル的に記憶され、コンピュータは、一つの断面に位置する多数の点のところの組織のＸ線吸収を再構成する。

組織（例えば、脳、指または耳たぶ）内の酸素代謝を、健康な組織に損傷を与えないで研究するために近赤外線（ＮＩＲ）が使用されてきた。医療のための画像形成に可視光線、ＮＩＲおよび赤外線（ＩＲ）を使用すると、いくつかの利点が得られる。ＮＩＲまたはＩＲの場合には、腫瘍と組織との間のコントラスト因子は、Ｘ線の領域より遥かに大きい。さらに、Ｘ線よりは可視光線から赤外線の間の光線の方が好ましい。何故なら、これらの光線はイオン化を起こさないので、潜在的な副作用が少ないからである。しかし、可視光線から赤外線の範囲の光線は、生物学的組織内での散乱や吸収が大きく、その伝播経路を直線では近似することができず、ある種の横断面の画像形成技術には適用できない。

ＮＩＲ分光測定を使用するコンピュータ断層撮影法は、生体内での画像形成に使用されてきた。この技術は、Ｘ線ＣＴにおけるＸ線放射の使用と同じ方法でＮＩＲ放射を使用する。Ｘ線源の代わりに、ＮＩＲ領域内の光線を放射するいくつかのレーザ・ダイオードが使用される。ＮＩＲ−ＣＴは、画像形成される組織を透過したレーザ・ダイオードの光線を検出する一組の光検出器を使用する。検出されたデータは、Ｘ線ＣＴで検出されたＸ線データが処理されるのと類似の方法でコンピュータにより処理される。いくつかのＮＩＲ−ＣＴシステムが、非イオン化放射の散乱特性を認識し、それに従って、Ｘ線ＣＴのアルゴリズムを修正した。

上記Ｘ線技術またはγ線技術は、組織の腫瘍を検出するのに使用されてきた。「血管形成」という用語は、組織または器官内への新しい血管の発生を意味する。正常な生理学的条件の下では、人間または動物は、非常に特殊な制限された状況の場合にだけ血管形成を起こす。例えば、血管形成は、通常、治りかけている傷口、３ヶ月以上または以下の発育中の胎児、および黄体、子宮内膜および胎盤の形成中に観察される。

制御されている血管形成および制御されていない血管形成は、類似の方法で進行するものと考えられている。頑固で野放図な血管形成は、多くの疾病状態、腫瘍転移および内皮細胞の異常な成長の際に発生し、これらの状態の際に見られる病理学的損傷を引き起こす。野放図な血管形成が見られるいくつかの病理学的疾病状況は、血管形成依存または血管形成関連疾病として分類されてきた。腫瘍の成長は血管形成に依存するという仮説が１９７１年に最初に提案された。（１９７１年発行の、Ｎ．Ｅｎｇｌ．Ｊｏｕｒ．Ｍｅｄ．の２８５号の１１８２〜１１８６ページ掲載の、フォークマン Ｊ．の「腫瘍血管形成：治療関連参照）上記論文を最も簡単な形で説明すると、「腫瘍の『着床』が起こると、腫瘍細胞の数の増大に先だって、腫瘍に集中する新しい毛細血管が増大しなければならない」ということになる。腫瘍の『着床』は、その内部で体積が数立方ミリであり、細胞の数が数百万以下の腫瘍細胞の数が、現在のホストである微細血管上で生存できる腫瘍の成長の前血管段階を示すものと見なされる。この段階を越えて腫瘍が大きくなるには、新しい毛細血管の発生が必要である。この仮説は、多くの刊行物に掲載され、文書化されている。

胸部の癌は、女性に最も普通に見られるが、また最も恐ろしい悪性腫瘍である。その発病過程は予測することができず、治療は、多くの場合、患者は物理的にまた情緒的に消耗してしまい、多年にわたって継続的に転移の恐れがある。高い発病率のために、物理的検査およびＸ線マモグラフィを含む日常的に行われる胸部癌チェックは、現在の健康管理に重要な役割を果たしている。Ｘ線マモグラフィは、すべての塊の約９０％を検出することができ、マモグラフィによってだけ検出された癌を持つ患者の約９５％の生存率は１０年延びている。近代のマモグラフィは、低線量のＸ線を使用しているが、放射により癌を誘発する危険性は非常に少ないが依然として存在する。磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）およびガロリニウム強化ＭＲＩのような他の試験が使用され、胸部腫瘍の検出に成功を収めてきたので、将来胸部腫瘍の検出に日常的に使用されるものと思われる。

健康な組織に損傷を与えないで、胸部に小さな疑わしい「しこり」を検出した後で、悪性腫瘍を除去し、診断するために、通常、摘出バイオプシーが行われる。局部麻酔を行って、バイオプシーの標本が採取され、組織病理学的診断のために使用される。統計によれば、摘出バイオプシーの７５％までの生検した組織は良性であると判断されている。それ故、患者の大多数は、必要もないのに、この不快で金の掛かるバイオプシーを受けることになる。
それ故、胸部腫瘍を検出し、特徴を表示することができる、健康な組織に損傷を与えないで、比較的安価な技術が開発されれば、それ自身だけでも、上記技術と併用した場合でも、現在の健康管理に役に立つと思われる。

本発明は、可視光線または赤外線を使用して、一般的に、生物学的組織、特に、胸部組織を光学的に検査するためのいくつかの新規な装置および方法を含む。光学的検査技術は、単独でも、胸部腫瘍の検出および特徴表示に使用することができるが、Ｘ線マモグラフィ、超音波検査、ｆＭＲＩまたは針バイオプシーと併用することもできる。さらに、光学的検査技術は、どの年齢層の女性の検査にも使用することができる。

上記技術は、異なる体位をとっている女性患者の右または左の胸部上に設置される一つまたはいくつかの光学的モジュールを使用することができる。患者は、光学的モジュールにより、検査対象の胸部を支持された状態で、背筋を伸ばして座ることもできるし、光学的モジュールのパッド上に胸部を押しつけた状態で、うつむけに横たわることもできる。別の方法としては、患者は、胸郭上にできるだけ均等に胸部を広げた状態で、仰向けに寝ることもできる。この技術を使用した場合には、疑わしい「しこり」が検出された場合、異なる波長で光学的データを集めることにより、また、組織の代謝（または、代謝低下）、生化学、（血管形成を含む）病態生理学に関連する一つまたはいくつかの組織の特定の特徴、または病変組織状態の他の特徴を測定することにより、健康な組織に損傷を与えないで、「しこり」の特徴を表示することができる。

ある観点から見た場合、本発明の光学的検査技術は、対象物の生物学的組織の容積を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムを使用する。上記光学的検査システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含む。光学的モジュールは、生物学的組織内に、光子伝播用の多数の光源−検出装置経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する、光学的入力ポートのアレーおよび光学的検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を組織の容積内に導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、光を組織から光検出装置に供給するように構成されている。コントローラは、光検出装置が、光源−検出装置間伝播経路の中の、少なくとも一つを伝播した光を検出するように、一つまたはいくつかの光源および光検出装置を作動するように、構成され、配置されている。プロセッサは、検出した光に対応する信号を受信し、検査対象の組織の形成済みの三次元画像を生成する。

上記光学的検査システムは、検査対象の組織の一つの波長の画像、または複数の波長の画像を形成することができる。この場合、使用した波長は、組織の成分（例えば、内発的な色素または外発的な色素、組織細胞、化学的化合物）による吸収または散乱を感知することができ、または組織内の構造上の変化を感知することができる。光学的画像は、組織の吸収、組織の散乱またはその両方を表示することができる。光学的画像形成システムは、また、一つの波長の光学的データ、または複数の波長の光学的データに基づいて、血液量の画像およびヘモグロビン酸素結合量の画像、およびヘモグロビンの脱酸素量の画像または任意の他の組織成分の画像を形成することができる。プロセッサは、当業者であれば周知のいくつかの画像処理アルゴリズム、および画像強化アルゴリズムを使用することができる。プロセッサは、同じ組織を撮影したいくつかの画像、または左右の胸部、または左右の腕部のような対称的な組織を撮影したいくつかの画像の相互関係をチェックすることができる。この相互関係に基づいて、システムは疑わしい組織のしこりを検出し、検出したしこりの特徴を表示する。上記相互関係は、異なる画像内で検出した構造体の一致の判断も含む。プロセッサは、疑わしい組織の「しこり」の特徴を示すために、いくつかの光学的画像だけ、またはＸ線マモグラフィ、超音波検査またはｆＭＲＩを併用して、異なるタイプの総合評価を使用することができる。

光学的画像形成システムは、左右の胸部の対称的な組織を検査することにより、上記画像を波長することができるし、または右の胸部全体または左の胸部全体の画像を形成することもできる。疑わしい組織の塊を識別し、特徴を表示するために、プロセッサは、右の胸部の画像と左の胸部の画像を相互関係をチェックすることにより異なるタイプの総合評価を使用することができる。

光学的画像形成システムは、校正または背景データの検出のために、胸部組織モデルの一つの波長のデータまたは複数の波長のデータを収集することができる。校正手順においては、光学的モジュールは、モデル上に設置され、画像形成システムは、制限された数の光学的データを収集し、または組織の検査の際に使用したのと同じシーケンスを使用して、光学的データを収集することができる。上記システムは、以降のデジタル処理のために、モデル・データを収集および記憶することもできるし、予め定めた光学的パターンに従って、光学的データを検出するために、光源または検出装置の利得を調整することもできる。上記画像形成システムは、例えば、４０才以下または４０才以上の女性の正常な胸部組織と同じ散乱係数または同じ吸収係数を持つ、いくつかの胸部モデルを使用することができる。さらに、上記モデルは、検査中に、異なる大きさをとることもできるし、女性の胸部の形をとることもできる。例えば、モデルは、検査中、仰向けに寝ている女性の胸部（または、胸部および胸郭の一部）の形をとることもできる。

他の観点から見た場合、本発明の光学的検査技術は、被検者の生物学的組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムを使用する。上記光学的システムは、光学的モジュールと、コントローラと、プロセッサとを含む。上記光学的モジュールは、生物学的組織の検査対象の領域内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、入力ポートの少なくとも一つから、検査対象の組織内を移動した光の光子を受信し、受信した光を光検出装置に供給するように構成されている。コントローラは、少なくとも一つの光子移動経路を通って伝播した光を検出するために、光源および光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されている。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデータ・セット、および検査対象の組織領域内の血液の酸素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成するように配置されている。プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互関係をチェックするように配置されている。

好適には、第二のデータセットはヘモグロビンの脱酸素の数値を含むことが好ましい。プロセッサは、基準組織領域を照射することによって収集される第三のデータセットを形成するように配置することができる。

他の観点から見た場合、本発明の光学的検査技術は、被検者の生物学的組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムを使用する。上記光学的システムは、光学的モジュールと、コントローラと、プロセッサとを含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的組織の検査対象の領域内に多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから組織内に移動した光の光子を受信し、受信した光を光検出装置に供給するように構成されている。コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように構成され、配置されている。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、問題の検査対象領域を照射することにより収集する第一のデータ・セット、および検査対象の組織領域としての、類似の光散乱および吸収特性を持つ、基準組織領域を照射することにより収集する第二のデータ・セットを形成するように配置されている。プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。

他の観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織の生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査を行うための光学的システムを使用する。上記光学的システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的組織または生物学的組織を表わすモデルの検査対象の領域内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから組織内またはモデル内を移動した光の光子を受信するように構成されていて、受信した光を光り検出装置に供給する。コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように構成され、配置されている。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、二つの組織領域の少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域を照射することにより収集する第一のデータ・セット、および選択した光散乱および吸収特性を持つ組織モデルを照射することにより収集する第二のデータ・セットを形成するように配置されている。プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。

上記特徴を持つ好適な実施形態は、下記の機能の内の一つまたはそれ以上の機能を持つ。

プロセッサは、二つのデータ・セットのデータの間の一致を判断することにより、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置することができる。

プロセッサは、第一および第二のデータ・セットを二次元画像としてオーダし、この二次元画像を使用して一致をチェックするようにプログラムすることができる。プロセッサは、第一および第二のデータ・セットを二次元画像としてオーダし、下記式を使用して一致をチェックするようにプログラムすることができる。
１−（最大重畳残余／最大選択組織信号）ｘ１００

プロセッサは、さらに、検査対象の組織領域内の異常な組織の位置を決定するように配置することができる。

プロセッサは、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、上記データ・セットから一つの画像を形成することができる。光学的断層撮影アルゴリズムは、画像が形成されている組織の散乱特性による、光子の決定済みの確率分布に関連する係数を使用することができる。

コントローラは、入力ポートと検出ポートとの間の第一の選択した距離を入手するために、光源と検出装置とを作動するように配置することができ、プロセッサは、上記第一の距離に対するデータ・セットを形成するように配置することができる。プロセッサは、上記第一の距離に対して形成されたデータ・セットから画像データ・セットを形成することができる。コントローラは、さらに、入力ポートと検出ポートとの間の第二の選択した距離を入手するために、光源と検出装置とを作動するように配置することができ、また、上記第二の距離に対する他のデータ・セットを形成するように配置される。

光学的システムは、プロセッサから画像データ・セットを受信し、一つの画像を表示するように構成された表示デバイスを含むことができる。

光学的システムは、さらに、第一のオッシレータと位相検出装置を含むことができる。上記第一オッシレータは、１０⁸ヘルツ程度の第一周波数で、第一のキャリヤ波形を発生するように構成されるが、上記第一の周波数は、入力ポートから検出ポートまでの光子の移動による時間的な遅延と見合う時間特性を持つ。光源は、第一のオッシレータに接続していて、第一のキャリヤ波形により変調された光を発生するように構成されている。位相検出装置は、導入した光の波形に対する検出した光の波形の変化を決定し、そこから、その波長の検出した光の位相シフトを測定するように構成されている。この場合、位相がシフトしている光は、検査対象の組織領域の散乱特性または吸収特性を示す。プロセッサは、測定した位相シフトに基づいてデータを形成するように構成される。光学的システムは、さらに、第二の周波数で第二の波形を発生するように構成されている、第二のオッシレータ含むことができる。その後で、検出装置は、第一の周波数から、１０³ヘルツ程度の周波数だけズレている基準周波数で基準波形を受信し、検出した放射に対応するオフセット周波数で、信号を発生するように配置される。位相検出装置は、オフセット周波数で、検出した放射を導入した放射と比較することができ、その比較結果から位相シフトを決定することができる。

光学的システムは、さらに、オッシレータ、位相スプリッタ、および第一および第二の二重バランス・ミキサを含むことができる。オッシレータは、入力ポートから検出ポートへの光子の移動の時間的遅れに見合う、選択した周波数の第一のキャリヤ波形を発生するように構成される。光源は、オッシレータからキャリヤ波形を受信するように接続していて、その周波数で変調した光学的放射を発生するように構成される。位相スプリッタは、オッシレータからキャリヤ波形を受信するように、また予め定めた実質的に異なる位相の第一および第二の基準位相信号を発生するように構成される。第一および第二の二重バランス・ミキサは、位相スプリッタから、それぞれ、第一および第二の基準位相信号を受信するように、検出装置から検出装置信号を受信するように、また、そこから、それぞれ同相の出力信号および直角位相出力信号を発生するように接続している。プロセッサは、二重バランス・ミキサに接続していて、同相の出力信号および直角位相出力信号を受信するように配置されていて、これらの信号からデータ・セットを形成する。

プロセッサは、データ・セットを形成する前に、入力ポートのところで導入された光と、検出ポートのところで検出した光との間の位相シフト（Θ_λ）を計算するように配置することができる。

プロセッサは、データ・セットを形成する前に、光学的入力ポートと光学的検出ポートとの間の検査対象組織内で散乱した光子が移動した経路の平均の長さを計算するように配置することができる。

プロセッサは、さらに、検査対象の組織のヘモグロビンの飽和（Ｙ）を定量する際に、上記の経路の長さを使用することができる。

プロセッサは、データ・セットを形成する前に、同相の出力信号および直角位相出力信号の平方の和の平方根として決定した信号の振幅（Ａ_λ）を計算するように配置することができる。

光学的システムは、さらに、光学的検出装置から検出装置信号を受信し、そこから直流出力信号を発生するように接続している狭帯域幅の検出装置を含むことができる。その後で、プロセッサは、さらに、信号の振幅の数値と、信号の振幅に直流出力信号を加えたものの数値との間の比率である変調指数（Ｍ_λ）を決定する。

光学的システムは、さらに、少なくとも一つの光源に接続している、少なくとも一つのオッシレータを含むことができる。オッシレータは、選択した周波数のキャリヤ波形を発生するように構成される。光源は、既知の光のパターンを形成するために、その周波数で輝度変調されている可視光線または赤外線の波長持つ光を発生する。コントローラは、複数の入力ポートから同時に導入されたパターンの、放射光の輝度または位相関係を制御するように構成される。この場合、導入されたパターンは、少なくとも一つの方向に光子の密度のかなりの勾配を持つ、結果として得られる放射を形成する。この結果として得られる放射は、移動経路上で散乱し、吸収される。検出装置は、時間の経過とともに、検出ポートまで組織内を移動した結果として得られる放射を検出するように構成され、配置される。プロセッサは、さらに、結果として得られる放射の光子の密度のかなりの勾配に対する、検査対象の組織の影響を示すデータ・セットを生成するために、導入された放射に関連する、検出した結果として得られる放射の信号を処理するように配置される。

光学的システムは、さらに、検出した放射の位相を検出し、その位相をプロセッサに供給するように構成されている位相検出装置を含むことができる。

光学的システムは、さらに、検出した放射の振幅を検出し、その振幅をプロセッサに供給するように構成されている振幅検出装置を含むことができる。

二つの入力ポートから導入された光のパターンの位相関係は１８０度である。

光学的システムは、米国特許第５，１１９，８１５号、５，３８６，８２７号が開示しているように構成することができる。このシステムは、その波長の放射のパルスを発生するように構成されている光源を含む。上記パルスは、１ナノ秒またはそれ以下の程度の持続時間を持つ既知のパルス波形を持つ。光学的検出装置は、時間の経過につれて、入力ポートから組織内を移動した変調されたパルスの光子を検出するように構成されている。このシステムは、また、検出装置に接続していて、使用した波長における、導入したパルスに対する、検出したパルスのパルス波形の変化を決定することができる分析装置を含む。その後で、プロセッサは、決定したパルス波形の変化に基づいてデータ・セットを生成する。プロセッサは、また、データ・セットを生成するとともに、入力ポートと検出ポートとの間を移動する波長の光子の経路の実効長さを計算するように構成し、配置することができる。プロセッサは、また、画像のデータ・セットと一緒に、この波長における散乱係数を計算するように構成し、配置することができる。プロセッサは、また、データ・セットの生成と一緒に、その波長のところでの吸収係数を計算するように、構成し、配置することができる。

光学的システムは、比較的長い光のパルスを発生する光源と、一つの検出ポートに対して対称的に配置されている二つの入力ポートから放射された二つのパルスの振幅を差し引くことにより、データ・セットを形成するプロセッサを使用することができる。

光学的システムは、組織の成分に感受性を持つように選択された二つの波長において、光子を導入し、検出するように構成することができる。上記の組織の成分は、内発的な色素または外発的な色素であってもよい。内発的な色素は、ヘモグロビンであってもよい。外発的な色素は、選択した造影剤であってもよい。
本発明の他の利点および機能は、好適な実施形態についての以下の説明および特許請求の範囲を読めば、理解することができるだろう。

女性の被検者の右の胸部上に設置されている光学的モジュールを示す図である。 女性の被検者の右の胸部上に設置されている光学的モジュールの他の実施形態を示す図である。 図１Ａおよび図２Ａの光学的モジュールを使用する一つの波長および二つの波長の位相打ち消し画像形成システムそれぞれの略図である。 図１Ａおよび図２Ａの光学的モジュールを使用する一つの波長および二つの波長の位相打ち消し画像形成システムそれぞれの略図である。 図３および図３Ａの画像形成システムが使用するタイミング・チャートである。 図１Ａまたは図２Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。 図１Ａまたは図２Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。 図１Ａまたは図２Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。 図６Ａの光学的モジュールのもう一つの実施形態を使用する振幅打ち消し画像形成システムの略図である。 振幅相殺画像システムで用いられる光モジュールを示す図である。 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態を示す図である。 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態を示す図である。 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態を示す図である。 図２Ａの光学的モジュールを使用する振幅打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。 図８の振幅打ち消し画像形成システムのある素子に対する回路構成を示す図である。 図８の画像形成システムが使用するタイミング・チャートである。 図８の振幅打ち消し画像形成システムのあるチャネルの略図である。 図８の振幅打ち消し画像形成システムの他の実施形態の略図である。 それぞれ、仰向けに横たわっている女性患者を検査している際の、左右の胸部示す図である。 それぞれ、仰向けに横たわっている女性患者を検査している際の、左右の胸部示す図である。 図８の振幅打ち消しシステムにより収集した胸部組織の逆投影画像を示す図である。 図８の振幅打ち消しシステムにより収集した胸部組織の逆投影画像を示す図である。 図８の振幅打ち消しシステムにより収集した胸部組織の逆投影画像を示す図である。 図８の振幅打ち消しシステムにより収集した胸部組織の逆投影画像を示す図である。 疑わしい塊を持つ患者を３０回検査して入手した光学的データの二次元画像を示す図である。 それぞれ、基準として反対側の胸部データを使用し、基準として胸部モデル・データを使用する、図１４の光学的データの二次元画像を示す図である。 それぞれ、基準として反対側の胸部データを使用し、基準として胸部モデル・データを使用する、図１４の光学的データの二次元画像を示す図である。 それぞれ、図１４、図１５および図１６のデータのヒストグラムを示す図である。 それぞれ、図１４、図１５および図１６のデータのヒストグラムを示す図である。 それぞれ、図１４、図１５および図１６のデータのヒストグラムを示す図である。 疑わしい塊を持つ患者の３０回の検査結果の要約を示す「４」次元グラフを示す図である。

［好適な実施形態の説明］
図１、図１Ａ、図２および図２Ａを参照して、女性被験者８の右胸部と左胸部を検査する。光学的モジュール１２または１４に接続した画像形成システムを使用する。光学的モジュール１２または１４は、可視光線から赤外線の領域内の光を供給する多数の光源（例えば、レーザ・ダイオード、ＬＥＤ、フラッシュ・ランプ）および光検出装置（例えば、光電子増倍管、シリコン・ダイオード検出装置、ＰＩＮ、電子雪崩または他のダイオード検出装置）を含み、この光検出装置は、干渉フィルタを含む場合もある。光源と光検出装置は、胸部組織の内側で光子が移動する光源−検出装置経路を多数供するように選択した幾何学的パターンを形成するように配列される。光学的検査システムは、検査対象組織の生体内での光学的データを提供し、そのデータは画像を作成するように処理することができる。画像は組織内にある、腫瘍や出血のような異常な構造物の位置と大きさを示すことができる。さらに、光学的データで、異常な組織構造の（例えば、代謝生化学、病態生理学のような）定性的および定量的な測定もできる。（別の方法として、光学的モジュールは、一つまたはいくつかの光源に接続された多数の光ファイバと、ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９６／００２３５とＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９６／１１６３０（１９９６年１月２日付と１９９６年７月１２日付）に説明してあるような一つまたはいくつかの光検出装置に接続された多数の光検出ファイバを含む。）

ある実施形態では、光学的モジュール１２は９個のレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉と４本の光電子増倍管（ＰＭＴ）Ｄ₁、Ｄ₂、Ｄ₃、Ｄ₄を含む。レーザ・ダイオードとＰＴＭは、検査対象の胸部に接触して設置した柔軟なゴム状材料の中に埋め込まれる。レーザ・ダイオードと皮膚の間やＰＴＭと皮膚の間に、サランラップ（登録商標）または類似の材料を置くことができる。同様に、光学的モジュール１４は４個のレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、Ｓ₃、Ｓ₄と柔軟なゴム状材料の中に埋設した２７個のシリコン・ダイオード検出装置Ｄ₁、Ｄ₂、．．．、Ｄ₂₇を含む。図３−図７に示す光学的システムは、胸部組織の画像を作成するために光学的モジュール１２または１４に対してインターフェースとしての働きをする。光学的モジュール１２と１４には、何組かの光学的入力ポートがあり、これは光学的検出ポートと相互に対称的になるように設置する（または、等距離に設置する）。あるいは、光学的入力ポートと相互に対称的になるように設置した何組かの光学検出ポートがある場合もある。しかし、通常、ポートを対称的に設置する必要はない。光学的システムは、光源や検出装置の利得を変えて、位置上の非対称をなくしてもよいし、光源や検出装置の利得を調整して、選択した非対称を導入してもよい。

さらに、図３−図７に示す光学的システムは、右胸部と左胸部の上に左右の機能分化のために設置された二つの同一の光学的モジュール（１２または１４）に対してインターフェースとしての働きをする。すなわち、右胸部と左胸部の対称部分を比較検査することになる。校正のために、例えば、４０歳以下と４０歳以上の女性の正常な胸部組織のものと同じ散乱係数と同じ吸収係数を持ち、いろいろな大きさと幾何学的配列を持つ一つまたはいくつかの胸部のモデル上に光学的モジュールを設置することもできる。別の方法としては、胸部組織のモデルの散乱係数と吸収係数を、選択した別の数値にしてもよい。

図１Ａおよび図３について説明すると、位相アレー画像形成システム１５は、９のレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、および高電圧電源（図示せず）から電力の供給を受けている四つの光電子増倍管（ＰＭＴ）Ｄ₁、Ｄ₂、Ｄ₃、Ｄ₄（例えば、浜松Ｒ９２８、浜松Ｒ１６４５ｕ、ＴＯ８）を含む。４のレーザ・ダイオードは、等距離の配置を形成する各ＰＴＭを囲んでいる（例えば、異なる光学的モジュールは、３．５センチ、７センチ、および１０．５センチの距離を使用することができる）。スイッチ１８は、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ２０に接続していて、上記位相スプリッタは、上記ダイオードに、０度の位相および１０８度の位相の両方の位相を持つＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１５は、また、位相ロック・ループ２４により、５０ＭＨｚの単側波帯受信機２６に接続している、５０ＭＨｚ単側波帯送信機２２を含む。単側波帯（ＳＳＢ）送信機２２は、１ｋＨｚオッシレータ２８に接続していて、上記オッシレータは、位相検出装置３２に基準信号３０を供給する。ＳＳＢ受信機２６は、スイッチ２７に接続していて、このスイッチは、コントローラ１９からの制御信号により、４つのＰＭＴ（０．５マイクロボルトの感度）の中の一つに接続している。ＳＳＢ送信機−受信機の組は、１０〜１０００ＭＨｚ（好適には、５０〜４５０ＭＨｚであることが好ましい）の周波数範囲で動作することができる。この装置の位相ノイズは、約０．１度以下である。ＳＳＢ受信機は、２ＫＨｚの帯域幅内で数マイクロボルト程度の信号レベルを検出する。しかし、この狭い帯域幅により、種々の光源の切り替えの広がりが約１．０ナノ秒に制限され、そのため、１６の電源検出装置の組合せの全画像に対するシーケンス時間を−１秒にすることができる。このシステムは、１秒の平均時間を使用している。

パソコン（図示せず）に接続しているコントローラ１９は、ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉をシーケンスし、そのため、二つのダイオードが、各０．１秒、スプリッタ２０から０度位相および１８０度位相信号を受信する。同時に、コントローラ１９は、対称的に位置しているＰＭＴをＳＳＢ受信機２６に接続する。タイミング・テーブル４０（図３Ｂ）に示すように、位相アレー画像形成システム１５は、二つの光源をトリガし、その結果、二つの光源は、約１００ミリ秒の間、０度の位相と１８０度の位相の変調された光を放射し、同時に、対照的に設置されているＰＭＴをトリガする。例えば、レーザ・ダイオード１（Ｓ₁）および２（Ｓ₂）が、それぞれ０度および１８０度の位相の光を放射し、検出装置１（Ｄ₁）が、胸部組織内を伝播した光を検出すると、ＳＳＢ送信機２２に位相ロックしているＳＳＢ受信機２６は、検出装置１から信号を受信し、出力信号３４を位相検出装置３２に供給する。位相検出装置３２は、検出した光の位相（３６）を測定し、ＳＳＢ受信機２６は、検出した光の振幅（３８）を供給する。米国特許第４，９７２，３３１号は、この位相検出回路を開示している。

次のサイクルにおいて、コントローラ１９は、スイッチ１８に、０度および１８０度の位相の変調された信号を放射する、レーザ・ダイオード２（Ｓ₂）および３（Ｓ₃）をそれぞれ接続するように命令し、検出装置２（Ｄ₂）は、検査対象の組織内を伝播した光を検出する。コントローラ１９は、また、スイッチ２７に、検出装置２を、レーザ・ダイオード２および３から検出装置２に伝播した光子に対応する検出信号を受信するＳＳＢ受信機２６に接続するように命令する。ここでもまた、位相検出装置３２は、検出した光の位相（３６）を測定し、ＳＳＢ受信機２６は、検出した光の振幅（３８）を供給する。各組の持続時間は、１００ミリ秒である。すべての光源−検出装置の組合せに対するデータの完全な組が３０秒毎に収集される。コンピュータ（図示せず）は、タイミング・テーブル４０に示す異なる組合せについて測定した位相の数値および振幅の数値を記憶し、以下に説明するように、検査対象の組織の画像を形成するために、これらの数値を使用する。コンピュータは、データ取得のために、ＡＤＡ２２１０ボードを使用する。

上記測定の前または後に、位相アレー画像形成システム１５を女性の胸部の一つまたはいくつかのモデルについて校正することができる。校正の手順は、光学的モジュールをモデル上に設置すると、画像形成システムが、タイミング・テーブル４０に示すシーケンスを使用して、位相のデータと振幅のデータを収集する。画像形成システムは、例えば、４０歳以下と４０歳以上の女性の正常な胸部組織の散乱係数と吸収係数が同じである別の胸部モデルを使用することができる。可視光線または赤外線のもつ性質により、説明した光学的画像形成システムは、どの年齢の女性の胸部組織検査にも使用することができる。さらに、モデルをいろいろな大きさにできるし、検査中の女性の胸部の一つの形にしてもよい。例えば、モデルの形を仰向けに寝ている検査中の女性の胸部（または、胸部と胸郭の一部）の形と同じにする。

位相アレー画像形成システム１５は、使用する各波長に対する「モデル」画像を形成する。モデル画像は、システムを校正し、組織内を伝播する光の境界条件を考慮するために、組織の画像から後で差し引かれる。別の方法としては、位相アレー画像形成システム１５は、測定データを採取する前に校正され、選択した数値を入手するために、光源または検出装置上の利得の調整が行われる。

図１Ａおよび図３Ａについて説明すると、二重波長位相アレー画像形成システム４５は、９つの７８０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、９つの８３０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9a、および４つのＰＭＴＤ₁、Ｄ₂，Ｄ₃およびＤ₄を持つ光学的モジュール１２に接続している。上記ダイオードは高電圧電源（図示せず）から電力の供給を受けている。ペアのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ_1a、およびＳ₂、Ｓ_2a、．．．、Ｓ₉、Ｓ_9aは、相互に隣接して設置されていて、ほとんど同じ組織位置のところに、変調された光を導入するように配置されている。スイッチ４８は、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ５０に接続し、この位相スプリッタ５０は、レーザ・ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。同様に、スイッチ４８ａは、レーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aを位相スプリッタ５０ａに接続し、この位相スプリッタは、レーザ・ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。５２ＭＨｚのＳＳＢ送信機５２は、位相ロック・ループ５４により、５２ＭＨｚのＳＳＢ受信機５６に接続していて、５０ＭＨｚのＳＳＢ送信機５２ａは、位相ロック・ループ５４ａにより、５０ＭＨｚのＳＳＢ受信機５６ａに接続している。両方のＳＳＢ送信機５２および５２ａは、１ｋＨｚのオッシレータ５８に接続していて、上記オッシレータは、位相検出装置６２および６２ａに基準信号６０を供給する。ＳＳＢ受信機５６および５６ａは、コントローラ４９からの制御信号により、スイッチ５７により、４のＰＭＴの中の一つに接続している。パソコンに接続しているコントローラ４９は、レーザ・ダイオードをシーケンスし、そのため、２組のレーザ・ダイオードは、スプリッタ５０および５０ａから０度位相信号および１８０度位相信号を受信し、同時に、コントローラ４９は、対称的に配置されている検出装置をＳＳＢ受信機５６および５６ａに接続している。

タイミング・テーブル４０（図３Ｂ）に示すように、位相アレー画像形成システム４５は、各波長において、約１００ミリ秒の間、０度位相および１８０度位相の変調された光を放射する二つの光源をトリガし、同時に、コントローラ４９は、対称的に配置されているＰＭＴを接続する。例えば、スイッチ４８は、５２ＭＨＺの１８０度の位相の変調した光を放射するために、ＳＳＢ送信機５２を７８０ナノメートルのレーザ・ダイオード４（Ｓ₄）に接続し、０度の位相の５２ＭＨｚの変調した光を放射するために７８０ナノメートルのレーザ・ダイオード５（Ｓ₅）に接続する。同時に、スイッチ４８ａは、１８０度の位相の５０ＭＨＺの変調した光を放射するために、ＳＳＢ送信機５２ａを８３０ナノメートルのレーザ・ダイオード４ａ（Ｓ₄ａ）に接続し、０度の位相の５２ＭＨｚの変調した光を放射するために、８３０ナノメートルのレーザ・ダイオード５ａ（Ｓ_5a）に接続する。同時に、スイッチ５７は、検査対象の組織内を伝播した両方の波長の光子に対応する検出信号を受信するために、検出装置１（Ｄ₁）をＳＳＢ受信機５６および５６ａに接続する。位相検出装置６２は、検出した７８０ナノメートルの光の位相（６６）を供給し、位相検出装置６２ａは、選択した幾何学的形状に対する、検出した８３０ナノメートルの光の位相（６６ａ）を供給する。同様に、ＳＳＢ受信機５６は、検出した７８０ナノメートルの光の振幅（６８）を測定し、ＳＳＢ受信機５６ａは、検出した８３０ナノメートルの光の振幅（６８ａ）を測定する。この動作は、タイミング・テーブル４０に示す光源と検出装置とのすべての組合せに対して反復して行われる。コンピュータ（図示せず）は、タイミング・テーブル４０に示す異なる組合せに対して測定した（各波長の）位相の数値および振幅の数値を記憶する。その後で、コンピュータは、囲んだ光源コードを含むアルゴリズムを使用して、画像を形成するために上記測定値を使用する。

最初にシステムは問題の領域を発見するために、手早く画像を撮影する。その結果、光学的モジュールは、最適の幾何学的形状を発見するために、移動することができる。最適な幾何学的形状を発見した場合には、７８０ナノメートルのデータおよび８３０ナノメートルのデータ（すなわち、位相データおよび振幅データの両方）が取得され、ディスク上にセーブされる。

（１９９３年１２月２３日にＷＯ ９３／２５１４として公告された）ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９３／０５８６８は、いくつかの位相アレー・システムを開示している。上記出願は、引用によって本明細書の記載に援用する。このＰＣＴ公告は、また、位相打ち消しおよび振幅打ち消しの基本的な原理も開示している。位相アレー画像形成システムは、検出装置（または一つの光源および対称的に配置されているいくつかの等距離のところに配置されている検出装置）に対して、対称的に、等距離のところに配置されている光源から放射される光を検出するための検出装置を使用する。二つの光源Ｓ₁およびＳ₂が、等しい振幅と０度および１８０度の位相を持つ、変調された光を放射した場合には、中央に位置する検出装置Ｄ₁は、ほぼ等質の組織の場合には、振幅がゼロの信号を検出し、０度の位相と１８０度の位相の間の、例えば、９０度の位相のクロスオーバを検出する。すなわち、検出装置は、ゼロ面上に位置する。等質でない組織内においては、ゼロの面が幾何学的なセンターラインからズレる。しかし、ゼロ状態になると、吸収装置および散乱装置のセツドウを測定する感度が非常に鋭敏になる。さらに、ゼロ状態の場合には、システムは、両方の光源に共通な振幅の変動に比較的鈍感になり、大きな組織に影響を与える異質に対して鈍感になる。散乱コントラストが、吸収すべてのとと同じである場合には、システムの散乱に対する感度は高くなる。システムは、血液の量または血液の酸素添加が変化すると、５０〜６０度の位相のシフトを容易に観察することができ、この場合、１Ｈｚの帯域幅に対する位相ノイズは、０．１度以下である（ｓ／ｎ＞４００）。画像形成の際には、振幅信号の重要性は少し小さい。何故なら、位置表示が幾分曖昧であるからある。すなわち、ゼロ面に対する吸収対象物の変位がどうあろうと、信号の増大が観察されるからである。しかし、光源をさらにコード化することにより、この点は改善される。

ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９３／０５８６８が開示しているように、光源は、組織の散乱特性（μ_s’＝１０ｃｍ^-1）および吸収特性（μ_a＝０．０４ｃｍ^-1）により決まる比較的長い波長（−１０センチ）を持つ、打ち消し効果により光子の拡散波を励起する。光子拡散波長が約１０センチなので、「近い視野」内に画像が形成される。画像形成システムは、画像に形成される特性（すなわち、血液の量、血液の酸素添加、組織内の造影剤の分布、組織の吸収成分、組織の蛍光成分またはその他）により、可視光線から赤外線の範囲内の、一つのまたはいくつかの波長の光源を使用することができる。ゼロ・クロッシング検出のところの位相信号は、本質的には、方形波の「過負荷」信号である。近い放射源の光源−検出装置のペアから、遠い方の光源−検出装置のペアへの画像形成で発生する可能性がある、信号振幅の変化に対して中程度に感度が低く、周囲の光に対しても中程度に感度が低い。

図４について説明すると、他の実施形態の場合には、画像形成システム１５または４５の代わりに、位相アレー画像形成システム１００が使用される。９のレーザ・ダイオード、Ｓ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、および四つのＰＭＴ、Ｄ₁、Ｄ₂、Ｄ₃、Ｄ₄を含む、（図１Ａの）光学的モジュール１２に接続している画像形成システム１００は、ホモダイン位相検出を使用する。スイッチ１０２は、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ１０４に接続し、この位相スプリッタは、上記ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１００は、また、ドライバ１０８にＲＦ信号を供給する２００ＭＨｚのオッシレータ１０６を含む。、上記ドライバは、位相スプリッタ１０４に接続している。（別の方法としては、１０〜１００ＭＨｚの範囲内、好適には、５〜５００ＭＨＺの範囲内のオッシレータを使用することができる。）位相シフタ１１４は、ドライバ１０８から駆動信号（１１２）を受信し、その信号を（例えば、０度位相の変化のような）選択した位相の信号を９０度位相スプリッタ１１６に供給する。位相スプリッタ１１６は、二重バランス・ミキサ（ＤＢＭ）１２２および１２４に、それぞれ、０度位相信号（１１８）および９０度位相信号（１２０）を供給する。

パソコン（ＰＣ）に接続しているコントローラ１４０は、スイッチ１０２により、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉をシーケンスし、その結果、二つのダイオードが、スプリッタ１０４から０度位相および１８０度位相で、変調信号を受信する。同時に、コントローラ１４０は、スイッチ１３０により、対称的に配置されているＰＭＴをアンプ１３４に接続する。アンプ１３４は、二重バランス・ミキサ１２２および１２４および直流検出装置１３８に検出信号（１３６）を供給する。二重バランス・ミキサ１２２は、検出信号（１３６）および０度の位相基準信号（１１８）を受信し、同相の信号Ｉ（１４４）を供給する。二重バランス・ミキサ１２４は、検出信号（１３６）および９０度の位相基準信号（１２０）を受信し、直角位相の信号Ｒ（１４２）を供給する。直流検出装置１３８は、直流信号（１４６）を供給する。同相信号Ｉおよび直角位相信号Ｒは、検出した光学的放射の位相（Θ＝ｔａｎ^-1Ｉ／Ｒ）および検出した光学的放射の振幅（Ａ＝（Ｒ²＋Ｉ²）^-1/2）を指定する。米国特許第５，５５３，６１４号は、この位相検出回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。

画像形成システム１５および４５と同様に、画像形成システム１００は、タイミング・テーブル４０を使用して、コントローラ１４０に、レーザ・ダイオードおよびＰＭＴ検出装置をシーケンスするように命令する。コンピュータは、各組合せに対する位相の数値および振幅の数値を記憶し、以下に説明する画像を形成する。

図４Ａは、位相打ち消し、位相アレー画像形成システム１００の一部の略図である。画像形成システム１００の図示の部分は、二つのレーザ・ダイオードＬＤ₁およびＬＤ₂、および光検出装置Ｄ₁を含む。これらレーザ・ダイオードおよび光検出装置は、光学的モジュール１２または１４に内蔵されている。オッシレータ１０６は、３０〜１４０ＭＨｚの範囲内の周波数を持つキャリヤ波形を供給する。キャリヤ波形周波数は、システムの動作に従って選択される。スイッチ１０２により、光源を時間多重化する場合には、キャリヤ波形は、スイッチング時間を持つために、例えば、３０ＭＨｚのようなもっと低い周波数で変調される。

時間多重化を行わない場合には、オッシレータ１０６は、１００ＭＨｚの範囲内で動作する。スプリッタ１０４は、オッシレータの波形を０度および１８０度の信号に分割し、その後で、これらの信号は、デジタル的に制御されている減衰器１０７Ａおよび１０７Ｂにより、その振幅が０〜１０％減衰する。減衰した信号の位相は、デジタル的に制御されている位相シフタ１０９Ａおよび１０９Ｂにより、１０から−３０度、好適には、２０度だけシフトされる。レーザ・ダイオード１０８Ａおよび１０８Ｂは、それぞれ、例えば、７８０または８００ナノメートルの同じ波長の光を放射するＬＤ₁およびＬＤ₂を駆動する。導入された光が検査対象の組織内を伝播した後で、ＰＭＴ検出装置は、最初０度および１８０度の位相を持つ検出した信号を増幅する。すでに説明したように、組織が等質であり、ＬＤ₁、ＬＤ₂およびＤ₁が対称的に配置されている場合には、ＰＭＴの出力は９０度、すなわち、０度と１８０度の半分であり、振幅はゼロに近い。パソコン（ＰＣ）は、減衰器１０７Ｂによる減衰、および位相シフタ１０９Ｂによる位相シフトを調整し、その結果、検出装置Ｄ₁は、均質な組織の場合には、公称値で約２５度の位相および公称値で、約≦１０ミリボルトの振幅を検出する。この信号は、アンプ１３４およびＩＱ回路１３９に送られる。余弦信号および正弦信号はパソコンに送られ、パソコンは、位相が約２５度の出力および約１０ミリボルトの振幅信号を供給するために、振幅（ＩおよびＱの平方の和の平方根）および位相角（そのタンジェントがＩ／Ｑである角度）を取り上げる。パソコンは、また、１０〜３０度の間、好適には、約２５度であることが好ましい位相φ₃を持つために、基準信号をＩＱに調整する。すなわち、位相シフタ１１４は、ＩＱ回路１３９に、位相シフタ１０９Ａおよび１０９Ｂの組合せにより選択された基準位相を供給する。

この好適な実施形態の場合には、スプリッタ１０４は、（ニューヨーク州１１２３５−０００３、ブルックリン、私書箱３５０１８６所在の）ミニ・サーキット社が市販している、二方向１８０度電力スプリッタ・モデル番号ＺＳＣＪ−２１である。位相シフタ１０９Ａ、１０９Ｂおよび１１４、および減衰器１０７Ａおよび１０７Ｂも、ミニ・サーキット社が市販している。減衰器としては、高分離アンプＭＡＮ−１ＡＤを使用することができる。ＩＱ復調装置１３９としては、これもミニ・サーキット社が市販している復調装置ＭＩＱＹ−１４０Ｄを使用することができる。

上記システムは、モデル、または（例えば、反対側の腎臓または腫瘍を含まない同じ器官の他の部位のような）対称的な組織領域上の減衰器１０７Ｂ（Ａ₂）および位相シフタ１０９Ｂ（φ₂）の初期値を入手する。全プローブは、種々の光源−検出装置の組合せに対するＡ₂およびφ₂の校正値（すなわち、ベースライン画像）を記憶することにより、組織モデルにより校正される。その後で、プローブは、例えば、腹部に移動し、種々の光源および検出装置の組合せに対する位相および振幅が検出される。反対側の腫瘍を含まない腎臓をモデルとして使用する場合には、（腎臓の病状の鏡像の性質のためにプローブの回転に注意しながら）反対側の腎臓の方向に移動させ、その後で、組織の画像を入手するために、すべての光源−検出装置の組合せから画像が読み出される。Ｆ₁およびＦ₂の帯域幅がシステムの正規化の際に制限条件として認められる限りは、多重化は制限されない。正規化は正確なものであって、「ディザ」を含んでいてはならないことに留意されたい。それ故、Ｆ₁およびＦ₂内の濾過の量は有意なものであってはならない、すなわち、１０Ｈｚ帯域幅より狭いものでなければならないことに留意されたい。φ₂が広い範囲にわたって調整される場合には、振幅−位相クロストークが起こる。それ故、システムは位相を調整し、その後で、振幅を調整し、振幅位相クロストークをなくすために、上記調整を反復して行うことができる。Ａ₁およびφ₁を制御すると、もっと広い範囲の制御を行うことができる。この場合、明らかに、倒置信号がそれらに供給される。すなわち、Ａ₁φ₁信号が増大するにつれて、Ａ₂φ₂信号が減少する。周波数範囲を非常に広くするために、Ａ₂およびφ₂の両方をＰＩＮダイオードにより制御することができる。しかし、信号処理により、フィードバック・システムの帯域幅が制御されるので、自動的な補償を行うために、位相および振幅をＰＩＮダイオードまたはリレーにより制御することができる。さらに、二重波長源または三重波長源を使用する場合には、それぞれを別々に校正しなければならない。何故なら、（もちろん、それらが光ファイバで結合されていない限り）画像形成される組織に対して、二つの光源を同じ位置に設置することができないからである。

図５について説明すると、他の実施形態の場合には、光学的システム１５、４５または１００の代わりに、二重波長位相アレー光学的システム１５０を使用する。９個の７６０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉と、９個の８４０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9a、および４個のＰＭＴ、Ｄ₁、Ｄ₂，Ｄ₃およびＤ₄を持つ光学的モジュール１２（図１Ａ）に接続している光学的システム１５０は、ヘテロダイン位相検出に基づいている。スイッチ１５２は、レーザ・ダイオードを位相スプリッタ１５４に接続していて、上記位相スプリッタは、上記ダイオードに、０度の位相および１０８度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１５０は、２００ＭＨｚオッシレータ１６０および２００．０２５ＭＨｚオッシレータ１６２に接続しているミキサ１６５を使用する。（別の方法としては、１０〜１０００ＭＨｚ、好適には、５０〜５００ＭＨｚの範囲内で動作するオッシレータを使用することができる。）ミキサ１６５は、調整可能な利得コントローラ（１７７）に、２５ｋＨｚの基準信号（１６８）を供給する。電力アンプ１６３に接続しているオッシレータ１６２は、ヘテロダイン検出のために、各ＰＭＴ検出装置の第二のダイノードに、２００．０２５ＭＨｚの基準信号（１７０）を供給する。各ＰＭＴ検出装置は、スイッチ１７８に、２５ｋＨｚの検出信号（１７２）を供給し、上記スイッチは、２５ｋＨｚフィルタ１８０に、上記信号を供給する。位相検出装置１８４は、調整可能な利得コントローラ１８２に接続していて、上記コントローラは、濾過し、増幅した検出信号（１８６）を調整可能な利得コントローラ１８２に供給し、上記調整可能な利得コントローラ１８２は、基準信号（１８８）を供給する。スイッチ１９０に接続している位相検出装置１８４は、各波長に対して、検出した位相の数値を供給する。米国特許第５，１８７，６７２号は、この位相検出回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。米国特許第５，５６４，４１７号が、他のタイプの位相検出回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。

上記と同様に、パソコンに接続しているコントローラ１７５は、スイッチ１５２により、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、またはレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aをシーケンスし、そのため、同じ波長を放射している二つのダイオードが、スプリッタ１５４から０度位相信号および１８０度位相信号を受信する。同時に、コントローラ１７５は、スイッチ１７８により、対称的に位置しているＰＭＴをフィルタ１８０および調整可能な利得コントローラ１８２に接続する。位相検出装置１８４は、測定した位相を供給する。画像形成システムは、タイミング・テーブル４０（図３Ｂ）を使用する。しかし、二つの波長の光は、周波数コード化されてないので、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、またはレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aは、各シーケンスでトリガされる。コンピュータは、異なる組合せに対して測定した位相の数値を記憶し、以下に説明する画像を発生する。

図６について説明すると、他の実施形態の場合には、振幅打ち消し画像化システム２００は、図６Ｂの光学的モジュール２１２を使用する。光学的モジュール２１２は、１２個の光源、Ｓ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₁２、およびプラスチックまたはラバフォーム材料上に装着されている４個の光検出装置Ｄ₁，Ｄ₂、Ｄ₃およびＤ₄を含む。上記光源および光検出装置は、選択した光源−検出間間隔を持つ、１６個の光源−検出装置の組合せ（Ｃ１，Ｃ２，．．．，Ｃ１６）を供給する、幾何学的パターン上に位置する。約１．２５センチ光を浸透させるために、上記間隔は２．５センチになっている。（異なる深さの組織のいくつかの二次元画像を入手するために、異なる光源−検出装置間隔を持ついくつかのモジュールを使用することができる。別の方法としては、一つのモジュールが、間隔の異なる複数の光源−検出装置間間隔を含むことができる。光の透過の深さは、光源−検出装置間の間隔の約１／２である。）上記光源は１ワットのタングステン電球である。上記タングステン電球は、帯域幅の広い、変調されていない光を放射する。光検出装置は、シリコン・ダイオードで、各シリコン・ダイオードは、中心の周波数が７６０ナノメートルおよび８５０ナノメートルである１０ナノメートルの帯域幅を放射する干渉フィルタを備える。検査対象の組織内の、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンを検出するために、７６０ナノメートルおよび８５０ナノメートルの波長を選択する。

光学的モジュール２１２は、アナログ回路２０２に接続していて、上記アナログ回路は、光源Ｓ１、Ｓ２、．．．、Ｓ１２を制御するための光源回路２０４を含む。光学的モジュール２１２は、検出装置回路２０６に接続していて、上記検出装置回路は、ダイオード検出装置Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３およびＤ４を制御する。通常、画像形成システム２００は、１０^-6秒から０．１秒の範囲の選択した時間の間、各光源をオンにすることができ、一つまたはいくつかの対称的に配置されている検出装置は、光学的データを収集するために、同時に、または順次オンになる。より詳細に説明すると、光源Ｓ１、Ｓ２、．．．、Ｓ１２の中の一つが、５０ミリ秒の間オンになり、放射した光は、対応する入力ポートから組織内に導入される。導入された光子は、検出ポートの方向に向かって検査対象の組織内のバナナ形の経路を伝播する。対応する検出装置は、光源の後２００ミリ秒後でトリガされ、２００ミリ秒の間光を収集する。検出装置回路２０６は、ダイオード検出装置から検出信号を受信する。検出回路２０６は、背景の光を含む暗電流／ノイズ、演算増幅器の直流オフセット、ホトダイオードの暗電流、個々の構成部材の出力に対する温度の影響、および環境の変化による変動を修正することができる。

画像形成システム２００は、その内部オッシレータにより同期している四つのステップでデータを取得する。第一のステップは、光源をオフにして後で行われる。検出装置の出力は、インテグレータ２１６に送られ、積分コンデンサ２１８は、暗レベル電圧まで充電される。第二のステップにおいて、光源がオンにされ、２０ミリ秒後に、検出した光の輝度に対応するプリアンプの出力が、コンデンサ２１８を第一のステップの充電電流の極性と反対の極性の電流で充電するような方法で、インテグレータ２１６に送られる。このことは、スイッチＡおよびＢのオン／オフの適当な組合せにより行うことができる。コンデンサ２１８の電圧は、２００ミリ秒後に、全検出輝度から暗レベルのノイズ信号を差し引いたものを表わすある数値に充電される。第三のステップにおいて、正の単位利得演算増幅器、および負の単位利得演算増幅器（２２０および２２２）を切り離すために、両方のスイッチＡおよびＢがオフにされる。その後で、インテグレータ２１８の出力は、スイッチＣを通して、アナログ−デジタル変換器に送られ、デジタル信号が、コンピュータのメモリに記憶される。第四のステップにおいて、４７キロの抵抗を通してコンデンサ２１８を放電させるために、スイッチＡ、ＢおよびＣがオフになり、スイッチＤがオンになる。この時点で、インテグレータ２１６の回路は、ゼロにリセットされ、検出サイクルの第一のステップに対する準備が完了する。

別の方法としては、アナログ回路２０２の代わりに、アナログ−デジタル変換器および光学的モジュール２１２の全動作を制御する適当なソフトウェアを備えたコンピュータを使用することができる。アルゴリズムは、上記と同じ方法で光学的モジュール２１２の光源および検出装置を制御する。検出した暗レベルのノイズ信号は、導入した光の検出した輝度からデジタル的に差し引かれる。

収集したデータ・セットは、画像形成アルゴリズムにより処理される。画像形成アルゴリズムは、各データ・セットに対する各光源−検出装置の組合せに対する検査対象の組織の血液量を計算する。画像形成アルゴリズムは、また、各光源−検出装置の組合せに対する検査対象の組織の酸素添加も計算することができる。

血液量の画像および酸素添加の画像は、「モデル」画像から差し引くことができる。組織の異常の位置をつきとめ、特徴を示す目的で、（以下にさらに詳細に説明する）一致データを形成するために、血液量の画像を酸素添加の画像から差し引くことができる。上記画像を作成する前に、１６（４ｘ４）のデータ点を含む差動画像データ・セットを、３２ｘ３２の画像点を含む画像形成データ・セットに拡大するために内挿アルゴリズムを使用する。

別の方法としては、コンピュータは、光の拡散、屈折および光学的画像形成システムが使用するバナナ状の幾何学的形状に用に修正したコンピュータ断層撮影法では周知の逆投影アルゴリズムを使用する。光学的逆投影アルゴリズムの場合には、ピクセルを表わすビーム用に、弾道状に放射されたＸ線の線形関係の代わりに、「光子伝播密度」の確率的概念が使用される。光子伝播密度は、入力ポートのところで導入された光子が、特定のピクセルを占拠し、検出ポートに到着する確率を示す。異なるタイプの組織の場合には、位相変調分光光度計が、確率計算の際に使用した散乱係数、および吸収係数の数値を供給する。画像再構成プログラムの場合には、逆投影を処理するために確率が使用される場合には、確率は加重係数に変換される。ＣＴの分野では周知の逆投影アルゴリズムを使用することができる。逆投影は、各ピクセル内の加重により、各ビームが運ぶ情報の数値を平均する。上記の逆投影再構成アルゴリズム内においては、光子密度画像を形成するための加重アルゴリズムを使用することができる。

逆投影アルゴリズムで使用するボケおよび屈折を修正するための方法は、１９９６年３月１２日付のＳ．Ｂ．コラク、Ｈ．ショムバーグ、Ｇ．Ｗ．フーフト、Ｍ．Ｂ．ホンデルマークの、「異質拡散の媒体内の光学的逆投影断層撮影法」が開示している。この出版物の参考文献は、光学的逆投影断層撮影法についてのさらに詳細な情報を記載している。上記出版物の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。

振幅打ち消し画像形成システム２００の他の実施形態は、図２Ａの光学的モジュール１４を使用する。この装置の場合には、中央に配置されている４個の光源Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３およびＳ４、および２１個の検出装置Ｄ１、Ｄ２、．．．、Ｄ２１は、各光源に対して多数の対称的な光子伝播経路を形成する。例えば、光源Ｓ１は、１０^-6秒から０．１秒の範囲のある時間の間オンになる。この光源は、変調していない光を検査対象の組織内に放射する。対称的に配置されている検出装置Ｄ１およびＤ１１は同時のオンになり、ほぼ対称的な経路上を伝播する導入された光子を収集する。正常な胸部組織の場合には、検出装置Ｄ１およびＤ１１は、同じ輝度の光を検出し、そのため、差動信号はゼロになる。すなわち、検出した振幅は打ち消される。画像形成システム２００は、多数の対称的な光子伝播経路に関する差動データを収集し、検査対象の組織の画像を形成する。画像形成システム２００は、いくつかの波長についての光学的データ収集し、検査対象の組織の血液量の画像、および血液酸素添加の画像を形成する。振幅打ち消し画像形成システム２００は、反対側の胸部上に設置されている第二の同じ光学的モジュール１４を使用する。二つの胸部について収集した血液量の画像、および血液の酸素結合量の画像は、差動画像を供給するために差し引かれる。この差動画像は、一方の胸部内に位置する組織の異常をもっとハッキリと示す。

別の方法としては、振幅打ち消し画像形成システムは、０．１ｋＨｚ〜１００ｋＨｚの範囲内の周波数で変調された光を使用する。上記システムは、上記アルゴリズムを使用するが、光源は周波数変調された光を放射し、それぞれがロックイン・アンプに接続している検出装置は、同じ周波数で変調された光を検出する。このロックイン検出は、さらに、外部ノイズを除去することにより、Ｓ／Ｎ比をさらに改善することができる。検出された光の輝度は、検査対象の組織の画像形成のところで説明したのと同じ方法で処理される。

図７、７Ａおよび図７Ｂは、広帯域光源または光ガイドと一緒に使用する、冷却モジュールの異なる実施形態である。この場合、これらの実施形態は皮膚の近くに設置される。広帯域光源または光ガイドは、皮膚の近くに熱を蓄積すし、温度が上がって不快な感じになる。図７は、光源２３２Ａおよび２３２Ｂを囲んでいる、冷却モジュール２３０である。冷却モジュール２３０は、ファン２３４および一組の空気通路２３６を含む。類似の設計において、二つのファンは、「開放フレーム」を形成するために、一つまたはそれ以上の電球の各側面上に並置されている。そのため、ファンは光源ばかりでなく、皮膚自身にも風を送る。冷却モジュールは、光源の電力を増大することができるが、皮膚そのものの上の温度は上昇させない。皮膚は快適な状態に維持される。

図７Ａは、光ガイドを冷却するための冷却モジュール２４０である。光ガイド２４２は、皮膚に光と熱とを伝える。冷却リング２４４は、照射位置に空気の流れを供給するための空気入口２４６および一組の空気通路２４８（またはジェット）を含む。図７Ｂは、光バリヤ２５２を空冷するように構成されている冷却モジュール２５０である。光バリヤ２５２は、（ＷＯ ９２／２０２７３として１９９２年１１月２６日付の）ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９２／０４１５３が開示している光バリヤと類似の光学的特性を持つ。上記出願は、引用によって本明細書の記載に援用する。この実施形態は、光バリヤの利点を使用し、より明るい光の輝度を使用することができる。冷却モジュール２５０は、一組のコンジットおよび光源２５４付近の皮膚に空気を送る開口部に、空気を供給する空気の入口２５２Ａおよび２５２Ｂを含む。圧縮空気も使用することができる。

連続していて、そうでなければ、コヒーレントでない光を供給するための輝度規制は、皮膚自身の温度の上昇により異なる。大きな組織または深部にある組織を検査する場合には、（すなわち、光学的入力と光学的検出ポートとの間の間隔が広い場合には）、比較的大きな光の輝度が必要になる。長期間にわたって均一のひくいレベルの照射を行う場合には、皮膚は不快なくらいに熱くなり、水泡ができることがある。しかし、供給される熱が一つの要因であるＮＩＲの場合には、癌を発生させる損傷を起こす恐れがある、ＵＶＡおよびＵＶＢと比較すると紅斑効果ははるかに小さい。（ＮＩＲの場合には、癌を発生させる損傷は起こさない）。冷却用空気の効用は、皮膚から運び去られる暖かい空気の対流だけではない。冷却用空気は、皮膚からの発汗の蒸発を促進させる。それ故、被布の温度が上昇し、発汗が始まると、空気により強制的に蒸発が促進し、冷却効果が非常に促進される。

図８について説明すると、画像形成システム１５、４５、１００、１５０または２０２の代わりに、振幅打ち消し画像形成システム２６０が使用されている。二重波長振幅打ち消し画像形成システム２６０は、図２Ａの光学的モジュール１４に接続していて、４個の波長が７５０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、Ｓ₃およびＳ₄、４個の波長が８３０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁ａ、Ｓ₂ａ、Ｓ₃ａおよびＳ₄ａ、および２１個のシリコン・ダイオード検出装置Ｄ₁、Ｄ₂、．．．、Ｄ₂₁を含む。各検出装置は、プリアンプ、および校正のために最初に使用することができる、調整可能な利得コントローラに接続している。検出装置の出力は、スイッチ２６２およびコントローラ２６４により切り換えられるので、アナログ−デジタル変換器２６６および２６６ａは、それぞれ、二つの対称的に配置されている検出装置から７５０ナノメートルのデータおよび８３０ナノメートルのデータを受信する。コンピュータ２７０は、囲んだ光源コード内でアルゴリズムを使用する異なる組合せに対して測定した、検出数値を記憶する。コンピュータは、また、下記の画像を形成する。図１１−図１３は、他のタイプの振幅検出回路、および米国特許第５，６７３，７０１号の対応する仕様を示す。上記米国特許の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。

また、図８Ａおよび図８Ｂについて説明すると、コントローラは、オッシレータ２６１をシーケンスし、その結果、各光源は、タイミング・テーブル２７２に示すように５０マイクロ秒の光のパルスを発生する。上記システムは、約１ミリ秒の間に種々の光源／検出装置の組合せを通してシーケンスし、非常に高いＳ／Ｎ比を得るために、８秒間の間画像形成されたデータを平均を求める。画像形成システム２６０の一つの素子に対する回路構成を示す。すなわち、上記画像形成システムは、図８Ａに示すように、７５４ナノメートルの光源Ｓ₁、Ｓ₂および８３０ナノメートルの光源Ｓ_1a、Ｓ_2b、および二つの対称的に配置されている検出装置Ｄ₃およびＤ₁₁を含む。対称的な位置について検出した光の輝度は、デジタル的にまたはアナログ的に差し引かれる。コンピュータは、組織の画像を形成するために、二つの波長について検出したすべてのデータを記憶する。

図８Ｃは、時間多重画像形成システム２６０の一つのチャネル２６０Ａの略図である。検出装置Ｄ₁は、約５０マイクロ秒の間光のパルスを放射する光源Ｓ₁から放射された光を検出する。検出装置信号は、増幅され、サンプルおよびホールド回路およびフィルタに供給される。約４ｘ４ミリの検出領域を持ち、プリアンプを含むシリコン・ダイオード検出装置である。濾過された信号２７２は、ＡＧＣ２７４に供給され、このＡＧＣは、パソコンからの制御信号に基づいて信号の振幅を調整する。パソコンは、個々の光源−検出装置の組合せに対する正規化振幅を持つ。

振幅打ち消し画像形成システム２６０は、個々の光源−検出装置の組合せに対する信号を検出し、ＡＧＣ制御により検出した信号を適当に正規化することにより、組織モデルにより正規化される。個々の正規化／校正振幅は、コンピュータにより記憶されるベースライン画像を形成する。すでに説明したように、ベースライン画像は、また、内部組織検査用の、反対側の腎臓または同じ器官の対称的な組織領域のような、対称的な組織領域についても入手することができる。個々の素子のドリフトを捕捉するために、正規化プロセスを数回反復して行うことができる。測定プロセス中、パソコンは、電子的ドリフトだけを捕捉する校正値に基づいて、各ＡＧＣ３１４の利得を調整することができる。その後で、検出された画像が、検査対象の組織のベースライン画像から差し引かれる。別の方法としては、検査対象の組織についての測定データを収集しながら、腫瘍または出血のような等質な任意の組織を含む組織の画像を形成するために、測定画像が、ベースライン画像から差し引かれる。サンプルおよびホールド回路としては、アナログ回路を使用することができるし、濾過を含むサンプルおよびホールド機能をデジタル的に実行することもできる。

図８Ｄは、周波数マルチプレクス法を使用する振幅打ち消し画像形成システムの略図である。振幅打ち消し画像形成システム３００は、１ｋＨｚから１００ｋＨｚまでの範囲内のある周波数で動作する、２１個のオッシレータ３０２を含む。各オッシレータ３０２は、輝度変調された光を検査対象の組織内に放射する、光源３０４（例えば、レーザ・ダイオードまたはＬＥＤ）を駆動する。各光検出装置３０６（例えば、光電子増倍管、雪崩ホトダイオードＰＩＮ検出装置またはシリコン検出装置）は、輝度変調された光を検出し、検出装置信号をアンプ３０８に送る。増幅された検出装置信号は、帯域フィルタ３１２、ＡＧＣ３１４、ロックイン・アンプ３１６、およびフィルタ３１８を含む、処理チャネル３１０に送られる。フィルタ３１２は、検出装置信号を濾過し、ＡＧＣ３１４は、パソコンからの入力信号により振幅を調整する。ロックイン・アンプ３１６は、オッシレータ３０２から、増幅された信号３１５および基準信号３２０を受信する。ロックイン・アンプ３１２は、振幅信号３１７をフィルタ３１８に供給する。処理チャネル３１０としては、アナログ・チャネルまたはデジタル・チャネルを使用することができる。

振幅打ち消しシステム３１０の場合には、すべての光源は、選択した検査対象の組織内に同時に光を放射する。各光源は、１ｋＨＺから１００ｋＨｚの範囲内のある異なる周波数で変調される。変調された光信号を分解して、それらの個々の光源を知るために、オッシレータは、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ、４ｋＨｚ、８ｋＨｚ、１６ｋＨｚ、．．．能力周波数で動作する。フィルタ３１２および３１８は、選択した光源から検出信号だけを供給するように設計されていて、ロックイン・アンプ３１２は、選択した周波数の信号の振幅を供給する。周波数マルチプレクス・システム３００は、時間マルチプレクス・システム２６０と同じ方法で校正され、正規化／校正振幅値は、同様にパソコン内に記憶される。画像は上記のように処理される。

上記すべての光学的システムは、光源および検出装置の数を増大することにより、画像形成した組織の三次元解像度を向上している。さらに、光源および検出装置は、上記参考文献が記載しているように、種々の一次元アレー、１．５次元アレーまたは二次元アレーを構成することができる。

例示としてのものに過ぎない臨床研究の場合、多数の女性患者を異なる体位で検査した。第一の場合、患者は、画像形成光学的モジュールにより胸部を支持された状態で、背筋をまっすぐにして座った。第二の場合、患者は、光学的モジュールのパッド上に胸部を押しつけた状態でうつむけに寝た。第三の場合、患者は、胸郭の上に胸部をできるだけ平らに広げた状態で仰向けに寝た。第三の場合、患者は、仰向けに寝た。胸部を平らにしたこの体位が、年齢が４０才を越えた患者内の疑わしい塊の画像を形成するのに最適な体位であった。また、第三の体位は、４０才以下の患者に対しても好適である。何故なら、胸郭の筋肉および胸郭のマッチする組織の背景が、適当な境界状態を供給するからである。この幾何学的形状の検査対象の組織の厚さは、通常、胸部が大きい場合でも、４〜５センチ程度である。

まず、最初に、画像形成装置を胸部モデル上で校正した。検査中、患者または付添いが、胸部の指定の部分上に光学的プローブ１４を保持した。反対側の胸部上の鏡像領域が、同様に、記録された。触診、Ｘ線マモグラフィ、超音波検出、ｆＭＲＩまたは針バイオプシー入力より入手した事前の情報を利用して、各胸部から８秒以内に画像を入手した。触診情報だけを持つ他の画像を撮影した。その結果、光学的プローブ１４の１０ｘ１０平方センチの能動的領域が疑わしい塊をカバーした。設置したプローブは、光学的画像上でハッキリ見ることができる、乳首を含んでいるものもあったし、含んでいないものもあった。

逆投影アルゴリズムにより、光学的画像を形成した。上記画像は、各波長（例えば、７５０ナノメートルおよび８３０ナノメートル）に対する左の胸部データからモデル・データを差し引いたフォーマット、右の胸部データからモデル・データを差し引いたフォーマットで表示することができる。別の方法としては、胸部測定を行う前に検出装置の利得を調整することによって、モデルの校正を行うことができる。さらに、画像は、両方の胸部内に対称的に位置する可能性のない、疑わしい塊のような任意の組織の違いを強調するために、各波長に対する右の胸部と左の胸部との間の違いである場合もある。画像は、また、各胸部の検査対象の組織の血液量、および血液酸素結合量の画像を形成するために処理することもできる。血液量の画像は、７５０ナノメートルのデータの０．３倍と、８３０ナノメートルのデータノイズ１．０倍の和である。血液の脱酸素量の画像は、７５０ナノメートルのデータと、８３０ナノメートルのデータとの間の差である。上記係数は、モデル・システムの血液試験による入手したものである。画像は、反対側の胸部組織領域のデータをベースラインとして使用した場合、最も高い特異性および感度を持ち、血液量のデータおよびヘモグロビン脱酸素量のデータの両方が画像形成され、その位置が比較される。

血液量の画像とヘモグロビン脱酸素化の画像は、検査対象の胸部内の疑わしい異常の特性を表示する上で重要な手だてとなる。血液量の画像、ヘモグロビン酸素添加の画像それにヘモグロビン脱酸素化の画像は、一つの波長の画像と同様に、異常組織の領域を位置決め（すなわち、異常構造物の検出）に役立つ。これらの画像を使用して、疑わしい組織異常の新陳代謝や病理の特質を明らかにすることもできる。特に、血液量の増加を示す信号は、血管形成要因の結果として腫瘍の血管質が増加したことによる、脂肪質組織の背景に関係していることが観察される。要因には、腫瘍の活発に新陳代謝している領域や、壊死性／枯死性の領域がある。一方、ヘモグロビン脱酸素化信号は、新陳代謝の強さに関係している。すなわち、酸素の送り出しと取り込みのバランスは、腫瘍内では通常、酸素の取り込みが酸素の送り出しを超えて重点的にバランスしている。酸素の取り込みの増加は、特に、攻撃的に成長中でおそらく転移性の腫瘍に起こる。

光学的に能動的な組織の特性を感知することができる、一つまたは複数の適当な波長を選択することにより、画像形成システムは、健康な組織に損傷を与えないで、組織の異常の特徴を示すことができる。上記波長は、ヘモグロビンおよびヘモグロビンの酸素添加を感知することができるが、任意の組織成分による吸収を感知することができる他の波長も使用することができる。さらに、造影剤（例えば、カルジオグリーン、インドシアン・グリーン）を静脈注射することができる。その後で、画像形成システムは、投与した造影剤を感知する波長を使用する。血液量が増大した領域も、造影剤を他の部位より多く含む。

別の方法としては、組織の散乱特性の違いも画像に形成することができる。光学的屈折率の違いにより、異なるタイプの組織および異なる組織溶質は、光を異なる方法で散乱させる。上記画像形成システムも、散乱の変化を感知することができる。画像形成システムは、異なるタイプの組織または異なる組織溶質に対して、吸収の変化を起こさないが、散乱方法が異なる波長を使用することができる。

以下に述べるのは、光学的モジュール１４を使用して、図８の振幅打ち消しシステムで取得した臨床データの例である。図９Ａおよび図９Ｂは、それぞれ、仰向けに寝ている（すなわち、第三の姿勢の）患者の検査中の左胸部と右胸部を示している。右胸部（図９Ｂ）には、乳頭３０３の下方に位置した疑わしい箇所３０１が含まれていた。図１０Ａ−図１０Ｄは、逆投影画像で、図９Ａおよび図９Ｂに示すような光学的モジュール１４を使用して、図８の振幅打ち消しシステムで収集したものである。図１０Ａおよび図１０Ｂはそれぞれ、７５０ナノメートルと８３０ナノメートルでのモデル・データで補正した右胸部の画像である。ｘ座標とｙ座標はミリメートルで表してあり、モデルに関しての強度は０Ｖ〜３Ｖで表している。図１０Ｃは、右胸部の血液脱酸素化の画像で、モデル・データで補正したものである。図１０Ｄは、右胸部の血液量の画像で、モデル・データで補正したものである。

図１１Ａおよび図１１Ｂはそれぞれ、７５０ナノメートルと８３０ナノメートルで、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いた画像である（Ｎｏ．１８）。図１１Ｃは血液の脱酸素化の画像で、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いたものであり、図１１Ｄは血液量の画像で、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いたものである。これらの画像は信号レベルが高いので、腫瘍を高度に一致した状態で示す。

図１２Ａ−図１２Ｄは、Ｘ線マモグラフィによって左乳房の乳頭の下に「疑わしい箇所」が認められた患者の光学的画像である。図１２Ａおよび図１２Ｂは、それぞれ、７５０ナノメートルと８３０ナノメートルで右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いた画像である。図１２Ｃは、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いた血液の脱酸素化の画像であり、図１２Ｄは、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いた血液量の画像である。図１２Ｃおよび図１２Ｄは、血液量の増加はわずか０．１８Ｖであり、脱酸素化の数値は約０．４と小さく、陰性であることを示している。従って、これらの光学的画像が異常であるとは考えられない。

図１３Ａおよび図１３Ｂは右胸部の画像で、それぞれ７５０ナノメートルと８３０ナノメートルでのモデル・データによって補正したものである。図１３Ｃは右胸部の血液の脱酸素化の画像で、モデル・データによって補正したもの、そして図１３Ｄはモデル・データによって補正した右胸部の血液量の画像である。

＜画像についての考察＞
図１４は、例として供されたマモグラフィ・データ・ガイダンスによると疑わしい塊のある患者の研究３０例の二次元図である。特に、図１４は、測定した塊の血管形成と代謝亢進作用を、血液量の増加と脱酸素化の増加として示している。すべての患者に手で触れる塊があり、および／またはＸ線マモグラフィおよび／または超音波で疑わしい乳房の塊が検出されていた。患者１３、１６、１８と２４には癌性の塊が認められ、一方、患者１７、２０、２５と２８は、癌性の塊がある危険性が大きかった。

図１４に二次元性があるため、血液量のデータの信号強度と脱酸素化のデータの信号強度に従って感度と特異性を割り当てることができる。図１４の信号領域を四つのゾーンに分割した。ゾーンＩは血液量の数値が約２．４Ｖ以上で脱酸素化の数値が約１．４Ｖ以上の領域とした。ゾーンＩの下方に位置するゾーンIIは、血液量の数値が約１．７Ｖ以上で脱酸素化の数値が約０．７５Ｖ以上の領域とした。ゾーンIIの下方にあるゾーンIIIは、血液量の数値が約１．３Ｖ以上で脱酸素化の数値が約０．２Ｖ以上の領域とした。ゾーンＩＶはゾーンIIIの下方に位置した。ゾーンＩでは、患者４人のうち３人に癌性塊があった。ゾーンIIIとIIでは、患者５人のうち３人に癌性塊があった（患者３０は計算に入れない）。

＜双方向性信号＞
これらの症例では、双方向的な一致が診断の助けとなる。症例によっては、特に、乳房に癌のある場合（点１３（ＧＲ））、モデルに関して測定した左と右の胸部の信号が同じ形をとるので、マモグラフィで不透明に見える左右の胸部の引き算をしても、指定された左乳房の外側下部に見分けのつくような目的物を示すことはできなかった。残っている形が実際に画像の底部に見えていながら、その部位の明暗は強くなかった。血液量の信号と脱酸素化の信号は、約０．９Ｖと０．４Ｖであった。しかし、モデルを基準として使用すると、画像の中央部と左部分が２Ｖと０．９Ｖの信号を出す。この信号は図１４のゾーンIIに入る。しかし、このような塊はさらなる研究をすることが望まれる。

被検者３０（正常と思われる）は、右胸部の左部分で特異な信号を示したが、右胸部の異質で不透明であった領域では特異な信号を示さなかった。この被検者（３０）の左胸部のデータからモデル・データを差し引いても、重要な特徴は見られなかったが、右胸部のデータからモデル・データを差し引くと、血液量においても脱酸素化においても明白な異常を示した。この異常は、右胸部の中線沿いの内側のデータに現れ、一致する量から見て非常に重大な信号であった。本被検者のスコアは２．５Ｖおよび１．９Ｖで、乳房の密度が不均等である（４３歳）が、マモグラフィでは腫瘍は認められない、と記録された。

＜モデル胸部を基準にした研究＞
患者２５（ＫＳ）では、左乳房の９〜１１時の位置、乳頭の近くに塊があるのが見つかった。どちらの乳房も、まるで胸部に普通でない腺があるような、または活発な新陳代謝の特性があるような暗示的な血液量の信号と脱酸素化の信号に特徴があった。しかし、モデルに関した脱酸素化の画像中のマモグラフィが指定した領域に、非常にはっきりした箇所があった。が、血液量からモデル画像を差し引いて一致する位置には、ほとんど信号がなかった。引き算２では一致は少なく、ここでもまた脱酸素化では画像が小さく、マモグラフィの表示では、大きな非一致画像があった。このように、反対側の乳房からの背景干渉があるため、被検者２５の光学的データは、モデルに対比して記録した（すなわち、左胸部のデータからモデル・データを差し引いた）。被検者１５にはモデルについての光学的データはないが、血液量の形は酸素添加と一致がないことが検出された。

被検者８（ＬＡ）の光学的画像では、左乳房と右乳房のどちらにも、乳頭の下方に「疑わしい塊」があった。実のところ、血液量の画像では左右の乳房はかなり良く一致していたが、「酸素添加塊」は「疑わしい塊」から離れていた。このように、血液量差異の画像では、塊は疑わしい領域に画像を残すことなく消失した。

２３歳の被検者（９）には、左乳房にマモグラフィが指定した中央下部の塊が認められた。左右両乳房で、血液量中央胸部信号が一致し、これは両乳房で脱酸素化の強度が低い部分が広く分散していることを示している（約１．８Ｖ）。この被検者には、脱酸素化の一致について、両乳房で同様な異常が認められた。この被検者は、左乳房についてのみ記録されたが、その数値はそれぞれ約１．８Ｖと０．５Ｖであった。

左乳房の中央近くに繊維性腺腫のある２７歳の患者（２８）が示したのは、３．８Ｖという非常に大きな血液量の信号と、一致度の乏しい（０．７Ｖ）、比較的小さくて分散した脱酸素化信号であった。この信号をゾーンIIIに入れた。

＜乳頭の信号＞
反対側（右乳房）では、乳頭は血液量の画像でも脱酸素化の画像でも約１センチの形で現れており、これは信号レベルがそれぞれ約１Ｖと１．２Ｖと低いことを証明している（図１３Ａ−図１３Ｄを参照）。

＜二次元図表＞
図１４−図１７は、光学的データを示し、分析するためのものである。図１４はマモグラフィによるデータに基づいて数値を求めた光学的データを示している。図１５は「疑わしい塊」指針にのみに基づいて図１４に示している光学的データの図表であり、基準として反対側乳房のデータを用いている。図１５Ａは、「疑わしい塊」指針のみに基づいて図１４に示す光学的データの図表であるが、基準としてモデル乳房・データを用いている。図１４、図１５および図１５Ａの間にある差は、次の通りである。図１４では、計算されたデータが決まったマモグラフィ位置に基づいている。血液量と脱酸素化の数値は、マモグラフィ位置に最も近い位置で測定される。一方、図１５では、血液量の一致と、酸素添加に胸部のどの位置ででも変化が観測されればその変化が用いられる。対側乳房（すなわち、反対側の乳房）を用いることで、非癌性組織からの信号を減少させることができるが、対側乳房での測定が常に可能とはかぎらない。

図１６Ａ、図１６Ｂおよび図１６Ｃに示す柱状図は、図１４、図１５および図１５Ａに示した光学的データを、血液量プラス脱酸素化の関数として表している。

図１６Ａは、マモグラフィから得る情報はすべて指針として用い、偽陽性５と偽陰性０を含んでいる。図１６Ｂでは、基準として対側乳房を用いているが、血液量の画像と脱酸素化の画像は一致したままであった。ここでは、四つの癌が重大な一つの房を形成しており、再び右側上部に患者１７（すなわち、異形成）のデータを含んでいる。図１６Ｂは、４ボルト以上と増進した分離物を示している。対側乳房を使用することで、正常な患者は３．５ボルト以下の信号群に入り、３．５Ｖと５．２Ｖの間に大きな間隔が生じる。さらに、癌性のデータは、偽陽性１と偽陰性１とともに５．２Ｖ以上の群に入る。図１６Ｃは、モデル乳房を基準にした光学的データを示している。しかし、モデル乳房を使用した表示では、多くの研究で一致テストに失敗していることに気づく（図１６Ｃ）。厳密には、３０例のうち基準に合ったのは１１例のみであった。このことは、一致テストによって限定性が増すことを示唆している。

＜相互表示の数量化＞
原則として、脈管形成（血液量）と代謝亢進（組織の低酸素症）は、類似の、そしてしばしば同一の組織の位置に発生する。そこで、疑わしい塊の同一性をさらに強化するために、血液量の画像と脱酸素化の画像の一致性を表す数値を求めた。以下に述べる一致性を数値化する方法は、ピクセルごとに実行した。最初の段階では、二つの画像を標準化して最大信号を均等化した。あるコンピュータ・プログラムを使用して範囲を選択し、残っている空間的一致性と、血液量の信号の積分値を求めた。次に、ピクセルごとに引き算をして残る数値を得たら、この数値に基づいて二つの形、すなわち血液量と脱酸素化の一致を概算する。この計算は、検査によって一致が見込まれる形について行った。残った非ゼロ・ピクセルの全体を、全体の信号と比較する。より簡便に数値を求める方法として、差異の最大値を得て、それを二つの画像用に標準化した数値の最大値で割ることもできる。

次のテストを、図１４の右上部領域にある画像に対して行った。図１７は、疑わしい塊のある患者における３０件の研究を要約する「４」次元グラフである。血液量（ボルト）は横座標に、脱酸素化（ボルト）は縦座標にとった。画像から測定された大きさは、円の直径として表した。血液量の画像と脱酸素化の画像の間の一致率は、色目盛りで表してある。下記は、図１７の色目盛りで得た一致信号の百分率のカラーコードである。
１−（最大重畳残余／最大血液量信号）×１００
図を要約すると、次のようになる。
１．疑わしい塊の画像の大きさ（最長寸法の１／２として座標に記入）。
２．血液の量と血液の脱酸素化の一致は、色で記入。
３．一致領域における血液量は、ボルトで測定（横座標の目盛り）。
４．一致領域における血液の脱酸素化（縦座標の目盛り）。

例えば、図の右上四分円内の所定の大きさの赤い点は、血液量が大きく、脱酸素化も大きく、二つのパラメータの位置的一致度が高い、疑わしい塊を示す。この図での測定のいくつかでは、一致が見られなかったか、高い血液量がなかったか、大きな血液脱酸素化がなかった。これらは、主として左下四分円内にある。

この予備研究では、腫瘍再生の指標として、血管形成と代謝亢進を組み合わせて用いた。この研究では、マモグラフィによる／超音波による腫瘍の塊の位置を手引きとしてきたが、光学的測定を行うための位置、また、血液の量と脱酸素化の画像の解像度が両者の一致度を判断するのに適している位置を見分けるために前記の情報が必要であったのは、１例のみであった。一致度のレベルは、癌の画像については＞７０％レベルである。このように、形態学がこれらの研究の強みであり、腫瘍の大きさの二次元投影は画像で示される。

一局所に集中して起こる血液量と脱酸素化の増加は、この研究の根本的な基準として用いてきた。その他は、感度／特異性に寄与する。その第一は、一致度の試算で、これは図の右上コーナーの研究では８０％以上であるが、左下部門の研究では低い。図１７は、血液量と脱酸素化の一致度を図の余白に示す色目盛りで図示する。一致度は、癌患者で非常に高いことがわかる。一致度は、左下コーナーでは低く、７０％より低い場合は青色を使用する。一致しない画像を比較するのは興味深い。通常、一つの特徴か別の特徴か、血液の量か脱酸素化かが明確になるのは、補足しあう特徴が完全に分散している時である。第三のパラメータを図に加えてもよいのだが（癌の症例ではすでに加えてあるのだが）、このパラメータは、センチメートルで画像の大きさの半分になっており、有癌組織の面積はほとんど、直径１センチと２センチの間である。

＜乳房マッチング媒体＞
別の研究では、腫瘍とほぼ釣り合うμ_a、μ_sの液体に胸部を浸した。腫瘍がもたらした異質部分以外の胸部を、光学的に見えなくしようというわけである。これは、透過の測定が胸部を通して行われる場合にはかなり重要であることがわかっている。しかし、上記研究では、各患者は仰向けに寝ていて、乳房は胸部、体壁および胸郭に接しているので、光学的放射に対して釣り合った背景を形成していた。乳房が肥満している場合は、柔組織が胸部から「あふれ」、組織はより薄く、光学的により好ましくなる。この場合、疑わしい塊は、乳房が垂れ下がっている場合より、ずっとうまく検出される可能性がある。リンパ管も、この方法で研究することができる。

＜解像度がより高い画像＞
以前の研究では、光学的断層撮影をする時に、吸光度の二次元放射によってＸ線画像をまねようとしてきた。通常、例えば、Ｆａｎｔｉｎｉ他が示したように、圧縮した乳房と透過時間を使用する方法または周波数領域法を使用して２平面に行ってきた。この技法が成功するかどうかは、分散しているか、または光を吸収している物質の構造が、正常な乳房のものとは異なっていることを見極めることのできるＸ線医の能力次第である。しかし、高い解像度は、癌をマモグラフィで確認する場合に通常拠り所とする、このような構造的な特徴を正確に線描する上で必要である。また、解像度が高ければ、装置が集約的になるとともに、時間も集約的になる。すなわち、ＰＥＴ／ＭＲＩに匹敵するような解像度を達成するには、光源と検出装置の数多くの組み合わせが必要である。この研究では、画像形成分解能は主として、腫瘍の光学的特性を、正常な、そしてしばしば脂肪質の組織に関して定量する際に、信号対雑音比を増大させるのに使用している。

上記システムでは、画像形成分解能は主として、腫瘍の光学的特性を正常な組織に関して定量する場合に、または正常組織のモデルに関して定量する場合に、信号を雑音比まで増大させるのに用いている。しかし、光学的システムで収集する血液量、酸素添加および脱酸素化についてのデータは、解像度の高い画像形成に全面的に依存しているわけではない。

光源や検出装置の数を増やした光学的システムがあれば、空間分解能をより高くすることができる。さらに、光源−検出装置の分離（すなわち、入力ポートと検出ポートの分離）がもっと進めば、導入する光学的放射をより深く浸透させることができる。選択した隔離値を用いれば、前記の画像形成装置で、三次元再構成に使用する三次元の光学的データを収集することができる。

特許請求の範囲は、その他の実施形態を含む。

Claims (35)

1. 女性の被検者の胸部組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムであって、
   光源および光検出装置と、
   胸部組織の検査対象領域内に多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと検出ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、前記光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから検査対象の組織領域内に伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を前記光検出装置に供給するように構成されている光学的モジュールと、
   前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光を検出するために、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されているコントローラと、
   前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデータ・セット、および検査対象の組織領域内の血液の酸素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成するように配置されていて、前記プロセッサが、前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されているプロセッサとを備える光学的システム。
2. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、前記第二のデータ・セットが、ヘモグロビンの脱酸素量の数値を含む光学的システム。
3. 請求項１に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、基準組織領域を照射することによって、収集される第三のデータ・セットを形成するように配置されている光学的システム。
4. 女性被検者の胸部組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムであって、
   光源および光検出装置と、
   胸部組織の検査対象の領域内に多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、前記光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから、前記組織内に伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を前記光検出装置に供給するように構成されていて、胸郭上に胸部を広げた状態で、女性患者が仰向けになって使用するために構成されている前記光学モジュールと、
   前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光を検出するために、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されているコントローラと、
   前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、問題の検査対象の組織領域を照射することにより収集される第一のデータ・セットと、前記検査対象の組織領域と類似の光散乱特性および吸収特性を持つ、基準組織領域を照射することにより収集される第二のデータ・セットを形成するように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサが、前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットおよび前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている光学的システム。
5. 女性の被検者の胸部組織を生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムであって、
   光源および光検出装置と、
   胸部組織、または生物学的組織を表わすモデルの検査対象の領域内に多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、前記光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから、前記組織または前記モデル内で伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を前記光検出装置に供給するように構成されている光学的モジュールと、
   前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光を検出するために、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されているコントローラと、
   前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、二つの組織領域の少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域を照射することにより収集される第一のデータ・セットと、選択した光散乱特性および吸収特性を持つ組織モデルのある領域を照射することにより収集される第二のデータ・セットを形成するように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサが、前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットおよび前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている光学的システム。
6. 請求項１または請求項３に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記組織の検査対象の領域内に多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む第二の光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから、前記検査対象の組織内を伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成されている光学的モジュールを含む光学的システムであって、前記プロセッサが、前記両方の光学的モジュールから光学的データを受信するように配置されている光学的システム。
7. 請求項１、請求項４または請求項５に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記二つのデータ・セットのデータの間の一致を決定することによって、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている光学的システム。
8. 請求項７に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットを二次元画像として配列するように、また前記二次元画像により前記一致を判断するようにプログラムされている光学的システム。
9. 請求項７に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットを二次元画像として配列するように、また、下記式：
   １−（最大重畳残量／最大血液量信号）ｘ１００
   により、前記一致を判断するようにプログラムされている光学的システム。
10. 請求項１、請求項２、請求項３、請求項４、請求項５、請求項６、請求項７、請求項８または請求項９に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、さらに、検査対象の組織領域内の前記異常な組織の位置を決定するように配置されている光学的システム。
11. 請求項１、請求項４または請求項５に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、前記データ・セットから画像データ・セットを生成することができる光学的システム。
12. 請求項１１に記載の光学的システムにおいて、前記光学的断層撮影アルゴリズムが、画像形成が行われている組織の散乱特性による、決定した光子の確率分布に関連する要因を使用する光学的システム。
13. 請求項１、請求項４または請求項５に記載の光学的システムにおいて、前記コントローラが、前記入力ポートと前記検出ポートとの間の第一の選択した距離を入手するために、前記光源および前記検出装置を作動するように配置されていて、前記プロセッサが前記第一の距離のために前記データ・セットを形成するように配置されている光学的システム。
14. 請求項１３に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記第一に距離のために形成した前記データ・セットから画像データ・セットを生成する光学的システム。
15. 請求項１３に記載の光学的システムにおいて、前記コントローラが、さらに、前記入力ポートと前記検出ポートとの間の第二の選択した距離を入手するために、前記光源および前記検出装置を作動するように配置されていて、前記プロセッサが前記第二の距離のためにもう一つのデータ・セットを形成するように配置されている光学的システム。
16. 請求項１１、請求項１２、請求項１３、請求項１４または請求項１５に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記プロセッサから前記画像データ・セットを受信し、画像を表示するように配置されている表示デバイスを含む光学的システム。
17. 請求項１、請求項４または請求項５に記載の光学的システムにおいて、
    １０⁸Ｈｚ程度の第一の周波数で第一のキャリヤ波形を発生するように構成されていて、前記第一周波数、前記入力ポートから前記検出ポートへの、光子の伝播の時間的遅延と互換性を持つ時間特性を持つ第一のオッシレータと、
    前記第一のオッシレータに接続していて、前記第一のキャリヤ波形により変調された前記光を発生するように構成されている前記光源と、
    前記導入した光の波形に対して、前記検出した波形の変化を判断し、それから前記波形における前記検出した光の位相シフトを測定するように構成されていて、前記位相がシフトした光が、前記検査した組織領域の散乱特性および吸収特性を示す位相検出装置と、
    測定した位相シフトに基づいて前記データ・セットを形成するように配置されている前記プロセッサを備える光学的システム。
18. 請求項１７に記載の光学的システムにおいて、
    第二の周波数で第二の波形を発生するように構成されている第二のオッシレータと、
    前記第一の周波数から、１０³Ｈｚ程度の周波数だけズレている基準周波数で基準波形を受信し、前記検出した放射に対応する前記オフセット周波数で信号を発生するように配置されている検出装置と、
    前記オフセット周波数で、前記導入した放射を前記検出した放射と比較し、そこから前記位相シフトを判断することができる前記位相検出装置とを備える光学的システム。
19. 請求項１、請求項４または請求項５に記載の光学的システムにおいて、さらに、
    前記入力ポートから前記検出ポートへの光子の伝播の時間的遅延と互換性を持つ選択した周波数の第一のキャリヤ波形を発生するように構成されているオッシレータと、
    前記オッシレータから前記キャリヤ波形を受信するように接続していて、前記周波数で変調された光学的放射を発生するように構成されている前記光源と、
    前記オッシレータから前記キャリヤ波形を受信し、予め指定したかなり異なる位相の第一および第二の基準位相信号を発生するように接続している位相スプリッタと、
    前記位相スプリッタから、それぞれ、前記第一および第二の基準位相信号を受信するように接続していて、前記検出装置から前記検出装置信号を受信し、そこからそれぞれ同相の信号と直角位相信号とを発生するように接続している第一および第二の二重バランス・ミキサと、
    前記二重バランス・ミキサに接続していて、前記同相の出力信号と前記直角位相の出力信号とを受信し、そこから前記データ・セットを形成するように配置されている前記プロセッサとを備える光学的システム。
20. 請求項１９に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記入力ポートのところで導入された前記光と、前記検出ポートのところで検出した前記光との間の位相シフト（Θ_λ）を計算するように配置されている光学的システム。
21. 請求項１９に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記光学的入力ポートと前記光学的検出ポートとの間の、前記検出した組織内で散乱した光子の平均伝播通路の長さを計算するように配置されている光学的システム。
22. 請求項２１に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、さらに、前記検査した組織のヘモグロビン飽和（Ｙ）を定量する際に前記経路の長さを使用する光学的システム。
23. 請求項１９に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記同相システムおよび前記直角位相信号の平方の和の平方根として決定された信号の振幅（Ａ_λ）を計算するように配置されている光学的システム。
24. 請求項２３に記載の光学的システムにおいて、さらに、
    前記光学的検出装置から前記検出装置信号を受信し、そこから直流出力信号を形成するように接続している狭帯域検出装置と、
    前記信号振幅と、前記信号振幅に前記直流出力信号を加えたものとの比率として、変調指数（Ｍ_λ）をさらに決定する前記信号プロセッサとを備える光学的システム。
25. 請求項１、請求項４または請求項５に記載の光学的システムにおいて、さらに、
    選択した周波数のキャリヤ波形を発生するように構成されている少なくとも一つのオッシレータであって、前記光源が可視光線の波長または赤外線の波長を発生するように構成されている前記オッシレータに接続していて、前記光が、既知の光のパターンを達成するために前記周波数で輝度変調されるオッシレータと、
    二つの入力ポートから同時に導入されたパターンの光の輝度、または位相関係を制御するように構成されている前記コントローラであって、前記導入されたパターンが、少なくとも一つの方向に、光子密度のかなりの勾配を持つ結果として得られる放射を形成し、前記結果として得られる放射が前記伝播経路上で散乱し、吸収されるコントローラと、
    時間が経過している間に、前記検出ポートの方向に、前記組織内で伝播した、前記結果として得られる放射を検出するように構成され、配置されている前記検出装置と、
    前記の結果として得られる光子密度のかなりの勾配の上で、前記検査した組織の影響を示す前記データ・セットを生成するために、前記導入した放射に対する前記検出した、結果として得られる放射の信号を処理するように配置されている前記プロセッサとを備える光学的システム。
26. 請求項２５に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記検出した放射の位相を検出し、前記位相を前記プロセッサに供給するように構成されている位相検出装置を備える光学的システム。
27. 請求項２５に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記検出された放射の振幅を検出し、前記振幅を前記プロセッサに供給するように構成されている振幅検出装置を備える光学的システム。
28. 請求項２５に記載の光学的システムにおいて、二つの入力ポートから導入した光のパターンの位相関係が１８０度である光学的システム。
29. 請求項１、請求項４または請求項５に記載の光学的システムにおいて、前記光源が、比較的長い光のパルスを発生し、前記プロセッサが、光検出ポートに対して対称的に配置されている二つの入力ポートから放射された前記二つのパルスの振幅を差し引くことにより前記データ・セットを形成する光学的システム。
30. 請求項１、請求項４または請求項５に記載の光学的システムにおいて、組織の成分に選択性を与えるために、二つの選択した波長で光子を導入し、検出するように構成されている光学的システム。
31. 請求項３０に記載の光学的システムにおいて、前記組織成分が内発的な色素である光学的システム。
32. 請求項３１に記載の光学的システムにおいて、前記内発的な色素がヘモグロビンである光学的システム。
33. 請求項３０に記載の光学的システムにおいて、前記組織成分が、外発的な色素である光学的システム。
34. 請求項３３に記載の光学的システムにおいて、前記外発的な色素が、選択した造影剤である光学的システム。
35. 女性の被検者の胸部組織を生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的方法であって、
    前記組織の検査対象の領域内に多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールを設置するステップと、
    前記女性の被検者の胸部上に前記光学的モジュールを設置するステップと、
    可視光線または赤外線を少なくとも一つの前記光学的入力ポートから検査対象の組織領域内に導入し、前記検出ポートの中の少なくとも一つのポートへ、前記検査対象の組織領域内を伝播した光の光子を受信するステップと、
    前記少なくとも一つの検出ポートに光学的に接続している少なくとも一つの光学的検出装置により前記受信した光子を検出するステップと、
    選択した入力ポートおよび検出ポートとの間を伝播した光の光子に対応する光学的データを収集するために、前記導入ステップおよび検出ステップを制御するステップと、
    少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、前記検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデータ・セットと、前記検査対象の組織領域内の血液の酸素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成するために、前記光学的データを処理するステップと、
    前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするステップとを含む光学的方法。

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