JP3745775B2 - 生物学的組織の検査のための光学技術 - Google Patents
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Description
背景技術
本発明は、可視または赤外線を用いた生物学的組織の検査や撮像に関する。
伝統的に、潜在的に有害な電離放射線（例えば、Ｘ線またはγ線）が、生物学的組織を撮像するために使用されてきた。この放射線は真っ直ぐ、弾道的軌道で組織内に広まる、即ちその放射線の分散は無視できる程度である。従って、撮像は異なる組織タイプの吸収レベルの評価に基づく。例えば、レントゲン写真においては、Ｘ線フィルムは明暗点を含む。コンピュータ化された断層放射線写真（ＣＴ）などの、より複雑なシステムにおいては、人体器官の横断面像が異なる角度での人体の断面を通じてＸ線放射を伝達させ、そしてＸ線伝達の変化を電子的に検出することにより創られる。検出された強度情報は、一枚の横断面に位置する複数の点で組織のＸ線吸収を再構築するコンピュータ内にデジタル的に記憶される。
近赤外線は（ＮＩＲ）は、組織（例えば、脳、指、または耳朶）内の酸素代謝を非侵襲的に研究するために使用された。医学的撮像のために可視のＮＩＲや赤外線（ＩＲ）を用いると、幾つかの効果をもたらす。ＮＩＲまたはＩＲ範囲において、腫瘍と組織との間のコントラスト要因はＸ線範囲におけるよりももっと大きい。更に、ＩＲ放射線が目に見えることが、Ｘ線放射線よりも望まれる、それは非電離であるので、潜在的にほとんど副作用を引き起こさないからである。但し、可視または赤外線などの低エネルギー放射線では、その放射線が強く分散され、そして生物学的組織内に吸収され、そしてその移動行路は、横断面撮像技術の一定の局面を適用出来なくして、直線で近似され得ない。
最近、ＮＩＲ撮像へのあるアプローチが提案されている。Ｏｄａ氏外によるＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４３１、ｐ２８４、１９９１年での「Ｎｏｎ−Ｉｎｖａｓｉｖｅ Ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ Ｏｘｙｇｅｎａｔｉｏｎ Ｍｏｎｉｔｏｒ ａｎｄ ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｏｆ ＮＩＲ Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔｒｙ（非侵襲性ヘモグロビン酸素投与モニターとＮＩＲ分光測定のコンピュータ断層放射線写真）」で着手された一つのアプローチは、Ｘ線ＣＴでのＸ線の使用に類似した方法でＮＩＲ放射線を用いる。この装置においては、Ｘ線ソースはＮＩＲ範囲の光を発光する三つのレーザーダイオードと置き換えられる。ＮＩＲ−ＣＴは撮像された組織を通じて伝達された三レーザーダイオードの光を検出するために一組の増倍型光電管を用いる。検出されたデータは、検出されたＸ線データが扱われたのと同方法でオリジナルのＸ線ＣＴスキャナーシステムのコンピュータで操作される。
異なるアプローチが、Ｓ．Ｒ．Ａｒｒｉａｄｇｅ氏外によるＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４３１、ｐ２０４、１９９１年、での「Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｉｎｆｒａ−ｒｅｄ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇ、（赤外線吸収撮像のための再構成法）」；Ｆ．Ａ．Ｇｒｕｎｂａｕｍ氏外によるＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４３１、ｐ２３２、１９９１年、での「Ｄｉｆｆｕｓｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（拡散断層撮影法）」、Ｂ．Ｃｈａｎｃｅ氏外による「ＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４３１（１９９１年）、ｐ８４、ｐ１８０、そしてｐ２６４で、そして非電離放射線の分散局面と撮像におけるその重要性を認識した他の人々により提案された。これらの技術のどれも、充分には全ての状況を満たさなかった。
要約すれば、尚も、内因性または外因性色素に敏感な波長の可視またはＩＲ放射線を利用する改良された撮像システムへの必要性が在る。
発明の要約
本発明は、入射口と検出口の間におかれた対象に適用してその分光学的検査を行うためのシステム及び方法に関する。
１つの局面によれば、本発明は、対象となる組織の検査のための分光学的システムであって、組織中を進行する間に散乱及び吸収されるように選択された少なくとも１つの可視又は赤外波長の電磁放射の光源；上記光源に光学的に結合し、被検組織中に零位面を規定する既知強度の上記放射をその組織の選択された入射位置において導入するように構成された少なくとも２つの入射口；上記零位面に対する被検組織の選択された検出位置に定位された検出口；上記検出口に光学的に結合し、被検組織内を進行してきた放射を動作中に検出するように構成された検出器；上記検出器に結合してそれから検出信号を受け取る検出回路（上記検出回路は、いずれもそれに結合したサンプル及び保持回路並びに減法回路を含み、第１の入射口から検出口に進行してきた放射と第２の入射口から検出口に進行してきた放射とを互いに差し引きして処理データを得るように構成される。）；及び上記減法回路に結合してそれから処理データを受け取り、被検組織を評価するように構成されたプロセッサ、を含んでなるシステムに係る。
別の局面によれば、本発明は、対象となる組織の検査のための分光学的システムであって、可視又は赤外波長の電磁放射の光源；上記光源に光学的に結合し、被検組織の選択された入射位置において上記放射を導入するように構成された入射口；被検組織中に零位面を規定する選択された検出位置に対して定位された少なくとも２つの検出口に光学的に結合し、被検組織中を上記検出口まで進行してきた放射を検出するように構成された検出器；サンプル及び保持回路並びに減法回路を含み、上記検出器に結合してそれから検出信号を受け取る検出回路（上記検出回路は、上記入射口からの上記放射の入射と組織内を進行する間に散乱され吸収された放射の上記第１の検出口における検出とを相関させ、検出した放射を第１の検出信号として保存し、上記検出回路はまた、上記入射口からの上記放射の入射と組織内を進行する間に散乱され吸収された放射の上記第２の検出口における検出とを相関させ、検出した放射を第２の検出信号として保存し、上記減法回路は上記検出信号同士を差し引くように構成される。）；及び上記減法回路に結合してそれから処理データを受け取り、被検組織を評価するように構成されたプロセッサ、を含んでなるシステムに係る。
本発明の各種態様には、以下の一以上の付加的特徴が含まれる。
上記分光システムは、第１及び第２の入射口から入射する放射の強度を調整するように構成された強度制御手段を含むことができる。該強度制御手段は零位面を一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引するように強度を調整することができる。
上記分光システムは、検出口を零位面に対応する検出位置に変位させるように構成された定位手段、又は入射口を選択された位置に変位させるように構成された定位手段を含むことが好ましい。
上記分光システムは、第１及び第２の検出口における相対的検出感度を変化させることにより零位面を一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引するように構成される検出器制御手段を含むことが好ましい。
好ましくは減法回路は、サンプル及び保持回路に結合し、検出信号をデジタル化してデジタル検出信号を生成するように構成されたアナログ−デジタル変換器を含み、第１の入射口から検出口まで進行してきた放射に対応するデジタル検出信号と第２の入射口から検出口まで進行してきた放射に対応するデジタル検出信号とを互いに差し引きすることにより処理データを得る。
入射又は検出口は直線的に配列していることが好ましい。入射又は検出口は二次元的に配列していることも好ましい。上記分光システムはまた、プロセッサに結合して該処理データを受け取り、異なる入射及び検出口の組合せに対応する処理データを保存して画像データを生成するように構成された画像プロセッサ、及び画像プロセッサに結合し、被検組織を表す該画像データを表示するように構成されたディスプレイを含むことが好ましい。
上記波長は被検組織の内因性ピグメントに感受されることが好ましい。また上記波長は被検組織の外因性ピグメントに感受されることも好ましい。
別の一般的局面によれば、本発明は、組織の分光学的検査方法であって、組織内を進行する際に散乱及び吸収されるように選択された可視又は赤外波長の電磁放射源を少なくとも１つ設け、この放射源は少なくとも２つの入射口に光学的に結合しており、また検出器に光学的に結合した検出口を設け、この検出器は検出回路につながっており；第１の入射口と第２の入射口を当該対象組織の選ばれた入射位置に対して定位させ；各入射口について組織に導入させる放射の強度を選択し、この選択された放射強度が組織中に零位面を規定し；上記零位面に対応して上記検出口を被検組織の選択された検出位置に対して定位させ、上記入射位置と検出位置とが対象となる一定の被検組織を規定し；上記第１の入射口において第１の強度の放射を組織に導入し；上記検出口において被検組織中を進行してきた上記第１の放射を検出し；上記検出回路内に上記第１の検出放射に対応する第１の検出信号を保存し；上記第２の入射口において第２の強度の放射を組織に導入し；上記検出口において被検組織中を進行してきた上記第２の放射を検出し；上記検出回路内に上記第２の検出放射に対応する第２の検出信号を保存し；上記第２の検出信号から上記第１の検出信号を差し引くことによって処理データを取得し、上記処理データを用いて被検組織を検査する、各工程からなる方法にも係る。
上記分光学的方法は、第１及び第２の放射強度を選択する工程が、零位面を一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引することにより行われる工程、及び検出器を掃引される零位面に対応させて検出位置に定位させることを更に含むことが好ましい。
別の一般的局面によれば、本発明は、組織の分光学的検査方法であって、組織内を進行する際に散乱及び吸収されるように選択された可視又は赤外波長の電磁放射源を設け、この放射源は入射口に光学的に結合しており、また少なくとも１つの検出器に光学的に結合した少なくとも２つの検出口を設け、この検出器は検出回路につながっており；入射口を当該対象組織の選ばれた入射位置に対して定位させ；第１の検出口と第２の検出口を被検組織の選択された検出位置に対して定位させ、上記両位置が対象となる一定の被検組織中に零位面を規定し；上記入射口において選択された強度の放射を組織に導入し；上記第１の検出口において被検組織中を進行してきた放射を検出して上記検出回路内に上記検出放射に対応する第１の検出信号を保存し；上記第２の検出口において被検組織中を進行してきた放射を検出して上記検出回路内に上記検出放射に対応する第２の検出信号を保存し；上記第２の検出信号から上記第１の検出信号を差し引くことによって上記一定の組織の性質に対応する処理データを得る、各工程からなる方法に係る。
検出工程は、該第１及び第２の検出口における相対的検出強度を変化させて該零位面を該一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引することにより行われることが好ましく、またその掃引と同時並行的に該入射口を該掃引される零位面に対応させて該入射位置に定位させることを更に含むこともできる。
本発明の更なる態様は、以下の一以上の付加的特徴を含むことができる。
第１の検出信号及び第２の検出信号は検出回路によりアナログ形式で好ましく保存され差し引かれる。保存工程の前に第１及び第２の検出信号をデジタル形式に変換し、差し引き工程を第１の検出信号及び第２の検出信号についてデジタル回路によりデジタルで行うことも好ましい。
入射口及び検出口をそれぞれ選択された位置に定位させる工程が、被検組織の表面にそれらを定位させることは好ましい。入射口を定位させる工程が、該入射位置にそれらを配向し、それにより被検組織の入射位置で放射が導入できるようにすることを含むことは好ましい。入射口を配向する工程は好ましくは、それらの光学要素を入射位置に向けることを含む。定位工程は好ましくは、零位面及び検出器を一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引することにより行われる。
上記分光学的方法は好ましくは、一定の組織内の一部に残りの領域とは異なる散乱又は吸収特性を示す領域を設定することを含む。この方法は好ましくは、異なる散乱又は吸収特性を示す組織領域を含む被検組織を画像化することを更に含む。この方法はまた好ましくは、処理データ並びに入射口及び検出口の位置関係を利用して被検組織の像を表示することを更に含む。
上記方法は好ましくは、選択された波長が感受される外因性ピグメントを組織に導入する工程を更に含む。この外因性ピグメントは異なる散乱又は吸収特性を示す組織領域に優先的に蓄積されてもよい。外因性ピグメントが選択された波長で照射されたときに蛍光性であり、検出工程がこの蛍光ピグメントの放射波長を優先的に検出するものであってもよい。
一般に、本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象に関する選択された性質を調べるために対象上の選択された位置に設定された複数の入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；及び、入射口から発し対象内を進行する過程において散乱および吸収された導入パターンの相互作用の結果として生ずる実質的な光量子密度勾配を有する放射を生成するために、導入パターンの選択された時間的関係を達成する放射パターンコントローラを含む。このシステムはまた、対象上の選択された位置に設定された検出口において、対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出する検出器；導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、光量子濃度勾配に対する対象の影響を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象に関する選択された性質を調べるために対象上の選択された位置に設定された複数の入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；及び、入射口から発し対象内を進行する過程において散乱および吸収された導入パターンの相互作用の結果として生ずる実質的な光量子密度勾配を有する放射を生成するために、導入パターンの選択された時間的関係を達成する放射パターンコントローラを含む。このシステムはまた、対象上の選択された位置に設定された検出口において、対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出する検出器；対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出するのに用いられる所定の幾何学的パターン上の種々の位置に検出口を移動させる変位手段；導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、光量子濃度勾配に対する対象の影響を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象に関する選択された性質を調べるために対象上の選択された位置に設定された複数の入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；及び、入射口から発し対象内を進行する過程において散乱および吸収された導入パターンの相互作用の結果として生ずる実質的な光量子密度勾配を有する放射を生成するために、導入パターンの選択された時間的関係を達成する放射パターンコントローラを含む。このシステムはまた、対象上の選択された位置に設定された複数の検出口において、対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出する少なくとも１つの検出器；導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、光量子濃度勾配に対する対象の影響を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
本発明のこの局面の好適な態様は、検出口の少なくとも１つを所定の幾何学的パターン上の別の位置に移動し、これを利用して対象の検査を行うための、変位手段を含む。
本発明のこの局面の好適な態様は、光入射口を同期的に回転させることにより所定の幾何学的パターンに沿って放射を導入し、これを利用して対象の一定領域の検査を行うための、回転手段を含む。
本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象に関する選択された性質を調べるために対象上の選択された位置に設定された入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；対象上の選択された位置に設定された複数の検出口において、対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出する複数の検出器；及び、対象と導入パターンとの相互作用の結果として生ずる光量子密度勾配を観測するように選択された、検出口における一定時間にわたる検出の時間的関係を含む。このシステムはまた、導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、光量子濃度勾配に対する対象の影響を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象の蛍光要素の位置を調べるために対象上の選択された位置に設定された入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に蛍光要素により散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；及び対象上の選択された位置に設定された複数の検出口において、対象内を進行してきた蛍光放射を一定時間にわたって検出する複数の検出器を含む。このシステムはまた、導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、対象の蛍光要素の位置を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
ある種の好適な態様においては、分光学的システムは、プロセッサに結合してそれから処理データを受け取り、異なる入射口及び検出口の組合せに対応して処理データを保存し、組織領域のデータを含む画像データを生成するように構成された画像プロセッサ；及び画像プロセッサに結合して、上記組織領域を含む検査組織を示す画像データを表示するように構成されたディスプレイを含む。
変位手段が入射口と検出口を所定の幾何学的パターン上の別の位置に同期的に移動させ、これにより対象の検査を行う。
分光学的システムはまた、検査する生物学的組織に内因的又は外因的なピグメントに感受される波長を用いる。
分光学的システムはまた、対象中の当該蛍光要素の位置を定めるのに用いられる。導入される放射の波長は吸収されるように選択され、検出される放射は蛍光要素から放出されてその蛍光要素の位置を定めるために処理される。
生ずる放射の経時変化パターンは、少なくとも１つの方向に急な相変化および放射強度の鋭い極小値が生ずるように選択された位相関係を有する入射口のそれぞれから導入される強度変調放射により形成される。
導入放射パターンの位相関係は１８０度である。導入放射の変調周波数は、対象中の光量子の移動の間に生ずる相転移を解像できる値を有する。
他の特徴及び利点は以下の記載及び請求の範囲から明らかとなろう。
【図面の簡単な説明】
図１、１Ａ、そして１Ｂは本発明による幾つかの入力ポートと一つの検出ポートとを採用する位相変調撮像システムを図式的に示す。
図２は本発明による幾つかの入力ポートと幾つかの検出ポートとを含む位相変調撮像システムのブロック図である。
図２Ａは指向性ビームを放射するフェーズドアレイ送信機を示す。
図２Ｂは本発明による光量子密度勾配の電子走査を達成するために逆位相多素子列の位相の順序配列を示す。
図２Ｃは本発明による光量子密度勾配の円錐状走査のために用いられる四素子逆位相列を示す。
図２Ｄは本発明による撮像システムの入力と出力ポートの配置を示す。
図３と３Ａは本発明による隠れた蛍光を発する目標物の検出のための撮像システムを示す。
図４は二重波長ＰＭＳシステムの交代的形態のブロック図である。
図４Ａは図４の発振回路の略図である。
図４Ｂは図４に示されたＰＭＴヘテロダイン変調及び混合ネットワークの略図である。
図４Ｃは図４に示されたＡＧＣ回路の略図である。
図４Ｄは図４に示された位相検出回路の略図である。
図５Ａ、５Ｂ、そして５Ｃは強吸収成分を含む強分散媒体内で広がる光学フィールドの変化を例示する。
図６は干渉実験で使用されたに素子フェーズドアレイの実験的配置を示す。
図６Ａ、６Ｂ、そして６Ｃは二つの拡散性の波の検出された干渉パターンを示す。
図７は二素子列（曲線Ａ）と、そして単一ソース（曲線Ｂ）とに対して測定された移相を示す。
図８Ａは四素子フェーズドアレイのソースと検出器との実験的配置を示す。
図８Ｂと８Ｃとは図８Ａの四素子列に対して測定された強度と移相とを各々示す。
図９Ａは四素子フェーズドアレイのソース、検出器、そして強く吸収する目標物との実験的配置を示す。
図９Ｂと９Ｃは異なる大きさの吸収目標物を走査する図９Ａの四素子列に対して測定された強度と移相とを各々示す。
図９Ｄは異なる吸収係数の吸収目標物を走査して、図９Ａの四素子列に対して測定された移相を示す。
図１０Ａは四素子フェーズドアレイのソース、検出器、そして二つの強く吸収する目標物との実験的配置である。
図１０Ｂは異なる大きさの二つの吸収目標物を走査して、図１０Ａの四素子列に対して測定された移相を示す。
図１１は、本発明に従う一次元配列された光源を用いる低周波画像化システムを模式的に示す。
図１１Ａは、図１１の低周波画像化システムの回路図を示す。
図１２及び１３は、本発明に従う二次元配列された光源を用いる低周波画像化システムを模式的に示す。
図１４及び１４Ａは胸部組織を画像化するように構成された走査系を示す。
発明を実施するための最良の形態
分散と吸収特質を有する対象物内で移動する放射線の干渉効果に基づく本発明の撮像システム形態が図１、２、そして３に示される。そのシステムは、分散媒体内において、ソースと検出器の列またはその何れかの列により発生そして／または検出される可視またはＩＲ放射線の指向性ビームを効果的に利用する。例えば、ソース列の場合、各ソースは列の選択場所に位置して、強度変調された放射線、望ましくは選択された強度と位相の、レーザーダイオードからコヒーレント放射線を発する。各々のソースのソース場所、強度、そして位相を選択するための基準は、どの時点においても種々のソースからの放射線の干渉効果により生成された十分な光量子密度勾配を有する所望ビームの形状である。光量子密度のこの勾配は限局化されて、指向性を有する。全体として、個々のソースの放射線の干渉によって形成された結果として生じる放射線は、対象物内の選択された方向に移動する。逆位相システムにおいては、ビームの波長は光量子の鋭い限局化変化によって分離された等しい光量子密度のセクションを有する。光量子密度勾配の選択された異なる場所が図２Ｂに示される。
一般に、波面は対象物内の選択された方向に広がり、そして光量子密度の勾配は選択された方向のソース列から延びる一つ以上の面に限局化される。もしその対象物が周囲の環境の物と異なる分散及び吸収特性を有する限局化物を含むならば、その広がる放射フィールドはかき乱される。この摂動は検出され、そしてソース検出器配列から、その摂動目標物が突き止められる。
図１と１Ａにおいて、撮像システムは選択場所における組織内に光を導入するためのレーザーダイオード１２、１４、１８の列を用いる。光入力ポート１１、１３、１５、１７と光出力ポート１９との幾何学的配列は組織の特定部分を検査するために選択される。光入力ポートと検出ポートとの既知配列と、そして導入され、そして検出された放射線の形状とから、コンピューターは検査された組織Ｂ（例えば、頭部或は胸部）の隠れた目標物を突き止めることが出来る。２００ＭＨｚで動作する主発振機２２は、選択波長の光（例えば７６０ｎｍ）を発光するレーザーダイオード１２から１８を励起する。各レーザーダイオードからの光は設置された光ファイバーを通じて対象物上に位置した各々の入力ポートに導かれる。検出器２４は検査される組織を通じて移動した光を検出する。望ましくは、検出器２４は高利得を確保するために約９００Ｖを出力する高電圧供給装置により電力供給される増倍型光電管（例えば、Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｒ９２８）を含む。便利なオフセット周波数（例えば、２５ＫＨｚ）で動作する局部発振機２６は信号を混合器２８に、そして基準信号を検出器２４に送る。故に、検出器２４からの出力波形２５は、検出されたものと、基準周波数との差に等しい搬送周波数にある、即ち２５ＫＨｚとなる。
検出器２４（例えば、ＰＭＴ Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｒ９２８またはＨａｍａｍａｔｓｕ Ｒ１６４５ｕ）は、対象物を通じて移動している分散されて、吸収された光を検出する。検出ポート１９は入力ポートの場所から数センチメートル離間して位置している。ＰＭＴ検出器は導光ファイバーにより対象物に接続されるか、または択一的に、対象物上に直接的に設置されるかも知れない。１０8Ｈｚ程度の周波数の信号を測定するための最も費用効率の高い検出器はＨａｍａｍａｔｓｕ Ｒ９２８で有ることが分かった。但し、Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｒ１６４５ｕの方が、その高精度のためにより好ましい。検出器２４のＰＭＴの第二ダイノードは２００．０２５ＭＨｚ信号２７により変調されるので、２５ＫＨｚヘテロダイン信号２５が位相検出器３０により受信される。位相検出器３０はまた混合器２８からの基準信号２９をも受信する。もし位相検出器３０がロックイン増幅器であるならば、その出力信号は検出された信号の移相と強度となる。検出された光の移相と強度の両方とも対象物（例えば、脳組織）内の光量子の移動行路を特徴付ける。
択一的に、搬送周波数、例えば２００ＭＨｚで動作する広帯域音響光学変調器に接続された同調可能色素レーザーまたは他のレーザーソースがそのレーザーダイオードの代りに使用されることも可能である。音響光学変調器は選択された搬送周波数においてレーザーにより放出された光の強度を変調する。
本発明はまた、同時に数本の光ファイバーの一端に照射するコヒーレント光の一つのソースのみを使用することを想定する。各ファイバーの他端は選択された入力ポートの場所における対象物上に位置している。このソースは、選択された時間で変動するパターンの光を放射する。各々のファイバーによって運ばれた光の位相関係と強度は遅延時間（例えば異なるファイバー長）を作ることにより、そして各ファイバーに異なる量の光を結合することにより変化する。
図１Ｂはオフセット周波数を用いて伝送された光を符号化するように更に適応された図１の撮像システムを図式的に示す。発振機２２ａ、２２ｂ、２２ｃ、２２ｄは各々周波数３０．０２５ＭＨｚ、３０．０３５ＭＨｚ、３０．０４５ＭＨｚ、３０．０５５ＭＨｚで四個のレーザーダイオードを駆動する。レーザーダイオードは、組織８内を移動し、検出ポート１９において収集され、そしてＰＭＴ検出器２４により検出される光をもたらす。局部発振器２６は、２５ＫＨｚ、３５ＫＨｚ、４５ＫＨｚ、５５ＫＨｚ周波数成分を有する検出信号を出力する検出器２４に３０ＭＨｚ基準信号を提供する。各成分信号は適当な周波数フィルターを有する対応位相検出器（３０ａ、３０ｂ、３０ｃ、３０ｄ）において位相検出される。位相検出器は各周波数に対する移相、移動行路長、そして振幅とを提供する。
図１、２、３の撮像システムは単波長の光源を有するように示されているが；二重波長撮像システムもまた本発明により想定される。二重波長撮像システムにおいては、二個のレーザーダイオードまたは一個の可変波長レーザーが、光ファイバーに結合される二波長の光を発生する。そのようなシステムが説明される。
二重波長動作が図４に示される。そのシステムは、２００ＭＨｚで動作する主発振機６０と、主発振機周波数から２５ＫＨｚオフセットされる２００．０２５ＭＨｚで動作する発振機６２とを含む。２５ＫＨｚのオフセット周波数はこのシステム内での位相検出に便利な周波数であるが；数メガヘルツの他のオフセット周波数も使用可能である。発振機６０はスイッチ６１ａ、６１ｂ、．．．６６ｎを用いて、二組のレーザーダイオード６４ａ、６４ｂ、．．．６４ｎと６６ａ、６６ｂ、．．．６６ｎを択一的に駆動する。これらのスイッチは、選択された波長を光ファイバーに電子的に結合するために、そしてまた個々のファイバーから生じる放射線から結果として生じる選択放射パターンを達成するために駆動される。出力８ｍｍのファイバー結合子７２はＲ９２８ＰＭＴ検出器７４のための光量子を収集する。ＰＭＴ７４の第二ダイノード（図３Ｂに示される）は、発振機６２により発生され、そして増幅器６３により増幅された２００．０２５ＭＨｚ基準信号で変調される。従って、ＰＭＴ検出器の出力信号は２５ＫＨｚの周波数を有する。ＰＭＴ検出器７４は、組織内で移動する二個のレーザーダイオードの光を交互に検出し、そして対応する出力信号を生成する、それらはフィルター７６で濾波されて、自動利得制御（ＡＧＣ）回路７９により一定にされる。２５ＫＨｚの基準信号は２００と２００．０２５ＭＨｚの発振機信号を混合することにより混合器６５内で生成される。その基準２５ＫＨｚ信号はまた、第二ＡＧＣ７７を用いて一定にされて、位相検出器７９内に送られる。位相検出器７９は基準信号の位相に関連する各々の出力信号の位相を示す信号を発生する。位相検出器７９の出力は、電子スイッチ８０により交互に選択され、濾波されて、加算器８２と減算器８１とに入力されて、＜Ｌ＞λ１＋＜Ｌ＞λ２と＜Ｌ＞λ１−＜Ｌ＞λ２と比例した合計と差の信号を生成する。その差と合計の信号は探られた色素と血液容量における変化を各々計算するために使用される。
好適発振機６０または６２の略図が図４Ａに示される。この回路は０．０３度／時だけのドリフトを有する（Ｗｅｎｇ氏外による「Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｔｉｓｓｕｅ Ｍｅｔａｂｏｌｉｓｍ Ｕｓｉｎｇ Ｐｈａｓｅ Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ（位相変調分光測定を用いた生物組織新陳代謝の測定）」、ＳＰＩＥ、Ｖｏｌ．１４３、ｐ１６１、１９９１年、これに参考にここに取り込まれている）。水晶は機能を失い、それは同調時の動作を可能にするので、長期安定性を達成できる。発振機６０と６２との各々の水晶は２５ＫＨｚだけ相互にオフセットされる。この回路は５ｍＷレーザーダイオードを直接駆動するのに十分な出力を提供する。
ＰＭＴの第二ダイノードの変調回路７５が図４Ｂに示される。この回路は、非常に高い電力散逸を有する普通の５０Ω負荷の代りに２０、０００オームのインピーダンスを有する共振回路７５ａを使用して、数ワットの電力のみを散逸させる一方、５０Ｖ駆動の増倍型光電管ダイノードを提供する。
位相検出器の安定した動作を得るために、安定した入力信号が必要とされる。図４Ｃで例示された２５ＫＨｚＡＧＣ回路７７、７８は、増幅器として使用するための広範囲ＡＧＣを特徴とするＭＣ１３５０集積回路Ｕ１を含む。信号振幅は、示されるように、フィードバックネットワークにより制御される。ＰＭＴシステムによる位相変化の正確な検出の主な理由は、位相検出入力信号レベルがＡＧＣ回路によりほとんど一定に保たれることである。２から６ボルトの間の入力電圧変化はただの０．２％の移相の変化しか引き起こさないので、ＡＧＣ回路は非常に安定した高電圧供給装置の必要性を排除する。
好適位相検出回路が図４Ｄに示される。二つの正弦波信号（測定信号と基準信号）はシュミットトリガ回路７９ａにより方形波信号に変換される。方形波信号の位相はＲＣ変更（Ｒ１１、Ｒ１２、Ｃ８から成る）により移相され、それは測定範囲を変更出来るようにする。その検出器は更に７４ＨＣ２２１集積回路を含む。二つの信号の位相と振幅の差を得るために得られたロックイン増幅器技術は、このタイプの装置に可能な最高ＳＮ比を有する。
上述のシステムは、検出された光の移相を分解するのに十分な速さである１０8Ｈｚ程度の搬送周波数を用いる。光量子が入力ポートと出力ポート間を移動するのに要する時間である、特性時間は、数ナノ秒である。そのシステムの感度は、実験的モデルにおいて観察されるように、高く、約７０度／ナノ秒または３度／センチメートルの行路長の変化である。変調周波数の選択もまた、所望の侵入深度や後述される撮像システムの分解能とに依存する。もし深い侵入が望まれるならば、低変調周波数（例えば、４０ＭＨｚ）が選択される。そしてもし浅い侵入が必要ならば、１０9Ｈｚの変調周波数が使用可能である。
図１と１Ａにおいて、主発振機２２は視界の所望の侵入深度により選択された４０から４００ＭＨｚの範囲内の変調周波数で動作する。レーザーダイオード１２、１４、１６、１８の列は非常に指向性の高い放射パターンを発生し、それは組織検査で利用される。
動作の好適モードにおいて、レーザーダイオード１２から１８は、単一ＰＭＴ検出器３０により組織内に導入されて、検出されるフェーズドアレイパターンで動作する。２００ＭＨｚで動作する主発振機２２は、所定の位相における出力を与えるマルチチャネルフェーズドスプリッタを駆動する。入力ポート１１から１７は選択された距離に位置し、そしてその列の適当な整相により指向性ビームを作り、そして図１Ａ、２Ｂ、２Ｃ、２Ｄ組織を横切る二次元での光学フィールドの走査を実行可能にする。組織を通じて移動した後、その光学フィールドは選択場所１９の大面積ファイバー内に収集される。検出された信号は、検出器２４に対して、２５ＫＨｚのオフセット周波数で動作する、局所発振機２６の出力を利用することによりＰＭＴ検出器２４内でヘテロダイン処理される。結果として生じる２５ＫＨｚ信号は混合器２８と検出器２４との出力信号２９に関して位相検出される。位相検出器３０は信号２５の位相と強度とを出力する。検出された位相と強度とは記憶されて、対象物の像の構成のために使用される。これはそのシステムの動作を制御するコンピューターコントロール３４により実行される。
図２は、放射線を導入するための入力ポート列と対象物内を移動している検出放射線のための検出ポート列とから構成される位相変調撮像システムを示す。そのシステムの動作はコンピューターコントロール３４により制御され、それは送信機ユニット３２と受信機ユニット４２とを調整する。送信機ユニット３２は、入力ポート３１、３３、３５、３７の列により光量子密度の選択された時間で変動するパターンを対象物８内に導入するように適応された可視またはＩＲ放射線の数個のソースから構成される。受信機ユニット４２は、入力ポート列から検出器３９、４１、４２、４７の列まで対象物内を移動する放射線を検出する。
送信機ユニット３２の放射線ソースは、図１の撮像システムのために説明されたように、４０ＭＨｚから２００ＭＨｚの範囲内の周波数において強度変調される。受信機ユニット４２は、上述のように位相と振幅の検出についての同原理を用いて放射線を検出して、処理する。個々のポートにおいて検出された信号は適当な遅延を用いて整相することが出来る。
送信機列と受信機列との動作の幾つかのモードが図２Ａ、２Ｂ、２Ｃ、２Ｄにおいて示される。図２Ａにおいて、Ｎ個の同一素子の単純な水平列に対して、距離ｄの間隔をとって振幅変調された光を放射することは良く知られている。放射状の波面は干渉効果により作られる。全ての素子が同位相で放射するならば、その波面はその列に垂直の方向に広がるだろう。但し、放射する素子を適当に整相することにより、その結果として生じるビームは二次元空間を走査できる。我々は、面Ａ−Ａの垂直面が列の垂直面に関して角度θ0をなす面Ａ−Ａに沿う信号の位相を考える。第一放射体からの信号の位相は位相角度（２π／λ）ｄｓｉｎθ0だけ第二放射体から遅れる、なぜならば第二放射体からの信号は面Ａ−Ａに到達するのに第一放射体からの信号よりも長い距離ｄｓｉｎθ0だけ進まなければならないからである。同様に、ｎ番目の放射体からの信号の位相は角度ｎ（２π／λ）ｄｓｉｎθ０だけ第一放射体からのものよりも先行する。従って、種々の放射体からの信号は、もし各放射体の位相が（２π／λ）ｄｓｉｎθ0だけ増加されるならば、Ａ−Ａ面に沿って同位相となるように調整できる。その結果、送信機列の遠いフィールドにおける波面上のポイントにおいて、Ｎ個からの放射体の信号は同位相で加算する、即ち、合計の正規化信号の強度は個々のソースからの信号の合計となる。その構成されたパターンは十分に限定された指向特性と顕著な角度的従属性とを有する、即ち、送信機パターンは角度θ0に関して送信機の十分に限定された伝達特性を有する。
図２Ｂは一好適モードの操作で動作する図２のシステムのソースのための位相の配置を示す。五個のソースの列が１８０度離れて整相される二つ以上の部分に分割される。各々の部分は少くとも１つ以上のソースを持っている。各々の部分のソースは等しい強度の振幅変調された光を放射し、そしてそれらは一定の間隔をもって配置されるので、二つ以上の等しく整相されたソースの結果として生じるビームは十分に平坦な波面、即ち光量子密度勾配のない波面を有する。他方、列の二つの逆相部分間に鋭い１８０度の相転移、光量子密度の大きな勾配が有る。従って、放射フィールドはヌル振幅と、１８０度の相転移（即ち、クロスオーバー位相）を有する、それは光量子密度の大きな勾配のためである。
電子走査はソース上の０度と１８０度の位相の分配を適当に変更することにより実行される。図２Ｂの五個の素子列はその列から延びる四つの異なる平行面に沿う１８０度の相転移を有することが出来る。走査は１８０度だけソースを電子的に切り換えることにより達成されるので、光量子密度勾配はソースの場所に平行な方向に移動することが出来る。
図２Ａと２Ｂにおいて説明された原理を用いると、少なくとも一つ以上の十分な光量子密度勾配を有する指向性ビームの円錐状走査は図２Ｃで示されたように、四素子逆相列を用いて達成される。そのレーザーダイオードはプッシュプル変成器を用いて逆相化される。二次元列に配置された四個のレーザーダイオードＳ１、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４の整相と振幅はスイッチＳＷ１、ＳＷ２、ＳＷ３、ＳＷ６とインダクタンスＬ１、Ｌ２、Ｌ３、Ｌ４とを用いて引き続き修正される。
図２Ｄは送信機列と受信機列との可能な配置を示す。上述の指向性ビームは送信機列場所において対象物８内に入り、そして移動ビームを摂動する隠れた吸収体９に方向付けられる。フィールド摂動は受信機列により測定される。送信機列または受信機列の走査は本発明により想定される。
蛍光成分を含む隠れた吸収体は送信機列のレーザーソースの選択された励起波長を用いて検出される。それで、その放射線は吸収され、そして異なる波長の蛍光放射線はほとんど直ちに再放出される。四方に広がる再放出された放射線は受信機列により検出される。
図３は一つの入力ポートと数列の検出ポートとからなる位相変調撮像システムを示す。このシステムは図１と２のシステムに匹敵する程度に動作する。レーザーダイオード４８の７５４ｎｍの光は主発振機２２を用いて振幅変調される。その光は入力ポート４９を用いて対象物８に結合される。振幅変調された光は対象物内で移動し、そして隠れた目標物９から分散される。隠された目標物９は対象物８と屈折の異なる実行屈折率を有することも予想される。移動している放射線は後述される拡散波動光学の法則に支配される。分散された放射線は数方向に移動し、そして検出システム５０、５２、５４により検出される。
検出システムのポート５１、５３、５５は大面積ファイバーまたは検出ポートの列の何れかを含む。もし大面積ファイバーが使用されるならば、検出システム５０、５２、５４は図１の検出器２４に相当する。もし列の検出ポートが使用されるならば、検出システム５０、５２、５４の各々は幾つかの個々のＰＭＴ検出器を含む。各検出器システムのＰＭＴ検出器は、上述のように、選択された位相モードを利用して整相される。その整相はコンピューターコントロールにより制御される。検出された信号はＰＭＴ検出器においてヘテロダイン処理されて、位相検出器５８に送られる。位相検出器５８はスイッチ５６を用いてヘテロダイン処理された信号を択一的に検出する。位相検出器５８の動作は図１の位相検出器３０の動作と類似している。検出された位相と振幅とはスイッチ５６ａを用いてコンピューターコントロールに択一的に送られる。図３においては一つの位相検出器のみが示されているが、本発明は数個の位相検出器の使用をも想定している。
もし隠れた吸収体９が蛍光成分を含むならば、レーザーダイオード４８が励起波長（例えば７５４ｎｍ）を導入するために選択される。その導入された、強度変調された放射線は、図３に示されるように、放射線を四方に再放出する蛍光成分を励起する。再放出された放射線は検出器システム５０、５２、５４を用いて検出される。システム分解能を増加するために、各検出器は蛍光放射線のみを通過させるように選択された干渉フィルターを備えることが出来る。
図３Ａは蛍光を発している目標物９の検出のために使用される撮像システムを図式的示す。このシステムは図３のシステムの修正したものである、個々で四素子位相列４７が０度から１８０度迄の位相の２００ＭＨｚ光を導入する。列４７から放出された拡散波は目標物９により再放出され、そしてポート５１、５３、５５により検出され、そして図３と関連して説明されるように処理される。列４７は照明光を効果的に符号化する。従って、列４７が目標物９を有する検査される器官の周りで回転されると、受信機はその目標物の向きに対応する情報を含む。各検出ポートはまた、蛍光放射線のみを通過させるフィルターを含む；これはシステムの分解能を改善する。
図２Ａで説明されるように、幾つかの波の干渉は非分散媒体において既知であった、ここでその放射線は直線的に広がるが、強い分散媒体において広がるというわけではない。図６、６Ａ、６Ｂ、６Ｃにおいて、単純な実験で、強い分散媒体内での二つの異なる拡散波の干渉が実証された。組織などの分散媒体内での可視ＩＲ放射線の広がりは光量子の拡散により説明できる、それで我々はそれを屈折と回折と干渉を表す拡散性の波であると説明する。「明るさの波紋」として視覚化できるその拡散波は光エネルギー密度のスカラー過剰減衰移動波を表す。
図６において、二つのレーザーダイオードは検出ポートから４ｃｍと１．２ｃｍの距離を開けて分離されて配置された。周波数２００ＭＨｚにおける二つのレーザーダイオードの強度変調された光は二つの光ファイバーを通じてＩｎｔｒａｌｉｐｉｄサスペンションを有するコンテナーに送られた。ソース検出器距離は、ソースの位置に平行な線に沿って検出ファイバーの光ポートを移動することにより変更された。図６Ａ、６Ｂ、６Ｃは媒体内で移動する測定された光学フィールドの最大と最小とを示す。このデータは位相差１８０度の二つのコヒーレント発光ソースにより作られた二つの拡散波間の干渉を証明する。図７は実験を要約する、ここで検出器の変位が検出器により測定された移相に対してプロットされる。その移相は約２．２５ｃｍの変位において、曲線Ａ（約３６０ｄ／ｃｍの勾配）、トレースの最も急峻な部分を示す。曲線ＢはソースＳ２の光学フィールドで測定される。ここでは、その測定された勾配は約３０度／ｃｍである。曲線ＡとＢを比較すると、我々は単一ソース配置を用いる時の検出器変位に対する減少した感度と対照をなした二つの素子列のヌル検出のより高い感度を実証する。二つのソース配置の感度は約１０の因数だけ増加した。その感度は、四個以上の素子フェーズドアレイを用いる時には更に増加し、それは光量子密度勾配を鋭くして、それで隠れた目標物の場所に対するより高い分解能を提供することが出来る。
強く分散する媒体においては、放出された光量子は多数の衝突を経験する、そしてそれらの移動は拡散等式を適用することにより決定できる。一様に分散する媒体における光量子の拡散等式はＥ．Ｇｒａｔｔｏｎ氏外によるＭｉｎｄ Ｂｒｉａｎ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｐｒｏｇｒａｍにおける「Ｔｈｅ ｐｏｓｓｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ａ ｎｅａｒ ｉｎｆｒａｔｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍｓ ｕｓｉｎｇ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｄｏｍａｉｎ ｍｅｔｈｏｄｓ（周波数領域法を用いた近赤外光学撮像システムの可能性）」、日本、１９９０年；そしてＪ．Ｆｉｓｈｋｉｎ氏外による「Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ｎｅａｒ−ｉｎｆｒａｔｅｄ ｌｉｇｈｔ ｉｎ ｔｕｒｂｉｄ ｍｅｄｉａ（濁った媒体内での強度変調された近赤外光の拡散）」、ＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４１３（１９９１）、ｐ１２２で解明された。拡散等式の解はＳ{１＋Ｍｅｘｐ[−ｉ(ωｔ＋ｅ)]}光量子を放射するポイントソース（ｒ＝０における）の光に対して得られた、ここでＳはソース強度（光量子／秒）、Ｍは周波数ωにおけるソースの変調であり、そしてｅは任意の位相である。その光量子強度は
Ｉ（ｒ、ｔ）＝ｃ＊ｐ（ｒ、ｔ）
で計算され、ここでｐ（ｒ、ｔ）は光量子密度であり、そしてｃ＝１０8ｍ／ｓは光速である。
Ｉ（ｒ、ｔ）＝（Ｉ0／Ｄｒ）＋（Ｉ0／Ｄｒ）
ｅｘｐ［−ｒ（ω／２ｃｄ）1/2］ｘ
ｅｘｐ［ｉｒ（ω／２ｃｄ）1/2−ｉ（ωｔ＋ｅ）］、
以外の光量子ｐ（ｒ、ｔ）の密度に対して非吸収媒体において球面調和関数近似法を用いて拡散等式を解く時、ここでその拡散定数Ｄは平均自由行路の１／３である。振幅変調された信号（ω＝０）がない時、その解は減衰無く広がる球形波に相当する。非零周波数に対して、周波数ωにおける信号の振幅は指数的に減少する。放出されたその光の波面は一定速度Ｖで進み、
Ｖ＝（２Ｄｃω）1/2
そして波長
λ＝２π（２ｃＤ／ω）1/2
を有する。上記等式は、変調周波数がより高くなればより短い有効波長を与え、そしてより小さな拡散定数もまたより短い有効波長を与えることを示す。原則として、短波長は非常に濁った媒体内で高周波数変調された波を用いて得ることが出来る。但し、変調された波の振幅は変調周波数と供に指数的に減少する。従って、最上の分解能、即ち、最短波長は、測定可能信号を尚も与える最高周波数を用いて得られる。拡散プロセスは、波の振幅の指数的減少のため、いかなる変調周波数においても侵入深度を制限し、そしてまた光の広がる速度を減少させる。
上記拡散波の試みは波動光学の構成を用いて分散媒体内での振幅変調された光波を扱う。異なる波の重畳として計算された、光量子強度は、一定速度で広がる、スカラーフィールドを構成する。いかなる与えられた変調周波数においても、スカラーフィールドの波動光学現象学は妥当である。従って、周波数領域において、幾つかのソースから組織内で拡散する光の測定と分析とは建設的で破壊的な干渉を経験する。更に、波動屈折は、二つの異なる組織間の境界で起こる。それは波面の広がる方向の逸脱を引き起こし、故に広がる波の振幅と移相とに変化が存在する。その方向変化は二つの組織内の実行屈折率の比率の関数である。拡散波動光学において、他方、波の振幅は、その波が分散媒体内で広がるとき指数的に減衰される。この減衰は、その媒体の有限的な吸収により引き起こされる指数的減衰に加えて存在する。
振幅変調された波は分散媒体内で干渉的に広がる；これは像の再構成に決定的である。既定の周波数領域法を適用する単一検出器または検出器列を用いて大面積に渡って波動の平均強度、振幅、そして位相をリアルタイムで正確に測定することが可能である。
それらエミッタはライン上の第一エミッタで開始して、次のエミッタが続いて位相が引き続き変る。各々のエミッタは球状波を放出し、そしてその結果生じるビームの広がりは波面に垂直である。送信機遅延の全てが等しければ、そのビームはまっすぐに前方に進む。種々の送信機遅延を生成する遅延ラインは、組織を横切るビームを操作するための適当な整相を得るために使用できる。その同じ原理が受信中に適用できる。
本発明により想定されるように撮像に関する重要な局面が二つ有る。その第一は幾何学的局面で有り、そして第二は送信機と受信機の整相である。
二次元指示のための二次元列を構成することも可能である（例えば、図２Ｃ）。これらの列と共に使われた多重通信スイッチは、その列の一体部分として構成出来、そして配置された電界効果トランジスターから構成できるので、いかなる素子へのアクセスも二つの逆信号の適用により得られるかも知れない。
電子走査に加えて、二次元走査が対象物内で調査されているものと平行な面内でソースと検出器との列を通常の所定パターンで移動させることにより達成できる。最大の検出のために、その検出器はソースの列により作られた結果として生じるフィールドの光量子密度勾配の面内に位置する。光量子密度勾配の面は、その列が移動すると掃引される。この掃引動作において、強くまたは弱く吸収する目標物が放射フィールド内に入ると、検出器は、広がる放射線に関する上記の屈折のため、フィールド不均衡を示す。二次元像は、プローブが対象物を横切って移動される間に情報を記憶することにより形成される。異なる撮像面における幾つかの走査が本発明により想定される。もしそのシステムが立方体の他の二面で複製されるかまたは時分割されるならば、アルゴリズムが、三角測量による目標物の三次元像を提供するために使用されるだろう。ソースの線形列に対しては、ヌルが敏感に検出される面が存在し、そして三つの面の交差部分（特に直交している交差点において）が隠れた吸収体の場所を定義する。そのデータの記憶は電子的に実行される。
その検出器は対象物内で移動している放射線の強度と移相とを検出する。その移相は組織の属性に、即ち吸収性や分散性に依存する。低周波数に対しては、その移相は（（１−ｇ）μｓ／μａ）1/2と比例して、そして高周波数に対しては１／μａと比例する。所望の侵入深度を得るために、主発振機２２と局所発振機２６との両方に適当な周波数が選択されるが；レーザーダイオードの位相関係は維持される。
異なるタイプのフェーズドアレイが異なる人体の器官の、例えば、人間の頭部または胸部の最適検査や撮像のために設計される。例えば、頭がいキャップに取り付けられる光ファイバーの位置により限定される光入力ポートや光検出ポートのモザイクが使用されるかも知れない。正規化写像がＸ線技術をも用いて展開されるかも知れない。異なる生理学的構造のコントラスト分類はその視覚化と方位測定とを支援する。信号の振幅と位相とは精密オシロスコープ上で監視できる。ほぼ知られた位置の固定目標物を過ぎてフェーズドアレイを走査するために、探針位置確認作業におけるように、入力および出力ポートの場所はその目標物を過ぎて走査され、そして最大移相の位置が一次元で記録されるが；二次元や三次元での検出も同様に実行できる。
走査の好適モードにおいて、ソースの列は図８Ａに示されるように、１８０度離れて整相される。Ｓ２、Ｓ２ソースから、Ｓ３、Ｓ４ソースまで、光量子密度波の鋭い１８０度の相転移、光量子密度の大きな勾配が在る。従って、放射フィールドは、ヌル振幅とｙ−ｚ面に対応する、即ち検出器に垂直に１８０度の相転移とを与える。もし多数の同様に整相されたソースが使用されるならば、その相転移は一層鋭くなる。その列は、図８Ｂと８Ｃに示されるように、列の各側部に均一な光量子密度パターンを生成する。もし吸収目標物が拡散光波のこの指向性フィールド内位置するならば、光量子密度における不均衡が測定される。隠れた目標物の検出は図８Ａの実験的送信機／受信機システムを解析することにより達成される。
入出力ポートシステムの移動により達成される機械的走査に加えて、電子走査が図２の多ソースと多検出機システムを用いて実行可能である。図２Ｂに示されるように、五つのソースの列に対して、振幅変調された光を放射する逆相ソース間の１８０度の位相差のために結果として生じる移動フィールド内で１８０度の相転移が在る。１８０度の相転移の面は、ソース上の０度と１８０度の位相の分配を適切に変更することにより平行に移動させることが出来る。これはソースの位相を１８０度だけ引き続き切り換えることにより実行される。各々の場合において、この面に位置する検出ポートはそのデータを収集するために使用される。そのソースが１８０度だけ電子的に切り換えられると、検出列もまた一方の検出ポートから他のポートへと電子的に切り換えることが出来る。受信光ファイバーからの信号は一つの共有されたＰＭＴ検出機に結合される。但し、そのシステムもまた幾つかの検出機を含む。図１または１Ａのシステムが使用されるならば、電子ソース走査は検出ポートの同期機械的運動と結合させることが出来る。
一般に、本発明は、光量子密度勾配は検出の分解能を増すので、移動フィールド内で作られた光量子密度勾配を利用する。当業者には既知のように、導入された波動の干渉効果により形成される光量子密度勾配は、ソースの適当な整相によるだけでなく、個々のソースの放射される強度や、他の不均衡を作ったり、ソースを適当に間隔をとって配置することなどの他の方法によっても作ることが出来る。その不均衡は一方のソースの振幅を他に関して変調することにより達成されるかも知れない；これは対応する方向にヌルを変位させる。更に、導入された信号は周波数または選択された位相により符号化できる。
図８Ａは図１の入力ポート１１から１７と検出ポート１９との配置を示す。上述のように、１８を通じての各レーザーダイオード１２の光は２００ＭＨｚの周波数において変調された強度である。強度変調された放射線の波長は
λ＝（４πｃ／３ｆμｇｎ）1/2
であり、ここでｆは２００ＭＨｚの変調周波数、μｇは屈折率ｎのＩｎｔｒａｌｉｐｉｄ溶液内で約１０ｃｍ-1である分散係数、そしてｃは３ｘ１０8ｃｍ／ｓである。従って、予想される波長は、約７ｃｍである。入力ポートＳ１、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４は３．５ｃｍ離れて設定され、そしてプッシュプル変成器を用いて１８０度だけ逆相される。逆相列はヌル検出に対する破壊的干渉を利用するように選ばれた光量子密度の大きな勾配を作る。７５４ｎｍの光を放出するレーザーダイオードは主発振機２を用いて２００ＭＨｚで強度変調され、そして局所発振機２６はＰＭＴ検出器２４のダイノード変調を実行するために２００．０２５ＭＨｚで動作する。検出ポート１９のｘ方向走査（図８Ａ）の検出された強度と移相とは図８Ｂと８Ｃとに各々プロットされる。予想されるように、その強度は、その位相が１８０度変るソースＳ２とＳ３間で鋭い最小値を有する。最大値の半分のピーク巾は約２ｃｍである。検出ポートのｘ方向走査に加えて、検出ポートはｙ方向でも走査された、ここで予想されるように、何の変化も観察されなかった。
図９Ａにおいて、異なる直径の円筒状目標物ｄは、前述のフェーズドアレイを用いて走査された。その目標物はｘ軸から２．５ｃｍ変位した線形列の中間に置かれた。検出ポートはｘ軸上に置かれ、そして各対象物は２．５ｃｍのｙ変位でｘ軸に平行に移動された。異なる場所で検出された強度と移相とは図９Ｂと９Ｃとに各々プロットされる。各移動する目標物の強度パターンは、ｘ軸に沿っての走査中に走査される目標物がｘ＝０、ｙ＝２．５のポイントに位置した時、二つの最大値と一つの最小値とを有する。このポイントにおいて、大きな位相変化が、図９Ｃに示されるように、検出される。位相検出は限局化された吸収体の本来的により大きな分解能を有する；０．８ｍｍ程度の大きさの隠れた目標物が検出できる。
隠れた目標物の異なる吸収性のためその応答が、図９Ａの４素子フェーズドアレイで走査された異なる吸収係数の５ｍｍシリンダーを用いて調べられた。検出された位相変化は図９Ｄに示される。５ｍｍのブラックロッドはその高吸収性のため最大の位相変化を示す、そして吸収係数μａ＝２００ｃｍ-1を有するカルジオグリーン３．５ｍｇ／ｌで満たされたシリンダーは最小の位相変化を示す。隠れた目標物の走査において、これらの実験はソース検出器システムを機械的に変位させることか、または対象物を電子的に走査することに相当する。
異なる直径の二つの目標物の走査が図１０Ａに示される。異なる直径の二つのシリンダーはｘ軸上に位置した四素子フェーズドアレイを横切って走査される。その検出ポートはｙ＝５ｃｍに位置する。図１０Ｂにおいて、検出された位相変化がこれらの目標物の変位に対してプロットされる。曲線Ａは３ｃｍ離れて配置された直径５ｍｍと１０ｍｍの二つのシリンダーの位相変化を表す。曲線Ｂは５ｍｍシリンダーの代りに１６ｍｍシリンダーを用いて測定された。この場合、二つのシリンダーの分離は小さいので、位相検出器は二つの目標物を分解できない。
結果として生じるビームの主突出部がより鋭利となり、光量子密度の勾配がより大きくなるので、撮像分解能はフェーズドアレイの素子数を増すことにより増加される。異なる素子数と異なる形状のフェーズドアレイが異なる器官を撮像するために使用される。例えば、腫瘍の撮像において、ほぼ線形形状を有する図８Ａの四素子フェーズドアレイが脳部の撮像のために使用できる。他方、長方形或は、円形フェーズドアレイが胸部内の隠れた腫瘍の撮像のために使用される。変調周波数と素子の間隔を設けることとは各々の場合において適正な集束を得るために調整される。
一般に、撮像システムは上述の原理から起こる操作の次のモードを用いて動作する。操作の最初のモードにおいて、一連の零整相、適切に一定の間隔をとって配置されたソースは光量子拡散波を作る。選択された波長に感応する一つ以上の検出器は移動波の位相と振幅とを検出する。個々のソースと検出器は符号化されて、そして選択された検出に従って起動されて、コード構成を表示する。操作の第二モードは、互いに関して０度と１８０度において整相された一連のソース（或は十分な感度を与えるいかなる他のオフセット位相）を用いる。列のヌルポイントに設定された検出器はヌルポイントにおける位相の変化を検出する。各検出器は選択された波長へのその感度を制限するために干渉フィルターを用いるかも知れない。操作の第三モードは更に、相転移を検出するだけでなく、ヌル振幅をもまた検出することにより第二モードを補完するかも知れない。隠れた目標物が０度−１８０度信号の中心線面に位置する時、最高感度の検出が達成される。目標物が両信号を用いて突き止められる、そしてそれらの適切な全体または派生するものがそのシステムの分解能を強化するために使用される。その表示はまた、幾つかの波長からの情報を利用する、例えば、７５０ｎｍと８５０ｎｍのソースが使用される時、その信号差はヘモグロビン酸素付加についての情報や血液濃度についての合計を提供する。内因性または外因性の組織色素に感応する他の波長が使用されても良い。同じソース列が操作の三つのモード全てにおいて動作するように設計されても良い。コンピューター監視システムは最適感度のための操作の適切なモードを選択する。
図１１において、単波長位置確認システム８３は、四個のレーザーソース８７から組織８に選択された波長の光放射線を導く円錐状スキャナー８５を採用する。導入されたパターンの関係は、結果として生じる導入放射パターンが検査空間内で円錐状走査を形成するように選択される。列８７の動作原理は図２Ａ、２Ｂ、２Ｃと関連して説明された。発振器６２は変調器９０ａと９０ｂに導入される２００．０２５ＭＨｚ駆動信号９１を発生する。更に、駆動信号の位相は変調器９０ｂ内の駆動信号の位相に関して変調器９０ａにおいて９０度だけずらされ、そしてその位相信号は６０Ｈｚで経時変動する。各直角位相信号（９２、９３）はスプリッタ８９ａと８９ｂで分割されて、同相および逆相駆動信号を形成する。四つの駆動信号は列８７のラベル付けされたＮ、Ｓ、Ｗ、Ｅのレーザーダイオードを駆動する。従って、列８７は信号円錐の中央での鋭い位相変化を含む走査円錐状信号（８８）を発生する。列８７は７８０ｎｍレーザーダイオードを有するが、組織構成要素に対する高感度のために選択された他の波長が採用されても良い。更に、多波長列もまた使用できる。
導入された拡散光量子密度波は組織８内を移動し、そしてＰＭＴ検出器７５に接続された光ファイバーの光ポート８６で検出される。上述のように、検出された放射線は２００ＭＨｚ基準信号を用いてヘテロダイン処理され、そして対応する２５ＫＨｚ信号は振幅検出器９６と位相検出器７９とに結合される。位相検出器７９は導入されて、検出された放射パターン間の移相を測定する。位相検出器の出力は、Ｎ、Ｓ、Ｗ、Ｅレーザーソースに対応する位置確認信号を生成するために６０Ｈｚ信号９２と９３とを関連させる。位置確認信号はオシロスコープを用いて監視されても良い。
ポート８６が放射円錐８８の場所に関して対称的に配置され、そして何のフィールド摂動も無い（即ち、隠れた目標物９が無い）時、そのオシロスコープは円形のパターンを表示する。円錐８８とポート８６との同配置において、もし隠れた目標物９が放射フィールド内に位置するならば、オシロスコープのパターンはもはや対称的ではなくなる、例えば、その円形パターンは楕円形に変るかも知れない。最大感度に対しては、検出ポート８６は組織８の周りを機械的に走査し、そして走査円錐状信号上にロックされるので、そのポート８６は常に円錐８８の中心を指示する、即ち、ポート８６はヌル場所にある。
図１１Ａにおいて、位相変調撮像システム１００はレーザーソース１０４に接続された二次元フェーズドアレイ送信機１０２を含む。電子構成１２０は、レーザーソース１０４を駆動し、そして基準信号を検出システムへも提供する。光検出器１５０はＰＭＴ検出器１５６に接続された比較的大面積の光ファイバー１５４により限定された光入力ポート１５２を含む。
フェーズドアレイ送信機１０２は、一組の光ファイバー（図１１に示めされない）によりａとｂとで各々ラベル付けされた７５４ｎｍと８１６ｎｍレーザーダイオードを含むレーザーソース１０４に接続された入力ポートの水平列１０６と垂直列１１２とを含む。水平列１０６のダイオード１０７、１０８、１０９、１１０はプッシュプル変成器１２２により駆動され、そして垂直列１１２のダイオード１０３、１１４、１１５、１１６はプッシュプル変成器１２４により駆動される。システムの分解能は更にソースを追加することにより増やされるかも知れない。
水平ソースは、２００．０２５ＭＨｚ発振機１２４と６０Ｈｚのノコギリ波状信号を発生する水平ＴＶ走査駆動１２８とにより発生された約２００．０２５ＭＨｚの周波数で強度変調される。位相検出器１６２に供給された２５ＫＨｚの水平基準信号１２７は、発振機１２４からの２００．０２５ＭＨｚ信号と発振機１２１からの２００ＭＨｚ信号とを混合することにより混合器１２６内で生成される。垂直ソースは、２００．２ＭＨｚ発振機１３４と１ＫＨｚのノコギリ波状信号１３９を発生する垂直ＴＶ走査駆動１３８とにより発生された約２００．２ＭＨｚの周波数で強度変調される。位相検出器１６４に供給された２００ＫＨｚの水平基準信号１３７は、発振機１３４からの２００．２ＭＨｚ信号と発振機１２１からの２００ＭＨｚ信号とを混合することにより混合器１３６内で生成される。
チョッパにより６０Ｈｚで交互にされる、７５４ｎｍまたは８１６ｎｍの何れかの放出された光は、上述のように検査される組織内を移動し、そして入力ポート１５２において検出される。検出された光は、発振機１２１から基準２００ＭＨｚ信号を受信するＰＭＴ検出器１５６においてヘテロダイン処理される。それで検出信号は、フィルター１５８と１６０を用いて２５ＫＨｚと２００ＫＨｚにおいて各々濾波される。２５ＫＨｚと２００ＫＨｚの基準信号を各々受信する位相検出器１６２と１６４は、導入光に関する検出光の移相を各周波数において決定する。
上述のように、移動する光量子の移相と関連した光路長はその組織属性を直接的に反映する。システム１００は、各列からの放出光は僅かに異なる周波数で変調されるので、水平列１０６と垂直列１１２から放出された光の移相の差を識別できる。
送信機列１０２は検査される組織の形状と隠れた目標物の可能な場所とを反映するように設計される。列１０２により目標にされた図１１の隠れた目標物Ａ、Ｂ、Ｃは分散媒体内で３から４ｃｍである。従って、列１０２は、約１ｃｍの間隔を開けて、そして中心から等距離に配置された入力ポートを有する。検出ポート１５２は送信機１０２から約７−１０ｃｍのところに配置され、そして列１０２の全導入フィールドと相互関連して機械的に走査されても良い。
ＰＭＴ検出器１５６は水平と垂直の列からの信号を受信する。波形の変調オフセット垂直周波数は、垂直走査の反復性は水平走査の反復性よりも高いので、水平波形の高さの約１０倍である。ほぼ同周波数差が水平および垂直ＴＶ走査に対して使用される。位相検出器１６２または１６４からの出力は、水平軸と垂直軸とに沿って検出される時の位相値を表す。限局化された吸収または分散目標物（例えば、腫瘍、局所出血）は「共振曲線」型応答を引き起こす。各信号に対して検出された移相は、その変化を「鋭く」して、分解能を増すために微分される（１６６と１６８）。水平および垂直出力は加算係数器１７０で加算されて、５００ラインＴＶディスプレー１８０のビデオ入力に結合される。そのディスプレーはグレースケール、または疑似カラースケールで等級分けにされても良い。上述の一次元的実験で達成された分解能は更に改善できる、そしてそのＳＮ比は走査されたデータのコンピューター記憶装置を採用する、多数の走査を統合する、そしてコントラスト強調アルゴリズムを使用することとにより強化される。択一的に、「低速走査」ＴＶが位相検出器の出力の狭帯域で使用されても良い。
システム１００は、２５ＫＨｚと２００ＫＨｚの周波数において検出された放射線の振幅を検出する振幅検出器１５７をも含むかも知れない検出された振幅信号は移相信号と同じ方法で操作されて、ディスプレー１８０に送られる。振幅信号と位相信号との両方を使用すると、像の分解能を改善する。
図１１Ｂは、図１１Ａのシステム１００で使用されたものと同様の技術を採用する低周波撮像システム１９０を図式的に示す。ソース列１９２は組織１９５内で広がる拡散した波を放出して、検出器２００により検出される。隠れた目標物が拡散波のヌルライン上に位置する時に、最高分解能が達成される。そのシステムは約５０ＭＨｚにおいて動作し、レーザーダイオードの代りにＬＥＤｓを、そしてＰＭＴ検出器の代りにＳｉダイオードを使用する。発振機２０２と２０４は、互いに関して１８０度ずらした二つの強度変調された電圧信号を提供する位相スプリッタ２０６と２０８とを各々駆動する。０度と１８０度の信号は、同時に一波長のソースを動作させるためにスイッチ２１０と２１２とにより多重化される７０ｎｍおよび８５０ｎｍのＬＥＤソースを駆動する。変調された拡散波は波長特定干渉フィルターを含むＳｉダイオードにより検出され、そして検出器信号は、混合器２２６と２２８を用いて各々５０ＭＨｚと５０．０１ＭＨｚの周波数から２０ＫＨｚの周波数に変換される。２０ＫＨｚで動作する位相検出器２３０と２３２は検出された信号の移相を決定する。移相信号の振幅信号との両方ともディスプレーユニット２４０上に隠れた吸収体を映すために使われる。
二次元の送信機および受信機列が図１２Ａに示される。入力ポートの間隔は、操作の周波数、隠れた目標物の予想される場所、そして検査される器官の形状とにより変更できる。図１２Ｂは電子的にオンに出来る二次元の送信機と受信機の列２５０と２５５を利用する撮像システムを図式的に示す。主発振機２６２とレーザー駆動装置２６０は一対の同相および逆相レーザーダイオード、例えば、Ｙ列とＺ列の第一および第三ダイオードを駆動する。一組の電子スイッチは１０ｍｓｅｃ毎にレーザーダイオードの異なる組に接続するために使用される。一組の光ファイバー検出された光をＰＭＴ検出器２６４に送信し、そしてそれはまた局所発振機２６６からの基準２００．０２５ＭＨｚ信号をも受信する。
ヘテロダイン処理された結果として生じる信号は、検出された放射線の移相を測定する位相検出器２７２に送られる。測定された移相は、電子スイッチ２６３と同じ１０ｍｓｅｃ時間ベースを有するＣＲＴディスプレー２７６上で検出された変化を強化するために更に操作される。微分回路２７４は移相信号の導関数をとる；これは図８ｃ、９ｃ、９ｄに示される移相の交差を強める。
交代的形態
上述の指向性検出に加えて、本発明は平均移動行路長を計算するために構成された撮像システムを想定する。図４において、そのようなシステムにおいて、発振機６０からの駆動信号はスイッチ６１ａ、．．．、６１ｎを用いて選択されたレーザーダイオード６４ａ、．．．、６４ｎ、または６６ａ、．．．、６６ｎに導入される。各々のレーザーダイオードの強度変調された放射線は正確に限定された位置に配置された入力ポートにおける組織７０に結合される。他の位置に配置された検出ポートは組織１０内で移動している放射線を検出する。検出された信号はＰＭＴ検出器７４で直接的にヘテロダイン混合される。これらの信号は位相検出器に送られる、ここで検出された放射線の位相と強度とが測定される。そのシステムは、同時に動作する幾つかのＰＭＴ検出器と位相検出器（一組の検出器しか図４に示されない）を含むかも知れない、または一つの検出器が組織７０の表面を走査する。検出されたヘテロダイン信号の移相と強度は、前記の分散されて、吸収された放射線がそれを通じて移動した組織に依存する。
組織特性は検出された移相と強度値からと、そして既知入力ポートと検出ポート配列とから決定される。測定された平均行路長＜Ｌ＞もまた決定される。検出された移相は、低周波近似値θ＝２πｆ＜Ｌ＞ｎ／ｃを用いることにより実行移動行路長＜Ｌ＞に変換される、ここでｆは変調周波数、ｃは光速（３ｘ１０8ｃｍ／ｓ）であり、そしてｎは媒体の屈折率である。
移動行路長を検出することによる撮像を例示するために、我々は強く吸収する目標物、半径Ｒの完全吸収体（μａ→∞）を有する組織内での光量子移動の例を使用する。図５Ａ、５Ｂ、５Ｃにおいて、行路長の分布は、距離ρを隔てて、そして半無限の強く吸収する媒体である検査される組織の外部に配置されたポイント検出器ＤとソースＳ間に存在する光フィールドを定義する。図５Ａに示されるように、そのフィールドから無限遠で、完全吸収体は、ソースＳにより放出され、そして検出器Ｄにより検出された光量子のバナナ状の光フィールドを変更しない。目標物が光フィールド内に入ると（図５Ｂ）、ＤとＳから最遠距離に移動している光量子は半径Ｒの完全吸収体内部での吸収プロセスにより排除される。最長行路長を進む光量子は吸収されるので、目標物の接近が行路長の分布を縮める、或は択一的に、平均行路長＜Ｌ＞を縮める。その目標物が接近し、そして光フィールドが目標物を取り囲むと（図５Ｃ）、検出された光量子の幾つかは目標物の「周り」を運動していた、それは行路長の分布を長くした時に検出される。従って、平均行路長測定は組織（例えば、腫瘍、または局所出血）の強く吸収する要素の場所を明らかにすることができる。
この行路長演算アプローチは、大抵の場合かなりの演算的能力を必要とするのだけれども、それは位置確認作業において有用な情報を与え、そして上述の指向性アプローチに対して有用な補足を提供することが出来る。
図１１に示される他の好ましい態様において、低周波画像化システム１００は可視又は赤外波長の電磁放射のための２つの光源１０２及び１０４（例えばタングステンランプやＬＥＤ）を含む。光源１０２及び１０４は、被験組織８内に零位面（null plane）１０５を定める既知強度の放射を、それぞれ入射位置１０１及び１０３で当該組織８内に導入する。検出器１０６に光学的に接続された検出口は零位面１０５の検出位置１０７にある。検出器１０６は入射位置１０１及び１０３から検出位置１０７まで到達した放射を順次検出する。検出器１０６に接続された検出回路１１０は２つの検出信号１０８を順に受け取るが、その第１のものは第１の入射位置１０１から検出位置１０７まで到達した放射に対応し、第２のものは第２の入射位置１０３から検出位置１０７まで到達した放射に対応する。検出回路１１０はサンプル及びホールド回路と減法回路とを含み、第２検出信号から第１検出信号を減ずるように構成される。プロセッサ１２０が全体の動作を統括し、検出回路１１０から差信号１１９を受け取り、強度コントローラ１３０の動作を管理し、画像化データをディスプレイ１４０に送る。
強度コントローラ１３０は各光源からの放射のタイミングと強度を制御する。放射強度が等しい場合には、零位面１０５は光源１０２及び１０４から生成される２つの光学場パターンの中央に位置する。検出器１０６は零位面上又は零位面に対して既知の位置にある。
図１１Ａに関しては、検出回路１１０はダイオード検出器１０６から検出信号１０８を受け取る。この回路はバックグラウンド光、演算増幅器のＤＣオフセット、ホトダイオードの暗電流、個々のコンポーネントの出力に対する温度の影響、及び環境の変化による変動を包含する暗電流／ノイズを補正することができる。この回路はまた、第２の検出信号から第１の検出信号を減ずることもできる。
上記システムは２回のサイクルでデータを獲得し、各サイクルは内部発信器によって同期された４つのステップを有する。第１サイクルにおいては、光源をオフにした状態で第１ステップを行い、入射位置１０１から検出位置１０７まで到達した光を検出する。この出力は積分器１１２ｃに送られ、積分キャパシタ１１３ｃが暗位電圧にチャージされる。第２ステップでは、第１の光源をオンにする。検出光の強度に対応する前置増幅器の出力は積分器１１２ｃに送られ、第１ステップでのチャージ電流の極性とは逆の極性の電流でキャパシタ１１３ｃがチャージされる。これはスイッチＡ及びＢのオン／オフを適当に組み合わせることによって行うことができる。キャパシタ１１３ｃの電圧は変化し、このステップの終了時には全信号から暗位ノイズ信号を減じたものを表す値になる。第３ステップでは、スイッチＡ及びＢはともにオフにされ、正単位利得及び負単位利得いずれの演算増幅器（１１２ａ及び１１２ｂ）への接続も切られる。次いで積分器１１２ｃの出力が、スイッチＣを介して、ローパスフィルタとしても働く積分器１１２ｄを有するホールド回路に移される。この出力がバックグラウンドノイズについて補正された第１の検出信号になる。第４ステップでは、スイッチＡ、Ｂ及びＣが開かれスイッチＤが閉じられることにより、キャパシタ１１３ｃは４７Ｋ抵抗器を通してディスチャージされる。この時点で、積分器１１２ｃの回路は零にリセットされ、第２検出サイクルの第１ステップへの準備が整う。
第２検出サイクルは同様に４つのステップで行われるが、第１の光源（Ｌ１）に代えて第２の光源（Ｌ２）を用いられる。バックグラウンドノイズについて補正された第２の検出信号が得られた後、２つの検出信号はモジュール１１０Ｂの中で減法演算され、差信号１１９がプロセッサ１２０に送られる。
分光光度計１００は２つの等価な配置が可能である。図１１に示される第１の配置では、２つの光源１０２及び１０４（又は２つの入射口に光学的に結合した１つの光源）と零位面１０５上に位置する検出口１０７を備えた１つの検出器１０６とが含まれる。第２の配置では、１つの光源と２つの検出器とが含まれる。この光源は２つの検出器（又は２つの検出口に光学的に結合した１つの検出器）の位置によって定まる零位面上に位置する入射口に光学的に結合している。実質的に「均一」な組織（即ち通常組織）の場合、あるいは腫瘍が零位面に対称的に位置する場合は、検出器は対称な信号を検出する。そうでない場合には、通常組織とは異なる散乱ないし吸収特性を有する腫瘍によって起こされる光学場の変化のため、検出器は非対称な信号を検出することになる。
光源−検出器の幾何学的配置は、図１１に示されるような透過型配置でもよいし、図１４Ａに示されるような反射型配置でもよい。反射型配置による別の光源−検出器プローブが国際公開ＷＯ９２／２０２７３号（１９９２年５月１８日出願）に開示される。この文献は本明細書で十分に開示されたものとしてここに引用する。
ある大きさをもった組織を調べるために、本システムでは零位面の位置を被験組織全体にわたって掃引することができ、それには放出される放射強度の相対値を変えればよい。検出器１０６（一連の検出器を含むものであってもよい）はやはり零位面上又は零位面に対して既知の位置にある。あるいは上記零位面の掃引は、入射口及び検出口を別の位置に移動するか、又はミラーの向きを変えることによって導入された光を組織表面全体にわたって走査することにより、達成することができる。
図１２及び１３は、二次元に配列した光源を用いた低周波画像化システムの別の態様を示す。図１２では、画像化システム１４０は４つの光源（Ｗ、Ｎ、Ｅ及びＳと表示）を有し、それらはタイミング線図１５０に示されるようにオン／オフされる。このシステムは零位面に対して相対的に位置づけられる２つの異なる検出器１５２及び１５４を擁し、これらはそれぞれ光源１４４と１４８及び光源１４２と１４６に対応して異なる信号１１９及び１１９ａを生成する。図１３では、画像化システム１５０は二次元２波長配列を採用する。このシステムは図１１及び１２の画像化システムについて記載したのと同様な原理に基づいて動作する。
システムの解像度を上げるために、導入される放射に感受性のある外因性のピグメント（光感受性の造影剤）を、例えば注射により被検組織に入れることができる。そのときは当該画像化システムは入れたピグメント（被検組織中の腫瘍に優先的に吸収されるものであってもよい）に感受される波長の放射を用いる。あるいは画像化システムは、被検組織に内因性のピグメントに感受される波長の放射を用いる。
図１４及び１４Ａは、胸部組織の画像化用に構築された走査システム１６０を示す。走査システム１６０は図１、２又は３の分光システム、又は図１１、１２又は１３の分光システムを採用することができる。走査システム１６０は光結合器１６２を含み、これは球形又は円筒形であることができ、光媒質１６４で満たされる。光結合器１６２は胸壁近くの胸部を覆う位置にある。米国特許第５，４０２，７７８号（本明細書に引用する）に記載されるように、媒質１６４の光学的特性、圧力及び体積は、一組のチューブで結合器につながった外部システムで制御するようにしてもよい。その光学的マッチング流体（例えば２倍に希釈したＪ＆Ｊベビーローション）は柔軟で光学的に透明なバリヤ内に含まれる。結合器１６２の内壁は、可視又は近赤外範囲の光をマッチング流体側に反射して光子が組織表面から逃げるのを防止する膜でコートすることができる。光結合器は種々の大きさであることができ、また胸部表面と上記内壁とが選ばれた距離を持つように調整された体積を有することができる。なお、好ましい距離は約１ｃｍであるが、非常に小さい組織の場合は半無限の境界条件を達成するためにより大きい距離が好ましい。従ってこの結合器はまた、小さなサイズの胸部の検査、あるいは胸部組織の外科的除去の後の検査にも有効である。結合器１６２を設置した後で媒質１６４の体積を調整し、バリヤが検査する胸部のまわりににうまくフィットするようにする。あるいは光媒質は、柔軟な固体、例えば散乱剤として金属もしくは酸化物球状粒子や絹状ガラスビーズを含む吸収ゲル、又は適当なプラスチック材料である。
図１４Ａは、両胸部の同時走査のための一組の結合器１６２Ａ及び１６２Ｂを示す。それぞれの結合器には光源−検出器プローブ（１６８Ａ、１６８Ｂ、１６８Ｃ、１６８Ｄ、１６９Ａ、１６９Ｂ、１６９Ｃ、１６８Ｄ）が付属し、それらは１以上の上記光源又は検出器を含んでいる。これらのプローブはレール１７０の上を移動可能である。自動定位システムにおいては、各プローブはコントローラによって走査されるサーボモータ（ステップモータ）につながっている。用いる分光システムによっては、ファイバ１７２を用いて検出口１７４で被検組織中を進んできた放射を捉え、それを検出器に結合させてもよい。あるいは、ファイバ１７２を用いて入射口１７４で放射を被検組織に結合させてもよい。
電子光学走査においては、コンピュータコントローラが送信部と受信部の選ばれた組合せに対応してプローブの位置を維持する。走査は１つの胸について行うか、あるいは反対側の胸についても同時並行的に行う。同時走査の感度は差信号を測定することによって向上する。コンピュータは検出した信号又は差信号を三次元座標系に表示する。解像度を向上させるために、腫瘍に優先的に蓄積される造影剤（例えばカーディオグリーン又はインドシアニングリーン）を静脈内に注射してもよい。数回の走査を行って減衰の時間依存性を観測し、異常が懸念される位置を特定する。システムはまた、米国特許第５，４０２，７７８号（本明細書に引用する）にあるように、懸念される異常部の散乱係数及び吸収係数を計算することもできる。
走査は、国際出願ＷＯ９５／０２９８７号（ＰＣＴ／ＵＳ９４／０７９８４、１９９４年７月１５日出願）に記載されるように、針局在定位法、Ｘ線マモグラフィ又はＭＲＩ走査と併用してもよい。
本発明は、可視または赤外線を用いた生物学的組織の検査や撮像に関する。
伝統的に、潜在的に有害な電離放射線（例えば、Ｘ線またはγ線）が、生物学的組織を撮像するために使用されてきた。この放射線は真っ直ぐ、弾道的軌道で組織内に広まる、即ちその放射線の分散は無視できる程度である。従って、撮像は異なる組織タイプの吸収レベルの評価に基づく。例えば、レントゲン写真においては、Ｘ線フィルムは明暗点を含む。コンピュータ化された断層放射線写真（ＣＴ）などの、より複雑なシステムにおいては、人体器官の横断面像が異なる角度での人体の断面を通じてＸ線放射を伝達させ、そしてＸ線伝達の変化を電子的に検出することにより創られる。検出された強度情報は、一枚の横断面に位置する複数の点で組織のＸ線吸収を再構築するコンピュータ内にデジタル的に記憶される。
近赤外線は（ＮＩＲ）は、組織（例えば、脳、指、または耳朶）内の酸素代謝を非侵襲的に研究するために使用された。医学的撮像のために可視のＮＩＲや赤外線（ＩＲ）を用いると、幾つかの効果をもたらす。ＮＩＲまたはＩＲ範囲において、腫瘍と組織との間のコントラスト要因はＸ線範囲におけるよりももっと大きい。更に、ＩＲ放射線が目に見えることが、Ｘ線放射線よりも望まれる、それは非電離であるので、潜在的にほとんど副作用を引き起こさないからである。但し、可視または赤外線などの低エネルギー放射線では、その放射線が強く分散され、そして生物学的組織内に吸収され、そしてその移動行路は、横断面撮像技術の一定の局面を適用出来なくして、直線で近似され得ない。
最近、ＮＩＲ撮像へのあるアプローチが提案されている。Ｏｄａ氏外によるＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４３１、ｐ２８４、１９９１年での「Ｎｏｎ−Ｉｎｖａｓｉｖｅ Ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ Ｏｘｙｇｅｎａｔｉｏｎ Ｍｏｎｉｔｏｒ ａｎｄ ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｏｆ ＮＩＲ Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔｒｙ（非侵襲性ヘモグロビン酸素投与モニターとＮＩＲ分光測定のコンピュータ断層放射線写真）」で着手された一つのアプローチは、Ｘ線ＣＴでのＸ線の使用に類似した方法でＮＩＲ放射線を用いる。この装置においては、Ｘ線ソースはＮＩＲ範囲の光を発光する三つのレーザーダイオードと置き換えられる。ＮＩＲ−ＣＴは撮像された組織を通じて伝達された三レーザーダイオードの光を検出するために一組の増倍型光電管を用いる。検出されたデータは、検出されたＸ線データが扱われたのと同方法でオリジナルのＸ線ＣＴスキャナーシステムのコンピュータで操作される。
異なるアプローチが、Ｓ．Ｒ．Ａｒｒｉａｄｇｅ氏外によるＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４３１、ｐ２０４、１９９１年、での「Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｉｎｆｒａ−ｒｅｄ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇ、（赤外線吸収撮像のための再構成法）」；Ｆ．Ａ．Ｇｒｕｎｂａｕｍ氏外によるＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４３１、ｐ２３２、１９９１年、での「Ｄｉｆｆｕｓｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（拡散断層撮影法）」、Ｂ．Ｃｈａｎｃｅ氏外による「ＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４３１（１９９１年）、ｐ８４、ｐ１８０、そしてｐ２６４で、そして非電離放射線の分散局面と撮像におけるその重要性を認識した他の人々により提案された。これらの技術のどれも、充分には全ての状況を満たさなかった。
要約すれば、尚も、内因性または外因性色素に敏感な波長の可視またはＩＲ放射線を利用する改良された撮像システムへの必要性が在る。
発明の要約
本発明は、入射口と検出口の間におかれた対象に適用してその分光学的検査を行うためのシステム及び方法に関する。
１つの局面によれば、本発明は、対象となる組織の検査のための分光学的システムであって、組織中を進行する間に散乱及び吸収されるように選択された少なくとも１つの可視又は赤外波長の電磁放射の光源；上記光源に光学的に結合し、被検組織中に零位面を規定する既知強度の上記放射をその組織の選択された入射位置において導入するように構成された少なくとも２つの入射口；上記零位面に対する被検組織の選択された検出位置に定位された検出口；上記検出口に光学的に結合し、被検組織内を進行してきた放射を動作中に検出するように構成された検出器；上記検出器に結合してそれから検出信号を受け取る検出回路（上記検出回路は、いずれもそれに結合したサンプル及び保持回路並びに減法回路を含み、第１の入射口から検出口に進行してきた放射と第２の入射口から検出口に進行してきた放射とを互いに差し引きして処理データを得るように構成される。）；及び上記減法回路に結合してそれから処理データを受け取り、被検組織を評価するように構成されたプロセッサ、を含んでなるシステムに係る。
別の局面によれば、本発明は、対象となる組織の検査のための分光学的システムであって、可視又は赤外波長の電磁放射の光源；上記光源に光学的に結合し、被検組織の選択された入射位置において上記放射を導入するように構成された入射口；被検組織中に零位面を規定する選択された検出位置に対して定位された少なくとも２つの検出口に光学的に結合し、被検組織中を上記検出口まで進行してきた放射を検出するように構成された検出器；サンプル及び保持回路並びに減法回路を含み、上記検出器に結合してそれから検出信号を受け取る検出回路（上記検出回路は、上記入射口からの上記放射の入射と組織内を進行する間に散乱され吸収された放射の上記第１の検出口における検出とを相関させ、検出した放射を第１の検出信号として保存し、上記検出回路はまた、上記入射口からの上記放射の入射と組織内を進行する間に散乱され吸収された放射の上記第２の検出口における検出とを相関させ、検出した放射を第２の検出信号として保存し、上記減法回路は上記検出信号同士を差し引くように構成される。）；及び上記減法回路に結合してそれから処理データを受け取り、被検組織を評価するように構成されたプロセッサ、を含んでなるシステムに係る。
本発明の各種態様には、以下の一以上の付加的特徴が含まれる。
上記分光システムは、第１及び第２の入射口から入射する放射の強度を調整するように構成された強度制御手段を含むことができる。該強度制御手段は零位面を一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引するように強度を調整することができる。
上記分光システムは、検出口を零位面に対応する検出位置に変位させるように構成された定位手段、又は入射口を選択された位置に変位させるように構成された定位手段を含むことが好ましい。
上記分光システムは、第１及び第２の検出口における相対的検出感度を変化させることにより零位面を一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引するように構成される検出器制御手段を含むことが好ましい。
好ましくは減法回路は、サンプル及び保持回路に結合し、検出信号をデジタル化してデジタル検出信号を生成するように構成されたアナログ−デジタル変換器を含み、第１の入射口から検出口まで進行してきた放射に対応するデジタル検出信号と第２の入射口から検出口まで進行してきた放射に対応するデジタル検出信号とを互いに差し引きすることにより処理データを得る。
入射又は検出口は直線的に配列していることが好ましい。入射又は検出口は二次元的に配列していることも好ましい。上記分光システムはまた、プロセッサに結合して該処理データを受け取り、異なる入射及び検出口の組合せに対応する処理データを保存して画像データを生成するように構成された画像プロセッサ、及び画像プロセッサに結合し、被検組織を表す該画像データを表示するように構成されたディスプレイを含むことが好ましい。
上記波長は被検組織の内因性ピグメントに感受されることが好ましい。また上記波長は被検組織の外因性ピグメントに感受されることも好ましい。
別の一般的局面によれば、本発明は、組織の分光学的検査方法であって、組織内を進行する際に散乱及び吸収されるように選択された可視又は赤外波長の電磁放射源を少なくとも１つ設け、この放射源は少なくとも２つの入射口に光学的に結合しており、また検出器に光学的に結合した検出口を設け、この検出器は検出回路につながっており；第１の入射口と第２の入射口を当該対象組織の選ばれた入射位置に対して定位させ；各入射口について組織に導入させる放射の強度を選択し、この選択された放射強度が組織中に零位面を規定し；上記零位面に対応して上記検出口を被検組織の選択された検出位置に対して定位させ、上記入射位置と検出位置とが対象となる一定の被検組織を規定し；上記第１の入射口において第１の強度の放射を組織に導入し；上記検出口において被検組織中を進行してきた上記第１の放射を検出し；上記検出回路内に上記第１の検出放射に対応する第１の検出信号を保存し；上記第２の入射口において第２の強度の放射を組織に導入し；上記検出口において被検組織中を進行してきた上記第２の放射を検出し；上記検出回路内に上記第２の検出放射に対応する第２の検出信号を保存し；上記第２の検出信号から上記第１の検出信号を差し引くことによって処理データを取得し、上記処理データを用いて被検組織を検査する、各工程からなる方法にも係る。
上記分光学的方法は、第１及び第２の放射強度を選択する工程が、零位面を一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引することにより行われる工程、及び検出器を掃引される零位面に対応させて検出位置に定位させることを更に含むことが好ましい。
別の一般的局面によれば、本発明は、組織の分光学的検査方法であって、組織内を進行する際に散乱及び吸収されるように選択された可視又は赤外波長の電磁放射源を設け、この放射源は入射口に光学的に結合しており、また少なくとも１つの検出器に光学的に結合した少なくとも２つの検出口を設け、この検出器は検出回路につながっており；入射口を当該対象組織の選ばれた入射位置に対して定位させ；第１の検出口と第２の検出口を被検組織の選択された検出位置に対して定位させ、上記両位置が対象となる一定の被検組織中に零位面を規定し；上記入射口において選択された強度の放射を組織に導入し；上記第１の検出口において被検組織中を進行してきた放射を検出して上記検出回路内に上記検出放射に対応する第１の検出信号を保存し；上記第２の検出口において被検組織中を進行してきた放射を検出して上記検出回路内に上記検出放射に対応する第２の検出信号を保存し；上記第２の検出信号から上記第１の検出信号を差し引くことによって上記一定の組織の性質に対応する処理データを得る、各工程からなる方法に係る。
検出工程は、該第１及び第２の検出口における相対的検出強度を変化させて該零位面を該一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引することにより行われることが好ましく、またその掃引と同時並行的に該入射口を該掃引される零位面に対応させて該入射位置に定位させることを更に含むこともできる。
本発明の更なる態様は、以下の一以上の付加的特徴を含むことができる。
第１の検出信号及び第２の検出信号は検出回路によりアナログ形式で好ましく保存され差し引かれる。保存工程の前に第１及び第２の検出信号をデジタル形式に変換し、差し引き工程を第１の検出信号及び第２の検出信号についてデジタル回路によりデジタルで行うことも好ましい。
入射口及び検出口をそれぞれ選択された位置に定位させる工程が、被検組織の表面にそれらを定位させることは好ましい。入射口を定位させる工程が、該入射位置にそれらを配向し、それにより被検組織の入射位置で放射が導入できるようにすることを含むことは好ましい。入射口を配向する工程は好ましくは、それらの光学要素を入射位置に向けることを含む。定位工程は好ましくは、零位面及び検出器を一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引することにより行われる。
上記分光学的方法は好ましくは、一定の組織内の一部に残りの領域とは異なる散乱又は吸収特性を示す領域を設定することを含む。この方法は好ましくは、異なる散乱又は吸収特性を示す組織領域を含む被検組織を画像化することを更に含む。この方法はまた好ましくは、処理データ並びに入射口及び検出口の位置関係を利用して被検組織の像を表示することを更に含む。
上記方法は好ましくは、選択された波長が感受される外因性ピグメントを組織に導入する工程を更に含む。この外因性ピグメントは異なる散乱又は吸収特性を示す組織領域に優先的に蓄積されてもよい。外因性ピグメントが選択された波長で照射されたときに蛍光性であり、検出工程がこの蛍光ピグメントの放射波長を優先的に検出するものであってもよい。
一般に、本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象に関する選択された性質を調べるために対象上の選択された位置に設定された複数の入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；及び、入射口から発し対象内を進行する過程において散乱および吸収された導入パターンの相互作用の結果として生ずる実質的な光量子密度勾配を有する放射を生成するために、導入パターンの選択された時間的関係を達成する放射パターンコントローラを含む。このシステムはまた、対象上の選択された位置に設定された検出口において、対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出する検出器；導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、光量子濃度勾配に対する対象の影響を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象に関する選択された性質を調べるために対象上の選択された位置に設定された複数の入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；及び、入射口から発し対象内を進行する過程において散乱および吸収された導入パターンの相互作用の結果として生ずる実質的な光量子密度勾配を有する放射を生成するために、導入パターンの選択された時間的関係を達成する放射パターンコントローラを含む。このシステムはまた、対象上の選択された位置に設定された検出口において、対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出する検出器；対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出するのに用いられる所定の幾何学的パターン上の種々の位置に検出口を移動させる変位手段；導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、光量子濃度勾配に対する対象の影響を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象に関する選択された性質を調べるために対象上の選択された位置に設定された複数の入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；及び、入射口から発し対象内を進行する過程において散乱および吸収された導入パターンの相互作用の結果として生ずる実質的な光量子密度勾配を有する放射を生成するために、導入パターンの選択された時間的関係を達成する放射パターンコントローラを含む。このシステムはまた、対象上の選択された位置に設定された複数の検出口において、対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出する少なくとも１つの検出器；導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、光量子濃度勾配に対する対象の影響を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
本発明のこの局面の好適な態様は、検出口の少なくとも１つを所定の幾何学的パターン上の別の位置に移動し、これを利用して対象の検査を行うための、変位手段を含む。
本発明のこの局面の好適な態様は、光入射口を同期的に回転させることにより所定の幾何学的パターンに沿って放射を導入し、これを利用して対象の一定領域の検査を行うための、回転手段を含む。
本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象に関する選択された性質を調べるために対象上の選択された位置に設定された入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；対象上の選択された位置に設定された複数の検出口において、対象内を進行してきた放射を一定時間にわたって検出する複数の検出器；及び、対象と導入パターンとの相互作用の結果として生ずる光量子密度勾配を観測するように選択された、検出口における一定時間にわたる検出の時間的関係を含む。このシステムはまた、導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、光量子濃度勾配に対する対象の影響を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
本発明の別の局面によれば、分光学的システムは、対象の蛍光要素の位置を調べるために対象上の選択された位置に設定された入射口において、既知の光量子密度経時変化パターンと対象内を進行する間に蛍光要素により散乱および吸収されるように選択された波長を有する非イオン化電磁放射を導入できる少なくとも１つの光源；及び対象上の選択された位置に設定された複数の検出口において、対象内を進行してきた蛍光放射を一定時間にわたって検出する複数の検出器を含む。このシステムはまた、導入された放射に対する検出された放射の信号を処理し、対象の蛍光要素の位置を示す処理データを生成するプロセッサ；及び、処理データと入射及び検出位置とを関係づけることにより対象を検査するプロセッサ（評価手段）を含む。
ある種の好適な態様においては、分光学的システムは、プロセッサに結合してそれから処理データを受け取り、異なる入射口及び検出口の組合せに対応して処理データを保存し、組織領域のデータを含む画像データを生成するように構成された画像プロセッサ；及び画像プロセッサに結合して、上記組織領域を含む検査組織を示す画像データを表示するように構成されたディスプレイを含む。
変位手段が入射口と検出口を所定の幾何学的パターン上の別の位置に同期的に移動させ、これにより対象の検査を行う。
分光学的システムはまた、検査する生物学的組織に内因的又は外因的なピグメントに感受される波長を用いる。
分光学的システムはまた、対象中の当該蛍光要素の位置を定めるのに用いられる。導入される放射の波長は吸収されるように選択され、検出される放射は蛍光要素から放出されてその蛍光要素の位置を定めるために処理される。
生ずる放射の経時変化パターンは、少なくとも１つの方向に急な相変化および放射強度の鋭い極小値が生ずるように選択された位相関係を有する入射口のそれぞれから導入される強度変調放射により形成される。
導入放射パターンの位相関係は１８０度である。導入放射の変調周波数は、対象中の光量子の移動の間に生ずる相転移を解像できる値を有する。
他の特徴及び利点は以下の記載及び請求の範囲から明らかとなろう。
【図面の簡単な説明】
図１、１Ａ、そして１Ｂは本発明による幾つかの入力ポートと一つの検出ポートとを採用する位相変調撮像システムを図式的に示す。
図２は本発明による幾つかの入力ポートと幾つかの検出ポートとを含む位相変調撮像システムのブロック図である。
図２Ａは指向性ビームを放射するフェーズドアレイ送信機を示す。
図２Ｂは本発明による光量子密度勾配の電子走査を達成するために逆位相多素子列の位相の順序配列を示す。
図２Ｃは本発明による光量子密度勾配の円錐状走査のために用いられる四素子逆位相列を示す。
図２Ｄは本発明による撮像システムの入力と出力ポートの配置を示す。
図３と３Ａは本発明による隠れた蛍光を発する目標物の検出のための撮像システムを示す。
図４は二重波長ＰＭＳシステムの交代的形態のブロック図である。
図４Ａは図４の発振回路の略図である。
図４Ｂは図４に示されたＰＭＴヘテロダイン変調及び混合ネットワークの略図である。
図４Ｃは図４に示されたＡＧＣ回路の略図である。
図４Ｄは図４に示された位相検出回路の略図である。
図５Ａ、５Ｂ、そして５Ｃは強吸収成分を含む強分散媒体内で広がる光学フィールドの変化を例示する。
図６は干渉実験で使用されたに素子フェーズドアレイの実験的配置を示す。
図６Ａ、６Ｂ、そして６Ｃは二つの拡散性の波の検出された干渉パターンを示す。
図７は二素子列（曲線Ａ）と、そして単一ソース（曲線Ｂ）とに対して測定された移相を示す。
図８Ａは四素子フェーズドアレイのソースと検出器との実験的配置を示す。
図８Ｂと８Ｃとは図８Ａの四素子列に対して測定された強度と移相とを各々示す。
図９Ａは四素子フェーズドアレイのソース、検出器、そして強く吸収する目標物との実験的配置を示す。
図９Ｂと９Ｃは異なる大きさの吸収目標物を走査する図９Ａの四素子列に対して測定された強度と移相とを各々示す。
図９Ｄは異なる吸収係数の吸収目標物を走査して、図９Ａの四素子列に対して測定された移相を示す。
図１０Ａは四素子フェーズドアレイのソース、検出器、そして二つの強く吸収する目標物との実験的配置である。
図１０Ｂは異なる大きさの二つの吸収目標物を走査して、図１０Ａの四素子列に対して測定された移相を示す。
図１１は、本発明に従う一次元配列された光源を用いる低周波画像化システムを模式的に示す。
図１１Ａは、図１１の低周波画像化システムの回路図を示す。
図１２及び１３は、本発明に従う二次元配列された光源を用いる低周波画像化システムを模式的に示す。
図１４及び１４Ａは胸部組織を画像化するように構成された走査系を示す。
発明を実施するための最良の形態
分散と吸収特質を有する対象物内で移動する放射線の干渉効果に基づく本発明の撮像システム形態が図１、２、そして３に示される。そのシステムは、分散媒体内において、ソースと検出器の列またはその何れかの列により発生そして／または検出される可視またはＩＲ放射線の指向性ビームを効果的に利用する。例えば、ソース列の場合、各ソースは列の選択場所に位置して、強度変調された放射線、望ましくは選択された強度と位相の、レーザーダイオードからコヒーレント放射線を発する。各々のソースのソース場所、強度、そして位相を選択するための基準は、どの時点においても種々のソースからの放射線の干渉効果により生成された十分な光量子密度勾配を有する所望ビームの形状である。光量子密度のこの勾配は限局化されて、指向性を有する。全体として、個々のソースの放射線の干渉によって形成された結果として生じる放射線は、対象物内の選択された方向に移動する。逆位相システムにおいては、ビームの波長は光量子の鋭い限局化変化によって分離された等しい光量子密度のセクションを有する。光量子密度勾配の選択された異なる場所が図２Ｂに示される。
一般に、波面は対象物内の選択された方向に広がり、そして光量子密度の勾配は選択された方向のソース列から延びる一つ以上の面に限局化される。もしその対象物が周囲の環境の物と異なる分散及び吸収特性を有する限局化物を含むならば、その広がる放射フィールドはかき乱される。この摂動は検出され、そしてソース検出器配列から、その摂動目標物が突き止められる。
図１と１Ａにおいて、撮像システムは選択場所における組織内に光を導入するためのレーザーダイオード１２、１４、１８の列を用いる。光入力ポート１１、１３、１５、１７と光出力ポート１９との幾何学的配列は組織の特定部分を検査するために選択される。光入力ポートと検出ポートとの既知配列と、そして導入され、そして検出された放射線の形状とから、コンピューターは検査された組織Ｂ（例えば、頭部或は胸部）の隠れた目標物を突き止めることが出来る。２００ＭＨｚで動作する主発振機２２は、選択波長の光（例えば７６０ｎｍ）を発光するレーザーダイオード１２から１８を励起する。各レーザーダイオードからの光は設置された光ファイバーを通じて対象物上に位置した各々の入力ポートに導かれる。検出器２４は検査される組織を通じて移動した光を検出する。望ましくは、検出器２４は高利得を確保するために約９００Ｖを出力する高電圧供給装置により電力供給される増倍型光電管（例えば、Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｒ９２８）を含む。便利なオフセット周波数（例えば、２５ＫＨｚ）で動作する局部発振機２６は信号を混合器２８に、そして基準信号を検出器２４に送る。故に、検出器２４からの出力波形２５は、検出されたものと、基準周波数との差に等しい搬送周波数にある、即ち２５ＫＨｚとなる。
検出器２４（例えば、ＰＭＴ Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｒ９２８またはＨａｍａｍａｔｓｕ Ｒ１６４５ｕ）は、対象物を通じて移動している分散されて、吸収された光を検出する。検出ポート１９は入力ポートの場所から数センチメートル離間して位置している。ＰＭＴ検出器は導光ファイバーにより対象物に接続されるか、または択一的に、対象物上に直接的に設置されるかも知れない。１０8Ｈｚ程度の周波数の信号を測定するための最も費用効率の高い検出器はＨａｍａｍａｔｓｕ Ｒ９２８で有ることが分かった。但し、Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｒ１６４５ｕの方が、その高精度のためにより好ましい。検出器２４のＰＭＴの第二ダイノードは２００．０２５ＭＨｚ信号２７により変調されるので、２５ＫＨｚヘテロダイン信号２５が位相検出器３０により受信される。位相検出器３０はまた混合器２８からの基準信号２９をも受信する。もし位相検出器３０がロックイン増幅器であるならば、その出力信号は検出された信号の移相と強度となる。検出された光の移相と強度の両方とも対象物（例えば、脳組織）内の光量子の移動行路を特徴付ける。
択一的に、搬送周波数、例えば２００ＭＨｚで動作する広帯域音響光学変調器に接続された同調可能色素レーザーまたは他のレーザーソースがそのレーザーダイオードの代りに使用されることも可能である。音響光学変調器は選択された搬送周波数においてレーザーにより放出された光の強度を変調する。
本発明はまた、同時に数本の光ファイバーの一端に照射するコヒーレント光の一つのソースのみを使用することを想定する。各ファイバーの他端は選択された入力ポートの場所における対象物上に位置している。このソースは、選択された時間で変動するパターンの光を放射する。各々のファイバーによって運ばれた光の位相関係と強度は遅延時間（例えば異なるファイバー長）を作ることにより、そして各ファイバーに異なる量の光を結合することにより変化する。
図１Ｂはオフセット周波数を用いて伝送された光を符号化するように更に適応された図１の撮像システムを図式的に示す。発振機２２ａ、２２ｂ、２２ｃ、２２ｄは各々周波数３０．０２５ＭＨｚ、３０．０３５ＭＨｚ、３０．０４５ＭＨｚ、３０．０５５ＭＨｚで四個のレーザーダイオードを駆動する。レーザーダイオードは、組織８内を移動し、検出ポート１９において収集され、そしてＰＭＴ検出器２４により検出される光をもたらす。局部発振器２６は、２５ＫＨｚ、３５ＫＨｚ、４５ＫＨｚ、５５ＫＨｚ周波数成分を有する検出信号を出力する検出器２４に３０ＭＨｚ基準信号を提供する。各成分信号は適当な周波数フィルターを有する対応位相検出器（３０ａ、３０ｂ、３０ｃ、３０ｄ）において位相検出される。位相検出器は各周波数に対する移相、移動行路長、そして振幅とを提供する。
図１、２、３の撮像システムは単波長の光源を有するように示されているが；二重波長撮像システムもまた本発明により想定される。二重波長撮像システムにおいては、二個のレーザーダイオードまたは一個の可変波長レーザーが、光ファイバーに結合される二波長の光を発生する。そのようなシステムが説明される。
二重波長動作が図４に示される。そのシステムは、２００ＭＨｚで動作する主発振機６０と、主発振機周波数から２５ＫＨｚオフセットされる２００．０２５ＭＨｚで動作する発振機６２とを含む。２５ＫＨｚのオフセット周波数はこのシステム内での位相検出に便利な周波数であるが；数メガヘルツの他のオフセット周波数も使用可能である。発振機６０はスイッチ６１ａ、６１ｂ、．．．６６ｎを用いて、二組のレーザーダイオード６４ａ、６４ｂ、．．．６４ｎと６６ａ、６６ｂ、．．．６６ｎを択一的に駆動する。これらのスイッチは、選択された波長を光ファイバーに電子的に結合するために、そしてまた個々のファイバーから生じる放射線から結果として生じる選択放射パターンを達成するために駆動される。出力８ｍｍのファイバー結合子７２はＲ９２８ＰＭＴ検出器７４のための光量子を収集する。ＰＭＴ７４の第二ダイノード（図３Ｂに示される）は、発振機６２により発生され、そして増幅器６３により増幅された２００．０２５ＭＨｚ基準信号で変調される。従って、ＰＭＴ検出器の出力信号は２５ＫＨｚの周波数を有する。ＰＭＴ検出器７４は、組織内で移動する二個のレーザーダイオードの光を交互に検出し、そして対応する出力信号を生成する、それらはフィルター７６で濾波されて、自動利得制御（ＡＧＣ）回路７９により一定にされる。２５ＫＨｚの基準信号は２００と２００．０２５ＭＨｚの発振機信号を混合することにより混合器６５内で生成される。その基準２５ＫＨｚ信号はまた、第二ＡＧＣ７７を用いて一定にされて、位相検出器７９内に送られる。位相検出器７９は基準信号の位相に関連する各々の出力信号の位相を示す信号を発生する。位相検出器７９の出力は、電子スイッチ８０により交互に選択され、濾波されて、加算器８２と減算器８１とに入力されて、＜Ｌ＞λ１＋＜Ｌ＞λ２と＜Ｌ＞λ１−＜Ｌ＞λ２と比例した合計と差の信号を生成する。その差と合計の信号は探られた色素と血液容量における変化を各々計算するために使用される。
好適発振機６０または６２の略図が図４Ａに示される。この回路は０．０３度／時だけのドリフトを有する（Ｗｅｎｇ氏外による「Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｔｉｓｓｕｅ Ｍｅｔａｂｏｌｉｓｍ Ｕｓｉｎｇ Ｐｈａｓｅ Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ（位相変調分光測定を用いた生物組織新陳代謝の測定）」、ＳＰＩＥ、Ｖｏｌ．１４３、ｐ１６１、１９９１年、これに参考にここに取り込まれている）。水晶は機能を失い、それは同調時の動作を可能にするので、長期安定性を達成できる。発振機６０と６２との各々の水晶は２５ＫＨｚだけ相互にオフセットされる。この回路は５ｍＷレーザーダイオードを直接駆動するのに十分な出力を提供する。
ＰＭＴの第二ダイノードの変調回路７５が図４Ｂに示される。この回路は、非常に高い電力散逸を有する普通の５０Ω負荷の代りに２０、０００オームのインピーダンスを有する共振回路７５ａを使用して、数ワットの電力のみを散逸させる一方、５０Ｖ駆動の増倍型光電管ダイノードを提供する。
位相検出器の安定した動作を得るために、安定した入力信号が必要とされる。図４Ｃで例示された２５ＫＨｚＡＧＣ回路７７、７８は、増幅器として使用するための広範囲ＡＧＣを特徴とするＭＣ１３５０集積回路Ｕ１を含む。信号振幅は、示されるように、フィードバックネットワークにより制御される。ＰＭＴシステムによる位相変化の正確な検出の主な理由は、位相検出入力信号レベルがＡＧＣ回路によりほとんど一定に保たれることである。２から６ボルトの間の入力電圧変化はただの０．２％の移相の変化しか引き起こさないので、ＡＧＣ回路は非常に安定した高電圧供給装置の必要性を排除する。
好適位相検出回路が図４Ｄに示される。二つの正弦波信号（測定信号と基準信号）はシュミットトリガ回路７９ａにより方形波信号に変換される。方形波信号の位相はＲＣ変更（Ｒ１１、Ｒ１２、Ｃ８から成る）により移相され、それは測定範囲を変更出来るようにする。その検出器は更に７４ＨＣ２２１集積回路を含む。二つの信号の位相と振幅の差を得るために得られたロックイン増幅器技術は、このタイプの装置に可能な最高ＳＮ比を有する。
上述のシステムは、検出された光の移相を分解するのに十分な速さである１０8Ｈｚ程度の搬送周波数を用いる。光量子が入力ポートと出力ポート間を移動するのに要する時間である、特性時間は、数ナノ秒である。そのシステムの感度は、実験的モデルにおいて観察されるように、高く、約７０度／ナノ秒または３度／センチメートルの行路長の変化である。変調周波数の選択もまた、所望の侵入深度や後述される撮像システムの分解能とに依存する。もし深い侵入が望まれるならば、低変調周波数（例えば、４０ＭＨｚ）が選択される。そしてもし浅い侵入が必要ならば、１０9Ｈｚの変調周波数が使用可能である。
図１と１Ａにおいて、主発振機２２は視界の所望の侵入深度により選択された４０から４００ＭＨｚの範囲内の変調周波数で動作する。レーザーダイオード１２、１４、１６、１８の列は非常に指向性の高い放射パターンを発生し、それは組織検査で利用される。
動作の好適モードにおいて、レーザーダイオード１２から１８は、単一ＰＭＴ検出器３０により組織内に導入されて、検出されるフェーズドアレイパターンで動作する。２００ＭＨｚで動作する主発振機２２は、所定の位相における出力を与えるマルチチャネルフェーズドスプリッタを駆動する。入力ポート１１から１７は選択された距離に位置し、そしてその列の適当な整相により指向性ビームを作り、そして図１Ａ、２Ｂ、２Ｃ、２Ｄ組織を横切る二次元での光学フィールドの走査を実行可能にする。組織を通じて移動した後、その光学フィールドは選択場所１９の大面積ファイバー内に収集される。検出された信号は、検出器２４に対して、２５ＫＨｚのオフセット周波数で動作する、局所発振機２６の出力を利用することによりＰＭＴ検出器２４内でヘテロダイン処理される。結果として生じる２５ＫＨｚ信号は混合器２８と検出器２４との出力信号２９に関して位相検出される。位相検出器３０は信号２５の位相と強度とを出力する。検出された位相と強度とは記憶されて、対象物の像の構成のために使用される。これはそのシステムの動作を制御するコンピューターコントロール３４により実行される。
図２は、放射線を導入するための入力ポート列と対象物内を移動している検出放射線のための検出ポート列とから構成される位相変調撮像システムを示す。そのシステムの動作はコンピューターコントロール３４により制御され、それは送信機ユニット３２と受信機ユニット４２とを調整する。送信機ユニット３２は、入力ポート３１、３３、３５、３７の列により光量子密度の選択された時間で変動するパターンを対象物８内に導入するように適応された可視またはＩＲ放射線の数個のソースから構成される。受信機ユニット４２は、入力ポート列から検出器３９、４１、４２、４７の列まで対象物内を移動する放射線を検出する。
送信機ユニット３２の放射線ソースは、図１の撮像システムのために説明されたように、４０ＭＨｚから２００ＭＨｚの範囲内の周波数において強度変調される。受信機ユニット４２は、上述のように位相と振幅の検出についての同原理を用いて放射線を検出して、処理する。個々のポートにおいて検出された信号は適当な遅延を用いて整相することが出来る。
送信機列と受信機列との動作の幾つかのモードが図２Ａ、２Ｂ、２Ｃ、２Ｄにおいて示される。図２Ａにおいて、Ｎ個の同一素子の単純な水平列に対して、距離ｄの間隔をとって振幅変調された光を放射することは良く知られている。放射状の波面は干渉効果により作られる。全ての素子が同位相で放射するならば、その波面はその列に垂直の方向に広がるだろう。但し、放射する素子を適当に整相することにより、その結果として生じるビームは二次元空間を走査できる。我々は、面Ａ−Ａの垂直面が列の垂直面に関して角度θ0をなす面Ａ−Ａに沿う信号の位相を考える。第一放射体からの信号の位相は位相角度（２π／λ）ｄｓｉｎθ0だけ第二放射体から遅れる、なぜならば第二放射体からの信号は面Ａ−Ａに到達するのに第一放射体からの信号よりも長い距離ｄｓｉｎθ0だけ進まなければならないからである。同様に、ｎ番目の放射体からの信号の位相は角度ｎ（２π／λ）ｄｓｉｎθ０だけ第一放射体からのものよりも先行する。従って、種々の放射体からの信号は、もし各放射体の位相が（２π／λ）ｄｓｉｎθ0だけ増加されるならば、Ａ−Ａ面に沿って同位相となるように調整できる。その結果、送信機列の遠いフィールドにおける波面上のポイントにおいて、Ｎ個からの放射体の信号は同位相で加算する、即ち、合計の正規化信号の強度は個々のソースからの信号の合計となる。その構成されたパターンは十分に限定された指向特性と顕著な角度的従属性とを有する、即ち、送信機パターンは角度θ0に関して送信機の十分に限定された伝達特性を有する。
図２Ｂは一好適モードの操作で動作する図２のシステムのソースのための位相の配置を示す。五個のソースの列が１８０度離れて整相される二つ以上の部分に分割される。各々の部分は少くとも１つ以上のソースを持っている。各々の部分のソースは等しい強度の振幅変調された光を放射し、そしてそれらは一定の間隔をもって配置されるので、二つ以上の等しく整相されたソースの結果として生じるビームは十分に平坦な波面、即ち光量子密度勾配のない波面を有する。他方、列の二つの逆相部分間に鋭い１８０度の相転移、光量子密度の大きな勾配が有る。従って、放射フィールドはヌル振幅と、１８０度の相転移（即ち、クロスオーバー位相）を有する、それは光量子密度の大きな勾配のためである。
電子走査はソース上の０度と１８０度の位相の分配を適当に変更することにより実行される。図２Ｂの五個の素子列はその列から延びる四つの異なる平行面に沿う１８０度の相転移を有することが出来る。走査は１８０度だけソースを電子的に切り換えることにより達成されるので、光量子密度勾配はソースの場所に平行な方向に移動することが出来る。
図２Ａと２Ｂにおいて説明された原理を用いると、少なくとも一つ以上の十分な光量子密度勾配を有する指向性ビームの円錐状走査は図２Ｃで示されたように、四素子逆相列を用いて達成される。そのレーザーダイオードはプッシュプル変成器を用いて逆相化される。二次元列に配置された四個のレーザーダイオードＳ１、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４の整相と振幅はスイッチＳＷ１、ＳＷ２、ＳＷ３、ＳＷ６とインダクタンスＬ１、Ｌ２、Ｌ３、Ｌ４とを用いて引き続き修正される。
図２Ｄは送信機列と受信機列との可能な配置を示す。上述の指向性ビームは送信機列場所において対象物８内に入り、そして移動ビームを摂動する隠れた吸収体９に方向付けられる。フィールド摂動は受信機列により測定される。送信機列または受信機列の走査は本発明により想定される。
蛍光成分を含む隠れた吸収体は送信機列のレーザーソースの選択された励起波長を用いて検出される。それで、その放射線は吸収され、そして異なる波長の蛍光放射線はほとんど直ちに再放出される。四方に広がる再放出された放射線は受信機列により検出される。
図３は一つの入力ポートと数列の検出ポートとからなる位相変調撮像システムを示す。このシステムは図１と２のシステムに匹敵する程度に動作する。レーザーダイオード４８の７５４ｎｍの光は主発振機２２を用いて振幅変調される。その光は入力ポート４９を用いて対象物８に結合される。振幅変調された光は対象物内で移動し、そして隠れた目標物９から分散される。隠された目標物９は対象物８と屈折の異なる実行屈折率を有することも予想される。移動している放射線は後述される拡散波動光学の法則に支配される。分散された放射線は数方向に移動し、そして検出システム５０、５２、５４により検出される。
検出システムのポート５１、５３、５５は大面積ファイバーまたは検出ポートの列の何れかを含む。もし大面積ファイバーが使用されるならば、検出システム５０、５２、５４は図１の検出器２４に相当する。もし列の検出ポートが使用されるならば、検出システム５０、５２、５４の各々は幾つかの個々のＰＭＴ検出器を含む。各検出器システムのＰＭＴ検出器は、上述のように、選択された位相モードを利用して整相される。その整相はコンピューターコントロールにより制御される。検出された信号はＰＭＴ検出器においてヘテロダイン処理されて、位相検出器５８に送られる。位相検出器５８はスイッチ５６を用いてヘテロダイン処理された信号を択一的に検出する。位相検出器５８の動作は図１の位相検出器３０の動作と類似している。検出された位相と振幅とはスイッチ５６ａを用いてコンピューターコントロールに択一的に送られる。図３においては一つの位相検出器のみが示されているが、本発明は数個の位相検出器の使用をも想定している。
もし隠れた吸収体９が蛍光成分を含むならば、レーザーダイオード４８が励起波長（例えば７５４ｎｍ）を導入するために選択される。その導入された、強度変調された放射線は、図３に示されるように、放射線を四方に再放出する蛍光成分を励起する。再放出された放射線は検出器システム５０、５２、５４を用いて検出される。システム分解能を増加するために、各検出器は蛍光放射線のみを通過させるように選択された干渉フィルターを備えることが出来る。
図３Ａは蛍光を発している目標物９の検出のために使用される撮像システムを図式的示す。このシステムは図３のシステムの修正したものである、個々で四素子位相列４７が０度から１８０度迄の位相の２００ＭＨｚ光を導入する。列４７から放出された拡散波は目標物９により再放出され、そしてポート５１、５３、５５により検出され、そして図３と関連して説明されるように処理される。列４７は照明光を効果的に符号化する。従って、列４７が目標物９を有する検査される器官の周りで回転されると、受信機はその目標物の向きに対応する情報を含む。各検出ポートはまた、蛍光放射線のみを通過させるフィルターを含む；これはシステムの分解能を改善する。
図２Ａで説明されるように、幾つかの波の干渉は非分散媒体において既知であった、ここでその放射線は直線的に広がるが、強い分散媒体において広がるというわけではない。図６、６Ａ、６Ｂ、６Ｃにおいて、単純な実験で、強い分散媒体内での二つの異なる拡散波の干渉が実証された。組織などの分散媒体内での可視ＩＲ放射線の広がりは光量子の拡散により説明できる、それで我々はそれを屈折と回折と干渉を表す拡散性の波であると説明する。「明るさの波紋」として視覚化できるその拡散波は光エネルギー密度のスカラー過剰減衰移動波を表す。
図６において、二つのレーザーダイオードは検出ポートから４ｃｍと１．２ｃｍの距離を開けて分離されて配置された。周波数２００ＭＨｚにおける二つのレーザーダイオードの強度変調された光は二つの光ファイバーを通じてＩｎｔｒａｌｉｐｉｄサスペンションを有するコンテナーに送られた。ソース検出器距離は、ソースの位置に平行な線に沿って検出ファイバーの光ポートを移動することにより変更された。図６Ａ、６Ｂ、６Ｃは媒体内で移動する測定された光学フィールドの最大と最小とを示す。このデータは位相差１８０度の二つのコヒーレント発光ソースにより作られた二つの拡散波間の干渉を証明する。図７は実験を要約する、ここで検出器の変位が検出器により測定された移相に対してプロットされる。その移相は約２．２５ｃｍの変位において、曲線Ａ（約３６０ｄ／ｃｍの勾配）、トレースの最も急峻な部分を示す。曲線ＢはソースＳ２の光学フィールドで測定される。ここでは、その測定された勾配は約３０度／ｃｍである。曲線ＡとＢを比較すると、我々は単一ソース配置を用いる時の検出器変位に対する減少した感度と対照をなした二つの素子列のヌル検出のより高い感度を実証する。二つのソース配置の感度は約１０の因数だけ増加した。その感度は、四個以上の素子フェーズドアレイを用いる時には更に増加し、それは光量子密度勾配を鋭くして、それで隠れた目標物の場所に対するより高い分解能を提供することが出来る。
強く分散する媒体においては、放出された光量子は多数の衝突を経験する、そしてそれらの移動は拡散等式を適用することにより決定できる。一様に分散する媒体における光量子の拡散等式はＥ．Ｇｒａｔｔｏｎ氏外によるＭｉｎｄ Ｂｒｉａｎ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｐｒｏｇｒａｍにおける「Ｔｈｅ ｐｏｓｓｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ａ ｎｅａｒ ｉｎｆｒａｔｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍｓ ｕｓｉｎｇ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｄｏｍａｉｎ ｍｅｔｈｏｄｓ（周波数領域法を用いた近赤外光学撮像システムの可能性）」、日本、１９９０年；そしてＪ．Ｆｉｓｈｋｉｎ氏外による「Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ｎｅａｒ−ｉｎｆｒａｔｅｄ ｌｉｇｈｔ ｉｎ ｔｕｒｂｉｄ ｍｅｄｉａ（濁った媒体内での強度変調された近赤外光の拡散）」、ＳＰＩＥ Ｖｏｌ．１４１３（１９９１）、ｐ１２２で解明された。拡散等式の解はＳ{１＋Ｍｅｘｐ[−ｉ(ωｔ＋ｅ)]}光量子を放射するポイントソース（ｒ＝０における）の光に対して得られた、ここでＳはソース強度（光量子／秒）、Ｍは周波数ωにおけるソースの変調であり、そしてｅは任意の位相である。その光量子強度は
Ｉ（ｒ、ｔ）＝ｃ＊ｐ（ｒ、ｔ）
で計算され、ここでｐ（ｒ、ｔ）は光量子密度であり、そしてｃ＝１０8ｍ／ｓは光速である。
Ｉ（ｒ、ｔ）＝（Ｉ0／Ｄｒ）＋（Ｉ0／Ｄｒ）
ｅｘｐ［−ｒ（ω／２ｃｄ）1/2］ｘ
ｅｘｐ［ｉｒ（ω／２ｃｄ）1/2−ｉ（ωｔ＋ｅ）］、
以外の光量子ｐ（ｒ、ｔ）の密度に対して非吸収媒体において球面調和関数近似法を用いて拡散等式を解く時、ここでその拡散定数Ｄは平均自由行路の１／３である。振幅変調された信号（ω＝０）がない時、その解は減衰無く広がる球形波に相当する。非零周波数に対して、周波数ωにおける信号の振幅は指数的に減少する。放出されたその光の波面は一定速度Ｖで進み、
Ｖ＝（２Ｄｃω）1/2
そして波長
λ＝２π（２ｃＤ／ω）1/2
を有する。上記等式は、変調周波数がより高くなればより短い有効波長を与え、そしてより小さな拡散定数もまたより短い有効波長を与えることを示す。原則として、短波長は非常に濁った媒体内で高周波数変調された波を用いて得ることが出来る。但し、変調された波の振幅は変調周波数と供に指数的に減少する。従って、最上の分解能、即ち、最短波長は、測定可能信号を尚も与える最高周波数を用いて得られる。拡散プロセスは、波の振幅の指数的減少のため、いかなる変調周波数においても侵入深度を制限し、そしてまた光の広がる速度を減少させる。
上記拡散波の試みは波動光学の構成を用いて分散媒体内での振幅変調された光波を扱う。異なる波の重畳として計算された、光量子強度は、一定速度で広がる、スカラーフィールドを構成する。いかなる与えられた変調周波数においても、スカラーフィールドの波動光学現象学は妥当である。従って、周波数領域において、幾つかのソースから組織内で拡散する光の測定と分析とは建設的で破壊的な干渉を経験する。更に、波動屈折は、二つの異なる組織間の境界で起こる。それは波面の広がる方向の逸脱を引き起こし、故に広がる波の振幅と移相とに変化が存在する。その方向変化は二つの組織内の実行屈折率の比率の関数である。拡散波動光学において、他方、波の振幅は、その波が分散媒体内で広がるとき指数的に減衰される。この減衰は、その媒体の有限的な吸収により引き起こされる指数的減衰に加えて存在する。
振幅変調された波は分散媒体内で干渉的に広がる；これは像の再構成に決定的である。既定の周波数領域法を適用する単一検出器または検出器列を用いて大面積に渡って波動の平均強度、振幅、そして位相をリアルタイムで正確に測定することが可能である。
それらエミッタはライン上の第一エミッタで開始して、次のエミッタが続いて位相が引き続き変る。各々のエミッタは球状波を放出し、そしてその結果生じるビームの広がりは波面に垂直である。送信機遅延の全てが等しければ、そのビームはまっすぐに前方に進む。種々の送信機遅延を生成する遅延ラインは、組織を横切るビームを操作するための適当な整相を得るために使用できる。その同じ原理が受信中に適用できる。
本発明により想定されるように撮像に関する重要な局面が二つ有る。その第一は幾何学的局面で有り、そして第二は送信機と受信機の整相である。
二次元指示のための二次元列を構成することも可能である（例えば、図２Ｃ）。これらの列と共に使われた多重通信スイッチは、その列の一体部分として構成出来、そして配置された電界効果トランジスターから構成できるので、いかなる素子へのアクセスも二つの逆信号の適用により得られるかも知れない。
電子走査に加えて、二次元走査が対象物内で調査されているものと平行な面内でソースと検出器との列を通常の所定パターンで移動させることにより達成できる。最大の検出のために、その検出器はソースの列により作られた結果として生じるフィールドの光量子密度勾配の面内に位置する。光量子密度勾配の面は、その列が移動すると掃引される。この掃引動作において、強くまたは弱く吸収する目標物が放射フィールド内に入ると、検出器は、広がる放射線に関する上記の屈折のため、フィールド不均衡を示す。二次元像は、プローブが対象物を横切って移動される間に情報を記憶することにより形成される。異なる撮像面における幾つかの走査が本発明により想定される。もしそのシステムが立方体の他の二面で複製されるかまたは時分割されるならば、アルゴリズムが、三角測量による目標物の三次元像を提供するために使用されるだろう。ソースの線形列に対しては、ヌルが敏感に検出される面が存在し、そして三つの面の交差部分（特に直交している交差点において）が隠れた吸収体の場所を定義する。そのデータの記憶は電子的に実行される。
その検出器は対象物内で移動している放射線の強度と移相とを検出する。その移相は組織の属性に、即ち吸収性や分散性に依存する。低周波数に対しては、その移相は（（１−ｇ）μｓ／μａ）1/2と比例して、そして高周波数に対しては１／μａと比例する。所望の侵入深度を得るために、主発振機２２と局所発振機２６との両方に適当な周波数が選択されるが；レーザーダイオードの位相関係は維持される。
異なるタイプのフェーズドアレイが異なる人体の器官の、例えば、人間の頭部または胸部の最適検査や撮像のために設計される。例えば、頭がいキャップに取り付けられる光ファイバーの位置により限定される光入力ポートや光検出ポートのモザイクが使用されるかも知れない。正規化写像がＸ線技術をも用いて展開されるかも知れない。異なる生理学的構造のコントラスト分類はその視覚化と方位測定とを支援する。信号の振幅と位相とは精密オシロスコープ上で監視できる。ほぼ知られた位置の固定目標物を過ぎてフェーズドアレイを走査するために、探針位置確認作業におけるように、入力および出力ポートの場所はその目標物を過ぎて走査され、そして最大移相の位置が一次元で記録されるが；二次元や三次元での検出も同様に実行できる。
走査の好適モードにおいて、ソースの列は図８Ａに示されるように、１８０度離れて整相される。Ｓ２、Ｓ２ソースから、Ｓ３、Ｓ４ソースまで、光量子密度波の鋭い１８０度の相転移、光量子密度の大きな勾配が在る。従って、放射フィールドは、ヌル振幅とｙ−ｚ面に対応する、即ち検出器に垂直に１８０度の相転移とを与える。もし多数の同様に整相されたソースが使用されるならば、その相転移は一層鋭くなる。その列は、図８Ｂと８Ｃに示されるように、列の各側部に均一な光量子密度パターンを生成する。もし吸収目標物が拡散光波のこの指向性フィールド内位置するならば、光量子密度における不均衡が測定される。隠れた目標物の検出は図８Ａの実験的送信機／受信機システムを解析することにより達成される。
入出力ポートシステムの移動により達成される機械的走査に加えて、電子走査が図２の多ソースと多検出機システムを用いて実行可能である。図２Ｂに示されるように、五つのソースの列に対して、振幅変調された光を放射する逆相ソース間の１８０度の位相差のために結果として生じる移動フィールド内で１８０度の相転移が在る。１８０度の相転移の面は、ソース上の０度と１８０度の位相の分配を適切に変更することにより平行に移動させることが出来る。これはソースの位相を１８０度だけ引き続き切り換えることにより実行される。各々の場合において、この面に位置する検出ポートはそのデータを収集するために使用される。そのソースが１８０度だけ電子的に切り換えられると、検出列もまた一方の検出ポートから他のポートへと電子的に切り換えることが出来る。受信光ファイバーからの信号は一つの共有されたＰＭＴ検出機に結合される。但し、そのシステムもまた幾つかの検出機を含む。図１または１Ａのシステムが使用されるならば、電子ソース走査は検出ポートの同期機械的運動と結合させることが出来る。
一般に、本発明は、光量子密度勾配は検出の分解能を増すので、移動フィールド内で作られた光量子密度勾配を利用する。当業者には既知のように、導入された波動の干渉効果により形成される光量子密度勾配は、ソースの適当な整相によるだけでなく、個々のソースの放射される強度や、他の不均衡を作ったり、ソースを適当に間隔をとって配置することなどの他の方法によっても作ることが出来る。その不均衡は一方のソースの振幅を他に関して変調することにより達成されるかも知れない；これは対応する方向にヌルを変位させる。更に、導入された信号は周波数または選択された位相により符号化できる。
図８Ａは図１の入力ポート１１から１７と検出ポート１９との配置を示す。上述のように、１８を通じての各レーザーダイオード１２の光は２００ＭＨｚの周波数において変調された強度である。強度変調された放射線の波長は
λ＝（４πｃ／３ｆμｇｎ）1/2
であり、ここでｆは２００ＭＨｚの変調周波数、μｇは屈折率ｎのＩｎｔｒａｌｉｐｉｄ溶液内で約１０ｃｍ-1である分散係数、そしてｃは３ｘ１０8ｃｍ／ｓである。従って、予想される波長は、約７ｃｍである。入力ポートＳ１、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４は３．５ｃｍ離れて設定され、そしてプッシュプル変成器を用いて１８０度だけ逆相される。逆相列はヌル検出に対する破壊的干渉を利用するように選ばれた光量子密度の大きな勾配を作る。７５４ｎｍの光を放出するレーザーダイオードは主発振機２を用いて２００ＭＨｚで強度変調され、そして局所発振機２６はＰＭＴ検出器２４のダイノード変調を実行するために２００．０２５ＭＨｚで動作する。検出ポート１９のｘ方向走査（図８Ａ）の検出された強度と移相とは図８Ｂと８Ｃとに各々プロットされる。予想されるように、その強度は、その位相が１８０度変るソースＳ２とＳ３間で鋭い最小値を有する。最大値の半分のピーク巾は約２ｃｍである。検出ポートのｘ方向走査に加えて、検出ポートはｙ方向でも走査された、ここで予想されるように、何の変化も観察されなかった。
図９Ａにおいて、異なる直径の円筒状目標物ｄは、前述のフェーズドアレイを用いて走査された。その目標物はｘ軸から２．５ｃｍ変位した線形列の中間に置かれた。検出ポートはｘ軸上に置かれ、そして各対象物は２．５ｃｍのｙ変位でｘ軸に平行に移動された。異なる場所で検出された強度と移相とは図９Ｂと９Ｃとに各々プロットされる。各移動する目標物の強度パターンは、ｘ軸に沿っての走査中に走査される目標物がｘ＝０、ｙ＝２．５のポイントに位置した時、二つの最大値と一つの最小値とを有する。このポイントにおいて、大きな位相変化が、図９Ｃに示されるように、検出される。位相検出は限局化された吸収体の本来的により大きな分解能を有する；０．８ｍｍ程度の大きさの隠れた目標物が検出できる。
隠れた目標物の異なる吸収性のためその応答が、図９Ａの４素子フェーズドアレイで走査された異なる吸収係数の５ｍｍシリンダーを用いて調べられた。検出された位相変化は図９Ｄに示される。５ｍｍのブラックロッドはその高吸収性のため最大の位相変化を示す、そして吸収係数μａ＝２００ｃｍ-1を有するカルジオグリーン３．５ｍｇ／ｌで満たされたシリンダーは最小の位相変化を示す。隠れた目標物の走査において、これらの実験はソース検出器システムを機械的に変位させることか、または対象物を電子的に走査することに相当する。
異なる直径の二つの目標物の走査が図１０Ａに示される。異なる直径の二つのシリンダーはｘ軸上に位置した四素子フェーズドアレイを横切って走査される。その検出ポートはｙ＝５ｃｍに位置する。図１０Ｂにおいて、検出された位相変化がこれらの目標物の変位に対してプロットされる。曲線Ａは３ｃｍ離れて配置された直径５ｍｍと１０ｍｍの二つのシリンダーの位相変化を表す。曲線Ｂは５ｍｍシリンダーの代りに１６ｍｍシリンダーを用いて測定された。この場合、二つのシリンダーの分離は小さいので、位相検出器は二つの目標物を分解できない。
結果として生じるビームの主突出部がより鋭利となり、光量子密度の勾配がより大きくなるので、撮像分解能はフェーズドアレイの素子数を増すことにより増加される。異なる素子数と異なる形状のフェーズドアレイが異なる器官を撮像するために使用される。例えば、腫瘍の撮像において、ほぼ線形形状を有する図８Ａの四素子フェーズドアレイが脳部の撮像のために使用できる。他方、長方形或は、円形フェーズドアレイが胸部内の隠れた腫瘍の撮像のために使用される。変調周波数と素子の間隔を設けることとは各々の場合において適正な集束を得るために調整される。
一般に、撮像システムは上述の原理から起こる操作の次のモードを用いて動作する。操作の最初のモードにおいて、一連の零整相、適切に一定の間隔をとって配置されたソースは光量子拡散波を作る。選択された波長に感応する一つ以上の検出器は移動波の位相と振幅とを検出する。個々のソースと検出器は符号化されて、そして選択された検出に従って起動されて、コード構成を表示する。操作の第二モードは、互いに関して０度と１８０度において整相された一連のソース（或は十分な感度を与えるいかなる他のオフセット位相）を用いる。列のヌルポイントに設定された検出器はヌルポイントにおける位相の変化を検出する。各検出器は選択された波長へのその感度を制限するために干渉フィルターを用いるかも知れない。操作の第三モードは更に、相転移を検出するだけでなく、ヌル振幅をもまた検出することにより第二モードを補完するかも知れない。隠れた目標物が０度−１８０度信号の中心線面に位置する時、最高感度の検出が達成される。目標物が両信号を用いて突き止められる、そしてそれらの適切な全体または派生するものがそのシステムの分解能を強化するために使用される。その表示はまた、幾つかの波長からの情報を利用する、例えば、７５０ｎｍと８５０ｎｍのソースが使用される時、その信号差はヘモグロビン酸素付加についての情報や血液濃度についての合計を提供する。内因性または外因性の組織色素に感応する他の波長が使用されても良い。同じソース列が操作の三つのモード全てにおいて動作するように設計されても良い。コンピューター監視システムは最適感度のための操作の適切なモードを選択する。
図１１において、単波長位置確認システム８３は、四個のレーザーソース８７から組織８に選択された波長の光放射線を導く円錐状スキャナー８５を採用する。導入されたパターンの関係は、結果として生じる導入放射パターンが検査空間内で円錐状走査を形成するように選択される。列８７の動作原理は図２Ａ、２Ｂ、２Ｃと関連して説明された。発振器６２は変調器９０ａと９０ｂに導入される２００．０２５ＭＨｚ駆動信号９１を発生する。更に、駆動信号の位相は変調器９０ｂ内の駆動信号の位相に関して変調器９０ａにおいて９０度だけずらされ、そしてその位相信号は６０Ｈｚで経時変動する。各直角位相信号（９２、９３）はスプリッタ８９ａと８９ｂで分割されて、同相および逆相駆動信号を形成する。四つの駆動信号は列８７のラベル付けされたＮ、Ｓ、Ｗ、Ｅのレーザーダイオードを駆動する。従って、列８７は信号円錐の中央での鋭い位相変化を含む走査円錐状信号（８８）を発生する。列８７は７８０ｎｍレーザーダイオードを有するが、組織構成要素に対する高感度のために選択された他の波長が採用されても良い。更に、多波長列もまた使用できる。
導入された拡散光量子密度波は組織８内を移動し、そしてＰＭＴ検出器７５に接続された光ファイバーの光ポート８６で検出される。上述のように、検出された放射線は２００ＭＨｚ基準信号を用いてヘテロダイン処理され、そして対応する２５ＫＨｚ信号は振幅検出器９６と位相検出器７９とに結合される。位相検出器７９は導入されて、検出された放射パターン間の移相を測定する。位相検出器の出力は、Ｎ、Ｓ、Ｗ、Ｅレーザーソースに対応する位置確認信号を生成するために６０Ｈｚ信号９２と９３とを関連させる。位置確認信号はオシロスコープを用いて監視されても良い。
ポート８６が放射円錐８８の場所に関して対称的に配置され、そして何のフィールド摂動も無い（即ち、隠れた目標物９が無い）時、そのオシロスコープは円形のパターンを表示する。円錐８８とポート８６との同配置において、もし隠れた目標物９が放射フィールド内に位置するならば、オシロスコープのパターンはもはや対称的ではなくなる、例えば、その円形パターンは楕円形に変るかも知れない。最大感度に対しては、検出ポート８６は組織８の周りを機械的に走査し、そして走査円錐状信号上にロックされるので、そのポート８６は常に円錐８８の中心を指示する、即ち、ポート８６はヌル場所にある。
図１１Ａにおいて、位相変調撮像システム１００はレーザーソース１０４に接続された二次元フェーズドアレイ送信機１０２を含む。電子構成１２０は、レーザーソース１０４を駆動し、そして基準信号を検出システムへも提供する。光検出器１５０はＰＭＴ検出器１５６に接続された比較的大面積の光ファイバー１５４により限定された光入力ポート１５２を含む。
フェーズドアレイ送信機１０２は、一組の光ファイバー（図１１に示めされない）によりａとｂとで各々ラベル付けされた７５４ｎｍと８１６ｎｍレーザーダイオードを含むレーザーソース１０４に接続された入力ポートの水平列１０６と垂直列１１２とを含む。水平列１０６のダイオード１０７、１０８、１０９、１１０はプッシュプル変成器１２２により駆動され、そして垂直列１１２のダイオード１０３、１１４、１１５、１１６はプッシュプル変成器１２４により駆動される。システムの分解能は更にソースを追加することにより増やされるかも知れない。
水平ソースは、２００．０２５ＭＨｚ発振機１２４と６０Ｈｚのノコギリ波状信号を発生する水平ＴＶ走査駆動１２８とにより発生された約２００．０２５ＭＨｚの周波数で強度変調される。位相検出器１６２に供給された２５ＫＨｚの水平基準信号１２７は、発振機１２４からの２００．０２５ＭＨｚ信号と発振機１２１からの２００ＭＨｚ信号とを混合することにより混合器１２６内で生成される。垂直ソースは、２００．２ＭＨｚ発振機１３４と１ＫＨｚのノコギリ波状信号１３９を発生する垂直ＴＶ走査駆動１３８とにより発生された約２００．２ＭＨｚの周波数で強度変調される。位相検出器１６４に供給された２００ＫＨｚの水平基準信号１３７は、発振機１３４からの２００．２ＭＨｚ信号と発振機１２１からの２００ＭＨｚ信号とを混合することにより混合器１３６内で生成される。
チョッパにより６０Ｈｚで交互にされる、７５４ｎｍまたは８１６ｎｍの何れかの放出された光は、上述のように検査される組織内を移動し、そして入力ポート１５２において検出される。検出された光は、発振機１２１から基準２００ＭＨｚ信号を受信するＰＭＴ検出器１５６においてヘテロダイン処理される。それで検出信号は、フィルター１５８と１６０を用いて２５ＫＨｚと２００ＫＨｚにおいて各々濾波される。２５ＫＨｚと２００ＫＨｚの基準信号を各々受信する位相検出器１６２と１６４は、導入光に関する検出光の移相を各周波数において決定する。
上述のように、移動する光量子の移相と関連した光路長はその組織属性を直接的に反映する。システム１００は、各列からの放出光は僅かに異なる周波数で変調されるので、水平列１０６と垂直列１１２から放出された光の移相の差を識別できる。
送信機列１０２は検査される組織の形状と隠れた目標物の可能な場所とを反映するように設計される。列１０２により目標にされた図１１の隠れた目標物Ａ、Ｂ、Ｃは分散媒体内で３から４ｃｍである。従って、列１０２は、約１ｃｍの間隔を開けて、そして中心から等距離に配置された入力ポートを有する。検出ポート１５２は送信機１０２から約７−１０ｃｍのところに配置され、そして列１０２の全導入フィールドと相互関連して機械的に走査されても良い。
ＰＭＴ検出器１５６は水平と垂直の列からの信号を受信する。波形の変調オフセット垂直周波数は、垂直走査の反復性は水平走査の反復性よりも高いので、水平波形の高さの約１０倍である。ほぼ同周波数差が水平および垂直ＴＶ走査に対して使用される。位相検出器１６２または１６４からの出力は、水平軸と垂直軸とに沿って検出される時の位相値を表す。限局化された吸収または分散目標物（例えば、腫瘍、局所出血）は「共振曲線」型応答を引き起こす。各信号に対して検出された移相は、その変化を「鋭く」して、分解能を増すために微分される（１６６と１６８）。水平および垂直出力は加算係数器１７０で加算されて、５００ラインＴＶディスプレー１８０のビデオ入力に結合される。そのディスプレーはグレースケール、または疑似カラースケールで等級分けにされても良い。上述の一次元的実験で達成された分解能は更に改善できる、そしてそのＳＮ比は走査されたデータのコンピューター記憶装置を採用する、多数の走査を統合する、そしてコントラスト強調アルゴリズムを使用することとにより強化される。択一的に、「低速走査」ＴＶが位相検出器の出力の狭帯域で使用されても良い。
システム１００は、２５ＫＨｚと２００ＫＨｚの周波数において検出された放射線の振幅を検出する振幅検出器１５７をも含むかも知れない検出された振幅信号は移相信号と同じ方法で操作されて、ディスプレー１８０に送られる。振幅信号と位相信号との両方を使用すると、像の分解能を改善する。
図１１Ｂは、図１１Ａのシステム１００で使用されたものと同様の技術を採用する低周波撮像システム１９０を図式的に示す。ソース列１９２は組織１９５内で広がる拡散した波を放出して、検出器２００により検出される。隠れた目標物が拡散波のヌルライン上に位置する時に、最高分解能が達成される。そのシステムは約５０ＭＨｚにおいて動作し、レーザーダイオードの代りにＬＥＤｓを、そしてＰＭＴ検出器の代りにＳｉダイオードを使用する。発振機２０２と２０４は、互いに関して１８０度ずらした二つの強度変調された電圧信号を提供する位相スプリッタ２０６と２０８とを各々駆動する。０度と１８０度の信号は、同時に一波長のソースを動作させるためにスイッチ２１０と２１２とにより多重化される７０ｎｍおよび８５０ｎｍのＬＥＤソースを駆動する。変調された拡散波は波長特定干渉フィルターを含むＳｉダイオードにより検出され、そして検出器信号は、混合器２２６と２２８を用いて各々５０ＭＨｚと５０．０１ＭＨｚの周波数から２０ＫＨｚの周波数に変換される。２０ＫＨｚで動作する位相検出器２３０と２３２は検出された信号の移相を決定する。移相信号の振幅信号との両方ともディスプレーユニット２４０上に隠れた吸収体を映すために使われる。
二次元の送信機および受信機列が図１２Ａに示される。入力ポートの間隔は、操作の周波数、隠れた目標物の予想される場所、そして検査される器官の形状とにより変更できる。図１２Ｂは電子的にオンに出来る二次元の送信機と受信機の列２５０と２５５を利用する撮像システムを図式的に示す。主発振機２６２とレーザー駆動装置２６０は一対の同相および逆相レーザーダイオード、例えば、Ｙ列とＺ列の第一および第三ダイオードを駆動する。一組の電子スイッチは１０ｍｓｅｃ毎にレーザーダイオードの異なる組に接続するために使用される。一組の光ファイバー検出された光をＰＭＴ検出器２６４に送信し、そしてそれはまた局所発振機２６６からの基準２００．０２５ＭＨｚ信号をも受信する。
ヘテロダイン処理された結果として生じる信号は、検出された放射線の移相を測定する位相検出器２７２に送られる。測定された移相は、電子スイッチ２６３と同じ１０ｍｓｅｃ時間ベースを有するＣＲＴディスプレー２７６上で検出された変化を強化するために更に操作される。微分回路２７４は移相信号の導関数をとる；これは図８ｃ、９ｃ、９ｄに示される移相の交差を強める。
交代的形態
上述の指向性検出に加えて、本発明は平均移動行路長を計算するために構成された撮像システムを想定する。図４において、そのようなシステムにおいて、発振機６０からの駆動信号はスイッチ６１ａ、．．．、６１ｎを用いて選択されたレーザーダイオード６４ａ、．．．、６４ｎ、または６６ａ、．．．、６６ｎに導入される。各々のレーザーダイオードの強度変調された放射線は正確に限定された位置に配置された入力ポートにおける組織７０に結合される。他の位置に配置された検出ポートは組織１０内で移動している放射線を検出する。検出された信号はＰＭＴ検出器７４で直接的にヘテロダイン混合される。これらの信号は位相検出器に送られる、ここで検出された放射線の位相と強度とが測定される。そのシステムは、同時に動作する幾つかのＰＭＴ検出器と位相検出器（一組の検出器しか図４に示されない）を含むかも知れない、または一つの検出器が組織７０の表面を走査する。検出されたヘテロダイン信号の移相と強度は、前記の分散されて、吸収された放射線がそれを通じて移動した組織に依存する。
組織特性は検出された移相と強度値からと、そして既知入力ポートと検出ポート配列とから決定される。測定された平均行路長＜Ｌ＞もまた決定される。検出された移相は、低周波近似値θ＝２πｆ＜Ｌ＞ｎ／ｃを用いることにより実行移動行路長＜Ｌ＞に変換される、ここでｆは変調周波数、ｃは光速（３ｘ１０8ｃｍ／ｓ）であり、そしてｎは媒体の屈折率である。
移動行路長を検出することによる撮像を例示するために、我々は強く吸収する目標物、半径Ｒの完全吸収体（μａ→∞）を有する組織内での光量子移動の例を使用する。図５Ａ、５Ｂ、５Ｃにおいて、行路長の分布は、距離ρを隔てて、そして半無限の強く吸収する媒体である検査される組織の外部に配置されたポイント検出器ＤとソースＳ間に存在する光フィールドを定義する。図５Ａに示されるように、そのフィールドから無限遠で、完全吸収体は、ソースＳにより放出され、そして検出器Ｄにより検出された光量子のバナナ状の光フィールドを変更しない。目標物が光フィールド内に入ると（図５Ｂ）、ＤとＳから最遠距離に移動している光量子は半径Ｒの完全吸収体内部での吸収プロセスにより排除される。最長行路長を進む光量子は吸収されるので、目標物の接近が行路長の分布を縮める、或は択一的に、平均行路長＜Ｌ＞を縮める。その目標物が接近し、そして光フィールドが目標物を取り囲むと（図５Ｃ）、検出された光量子の幾つかは目標物の「周り」を運動していた、それは行路長の分布を長くした時に検出される。従って、平均行路長測定は組織（例えば、腫瘍、または局所出血）の強く吸収する要素の場所を明らかにすることができる。
この行路長演算アプローチは、大抵の場合かなりの演算的能力を必要とするのだけれども、それは位置確認作業において有用な情報を与え、そして上述の指向性アプローチに対して有用な補足を提供することが出来る。
図１１に示される他の好ましい態様において、低周波画像化システム１００は可視又は赤外波長の電磁放射のための２つの光源１０２及び１０４（例えばタングステンランプやＬＥＤ）を含む。光源１０２及び１０４は、被験組織８内に零位面（null plane）１０５を定める既知強度の放射を、それぞれ入射位置１０１及び１０３で当該組織８内に導入する。検出器１０６に光学的に接続された検出口は零位面１０５の検出位置１０７にある。検出器１０６は入射位置１０１及び１０３から検出位置１０７まで到達した放射を順次検出する。検出器１０６に接続された検出回路１１０は２つの検出信号１０８を順に受け取るが、その第１のものは第１の入射位置１０１から検出位置１０７まで到達した放射に対応し、第２のものは第２の入射位置１０３から検出位置１０７まで到達した放射に対応する。検出回路１１０はサンプル及びホールド回路と減法回路とを含み、第２検出信号から第１検出信号を減ずるように構成される。プロセッサ１２０が全体の動作を統括し、検出回路１１０から差信号１１９を受け取り、強度コントローラ１３０の動作を管理し、画像化データをディスプレイ１４０に送る。
強度コントローラ１３０は各光源からの放射のタイミングと強度を制御する。放射強度が等しい場合には、零位面１０５は光源１０２及び１０４から生成される２つの光学場パターンの中央に位置する。検出器１０６は零位面上又は零位面に対して既知の位置にある。
図１１Ａに関しては、検出回路１１０はダイオード検出器１０６から検出信号１０８を受け取る。この回路はバックグラウンド光、演算増幅器のＤＣオフセット、ホトダイオードの暗電流、個々のコンポーネントの出力に対する温度の影響、及び環境の変化による変動を包含する暗電流／ノイズを補正することができる。この回路はまた、第２の検出信号から第１の検出信号を減ずることもできる。
上記システムは２回のサイクルでデータを獲得し、各サイクルは内部発信器によって同期された４つのステップを有する。第１サイクルにおいては、光源をオフにした状態で第１ステップを行い、入射位置１０１から検出位置１０７まで到達した光を検出する。この出力は積分器１１２ｃに送られ、積分キャパシタ１１３ｃが暗位電圧にチャージされる。第２ステップでは、第１の光源をオンにする。検出光の強度に対応する前置増幅器の出力は積分器１１２ｃに送られ、第１ステップでのチャージ電流の極性とは逆の極性の電流でキャパシタ１１３ｃがチャージされる。これはスイッチＡ及びＢのオン／オフを適当に組み合わせることによって行うことができる。キャパシタ１１３ｃの電圧は変化し、このステップの終了時には全信号から暗位ノイズ信号を減じたものを表す値になる。第３ステップでは、スイッチＡ及びＢはともにオフにされ、正単位利得及び負単位利得いずれの演算増幅器（１１２ａ及び１１２ｂ）への接続も切られる。次いで積分器１１２ｃの出力が、スイッチＣを介して、ローパスフィルタとしても働く積分器１１２ｄを有するホールド回路に移される。この出力がバックグラウンドノイズについて補正された第１の検出信号になる。第４ステップでは、スイッチＡ、Ｂ及びＣが開かれスイッチＤが閉じられることにより、キャパシタ１１３ｃは４７Ｋ抵抗器を通してディスチャージされる。この時点で、積分器１１２ｃの回路は零にリセットされ、第２検出サイクルの第１ステップへの準備が整う。
第２検出サイクルは同様に４つのステップで行われるが、第１の光源（Ｌ１）に代えて第２の光源（Ｌ２）を用いられる。バックグラウンドノイズについて補正された第２の検出信号が得られた後、２つの検出信号はモジュール１１０Ｂの中で減法演算され、差信号１１９がプロセッサ１２０に送られる。
分光光度計１００は２つの等価な配置が可能である。図１１に示される第１の配置では、２つの光源１０２及び１０４（又は２つの入射口に光学的に結合した１つの光源）と零位面１０５上に位置する検出口１０７を備えた１つの検出器１０６とが含まれる。第２の配置では、１つの光源と２つの検出器とが含まれる。この光源は２つの検出器（又は２つの検出口に光学的に結合した１つの検出器）の位置によって定まる零位面上に位置する入射口に光学的に結合している。実質的に「均一」な組織（即ち通常組織）の場合、あるいは腫瘍が零位面に対称的に位置する場合は、検出器は対称な信号を検出する。そうでない場合には、通常組織とは異なる散乱ないし吸収特性を有する腫瘍によって起こされる光学場の変化のため、検出器は非対称な信号を検出することになる。
光源−検出器の幾何学的配置は、図１１に示されるような透過型配置でもよいし、図１４Ａに示されるような反射型配置でもよい。反射型配置による別の光源−検出器プローブが国際公開ＷＯ９２／２０２７３号（１９９２年５月１８日出願）に開示される。この文献は本明細書で十分に開示されたものとしてここに引用する。
ある大きさをもった組織を調べるために、本システムでは零位面の位置を被験組織全体にわたって掃引することができ、それには放出される放射強度の相対値を変えればよい。検出器１０６（一連の検出器を含むものであってもよい）はやはり零位面上又は零位面に対して既知の位置にある。あるいは上記零位面の掃引は、入射口及び検出口を別の位置に移動するか、又はミラーの向きを変えることによって導入された光を組織表面全体にわたって走査することにより、達成することができる。
図１２及び１３は、二次元に配列した光源を用いた低周波画像化システムの別の態様を示す。図１２では、画像化システム１４０は４つの光源（Ｗ、Ｎ、Ｅ及びＳと表示）を有し、それらはタイミング線図１５０に示されるようにオン／オフされる。このシステムは零位面に対して相対的に位置づけられる２つの異なる検出器１５２及び１５４を擁し、これらはそれぞれ光源１４４と１４８及び光源１４２と１４６に対応して異なる信号１１９及び１１９ａを生成する。図１３では、画像化システム１５０は二次元２波長配列を採用する。このシステムは図１１及び１２の画像化システムについて記載したのと同様な原理に基づいて動作する。
システムの解像度を上げるために、導入される放射に感受性のある外因性のピグメント（光感受性の造影剤）を、例えば注射により被検組織に入れることができる。そのときは当該画像化システムは入れたピグメント（被検組織中の腫瘍に優先的に吸収されるものであってもよい）に感受される波長の放射を用いる。あるいは画像化システムは、被検組織に内因性のピグメントに感受される波長の放射を用いる。
図１４及び１４Ａは、胸部組織の画像化用に構築された走査システム１６０を示す。走査システム１６０は図１、２又は３の分光システム、又は図１１、１２又は１３の分光システムを採用することができる。走査システム１６０は光結合器１６２を含み、これは球形又は円筒形であることができ、光媒質１６４で満たされる。光結合器１６２は胸壁近くの胸部を覆う位置にある。米国特許第５，４０２，７７８号（本明細書に引用する）に記載されるように、媒質１６４の光学的特性、圧力及び体積は、一組のチューブで結合器につながった外部システムで制御するようにしてもよい。その光学的マッチング流体（例えば２倍に希釈したＪ＆Ｊベビーローション）は柔軟で光学的に透明なバリヤ内に含まれる。結合器１６２の内壁は、可視又は近赤外範囲の光をマッチング流体側に反射して光子が組織表面から逃げるのを防止する膜でコートすることができる。光結合器は種々の大きさであることができ、また胸部表面と上記内壁とが選ばれた距離を持つように調整された体積を有することができる。なお、好ましい距離は約１ｃｍであるが、非常に小さい組織の場合は半無限の境界条件を達成するためにより大きい距離が好ましい。従ってこの結合器はまた、小さなサイズの胸部の検査、あるいは胸部組織の外科的除去の後の検査にも有効である。結合器１６２を設置した後で媒質１６４の体積を調整し、バリヤが検査する胸部のまわりににうまくフィットするようにする。あるいは光媒質は、柔軟な固体、例えば散乱剤として金属もしくは酸化物球状粒子や絹状ガラスビーズを含む吸収ゲル、又は適当なプラスチック材料である。
図１４Ａは、両胸部の同時走査のための一組の結合器１６２Ａ及び１６２Ｂを示す。それぞれの結合器には光源−検出器プローブ（１６８Ａ、１６８Ｂ、１６８Ｃ、１６８Ｄ、１６９Ａ、１６９Ｂ、１６９Ｃ、１６８Ｄ）が付属し、それらは１以上の上記光源又は検出器を含んでいる。これらのプローブはレール１７０の上を移動可能である。自動定位システムにおいては、各プローブはコントローラによって走査されるサーボモータ（ステップモータ）につながっている。用いる分光システムによっては、ファイバ１７２を用いて検出口１７４で被検組織中を進んできた放射を捉え、それを検出器に結合させてもよい。あるいは、ファイバ１７２を用いて入射口１７４で放射を被検組織に結合させてもよい。
電子光学走査においては、コンピュータコントローラが送信部と受信部の選ばれた組合せに対応してプローブの位置を維持する。走査は１つの胸について行うか、あるいは反対側の胸についても同時並行的に行う。同時走査の感度は差信号を測定することによって向上する。コンピュータは検出した信号又は差信号を三次元座標系に表示する。解像度を向上させるために、腫瘍に優先的に蓄積される造影剤（例えばカーディオグリーン又はインドシアニングリーン）を静脈内に注射してもよい。数回の走査を行って減衰の時間依存性を観測し、異常が懸念される位置を特定する。システムはまた、米国特許第５，４０２，７７８号（本明細書に引用する）にあるように、懸念される異常部の散乱係数及び吸収係数を計算することもできる。
走査は、国際出願ＷＯ９５／０２９８７号（ＰＣＴ／ＵＳ９４／０７９８４、１９９４年７月１５日出願）に記載されるように、針局在定位法、Ｘ線マモグラフィ又はＭＲＩ走査と併用してもよい。
Claims (27)
- 対象となる生物学的組織の検査のための分光学的システムであって、
少なくとも１つの可視又は赤外波長の電磁放射の光源、
上記光源に光学的に結合し、放射された該電磁放射の強度が等しい場合には２つの入射口から発生した光学場パターンの間の中間点に位置する面である零位面を被検組織中に規定する既知強度の上記放射を、その組織の選択された入射位置において導入するように構成された少なくとも２つの入射口、
上記零位面に対して被検組織の選択された検出位置に定位された検出口、
上記検出口に光学的に結合し、被検組織内を進行してきた放射を検出するように構成された検出器、
上記検出器に結合して該検出器から検出信号を受け取り、第１の入射口からの上記放射の入射と組織内を進行する間に散乱され吸収された放射の検出とを相関させ、検出した放射を第１の検出信号として保存するように構成され、第２の入射口からの上記放射の入射と組織内を進行する間に散乱され吸収された放射の検出とを相関させ、検出した放射を第２の検出信号として保存するように構成された検出回路、
及び、
上記検出回路に結合して該検出回路からデータを受け取り、第１及び第２の検出信号で減法を行って被検組織を評価するように構成されたプロセッサ、
からなり、被検組織が均質であるか或いは腫瘍が零位面上に対称的に位置する場合は、その零位面において検出器は対称な信号を検出し、被検組織が均質でないか或いは腫瘍が零位面上に対称的に位置しない場合は、検出器は非対称な信号を検出することを特徴とするシステム。 - 対象となる生物学的組織の検査のための分光学的システムであって、可視又は赤外波長の電磁放射の光源、
上記光源に光学的に結合し、被検組織の選択された入射位置において上記放射を導入するように構成された入射口、
２つの検出口によって規定される光学場検出パターンの中間点に位置する零位面を被検組織中に規定する選択された検出位置に定位された少なくとも２つの検出口に光学的に結合し、上記検出口まで被検組織中を進行してきた放射を検出するように構成された検出器、
上記検出器に結合して該検出器から検出信号を受け取り、上記入射口からの上記放射の入射と組織内を進行する間に散乱され吸収された放射の第１の検出口における検出とを相関させ、検出した放射を第１の検出信号として保存するように構成され、上記入射口からの上記放射の入射と組織内を進行する間に散乱され吸収された放射の第２の検出口における検出とを相関させ、検出した放射を第２の検出信号として保存するように構成された検出回路、
及び、
上記検出回路に結合して該検出回路から処理データを受け取り、第１及び第２の検出信号を保存しそして減法を行って被検組織を評価するように構成されたプロセッサ、
からなり、該検出口が該入射口に関して対称に位置する場合は、被検組織が均質であるか或いは腫瘍が零位面上に対称に位置する場合はその零位面において検出器は対称な信号を検出し、被検組織が均質でないか或いは腫瘍が零位面上に対称に位置しない場合は検出器は非対称な信号を検出することを特徴とするシステム。 - 該第１及び第２の入射口から入射する放射の強度
を調整するように構成された強度制御手段をさらに含む請求項１記載のシステム。 - 該強度制御手段がさらに、該零位面を該一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引するように強度を調整するように構成される請求項３記載のシステム。
- 前記検出口が前記２つの入射口の間に位置する、請求項１、３又は４記載の分光学的システム。
- 前記検出口が前記２つの入射口の間の対称中心線上に配置されている、請求項１、３又は４記載の分光学的システム。
- ４つの入射口に光学的に結合した４つの光源と２つの検出口に光学的に結合した２つの光検出器とを含む、請求項１、３又は４記載の分光学的システム。
- 各検出口は２つの入射口の間の対称中心線に配置されている、請求項７記載の分光学的システム。
- 該検出口を該零位面に対応する検出位置に変位させるように構成された定位手段をさらに含む請求項３又は４記載のシステム。
- 該入射口を選択された位置に変位させるように構成された定位手段をさらに含む請求項１、３、４又は９記載のシステム。
- 該零位面が該一定の被検組織の少なくとも一部にわたって掃引するように該第１及び第２の検出口における相対的検出感度を変化させるように構成される検出器制御手段をさらに含む請求項２記載のシステム。
- 該入射口を選択された位置に変位させるように構成された定位手段をさらに含む請求項２又は１１記載のシステム。
- 該入射又は検出口が直線的に配列している請求項１又は２記載のシステム。
- 該入射又は検出口が二次元的に配列している請求項１又は２記載のシステム。
- 前記検出回路が、減法回路とサンプル及び保持回路に結合し、該第１及び第２の検出信号をデジタル化してデジタル検出信号を生成して該デジタル検出信号同士を差し引きすることにより該処理データを得るように構成されたアナログ−デジタル変換器を含み構成される、請求項３又は４記載のシステム。
- 前記プロセッサに接続され、前記プロセッサから前記処理されたデータを受け取り画像データを作成する画像プロセッサと、該画像プロセッサに結合し、被検組織を表す該画像データを表示するように構成されたディスプレイとをさらに含み構成される、請求項１又は２記載の分光学的システム。
- 該プロセッサはさらに、該被検組織中のその他の領域とは異なった散乱特性又は吸収特性を示す組織領域が存在する場合には、該組織領域が被検組織中に存在するという結果を出力するするように構成されている、請求項１６記載のシステム。
- 該画像プロセッサがさらに、該異なる散乱又は吸収特性を示す設定された組織領域の画像データを生成するように構成され、該ディスプレイがその画像データを表示するように構成された請求項１７記載のシステム。
- 該検出器が、検出された放射に被検組織に存在する内因性ピグメントが影響を与えるように選択される該波長を検出するように構成された請求項１又は２記載のシステム。
- 該光源が、被検組織中に導入された外因性ピグメントによって影響を受けるように選択された波長を発し、該波長の放射は被検組織内の蛍光放射を励起し、そして該検出器が、該蛍光放射だけを該検出器に通すように構成されたフィルタを含む、請求項１又は２記載のシステム。
- 前記検出回路がサンプル及び保持回路とデジタルの該検出信号を減法する減法回路とを含んでいる、請求項３又は４記載の分光学的システム。
- 前記第１検出信号と前記第２検出信号は保存されデジタルの形態にて減法される、請求項２１記載の分光学的システム。
- 前記光源は、前記導入された放射が被検組織に導入された外因性顔料によって影響を受けるように、選択された波長を放出するように構成される、請求項１又は２記載の分光学的システム。
- 前記少なくとも１つの光源は、前記２つの入射口のそれぞれへ光学的に結合している２つの光源を含んでおり、前記検出口は該２つの入射口に関して対称に配置されている、請求項１、３又は４記載の分光学的システム。
- さらに、前記入射口及び前記検出口を同期的に移動させるように構成される、請求項２４記載の分光学的システム。
- 前記入射口及び前記検出口は反射幾何図形的配置を有するように構成され配置される、請求項１、２、３又は４記載の分光学的システム。
- さらに、入射口及び前記検出口を同期的に移動させるように構成される、請求項２６記載の分光学的システム。
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