JP3848329B2 - 患者の注目部位の光学特性の変化を画像化する方法 - Google Patents

Description

本発明は充実性腫瘍組織の実時間検出方法並びに腫瘍組織を等級化し、且つ特徴付ける方法に関するものである。

また、本発明は機能および機能不全大脳皮質および神経組織を実時間マッピングする方法に関するものである。

さらに本発明はかかる方法に対し実時間検出および光学的撮像を行う装置に関するものである。

神経外科の第１の目標は正常な領域を温存しながら異常な病理組織を完全に除去することである。従って神経外科医は病理組織または機能不全組織の境界を識別し、言語領、運動領および知覚領のような重要な機能をつかさどる皮質の隣接領をマッピングすることを試みて、病理／機能不全組織を機能領を除去することなく摘出するようにしている。

原発性の頭蓋内脳腫瘍の疾病出現率は人口100 万当たり50〜150 、または年間約18000 である(Berens 等、1990 年）。この脳腫瘍のほぼ１／２は悪性である。成人の悪性脳腫瘍の出現は40〜55歳台が圧倒的であり、一層良性な腫瘍の出現は35歳近辺がピークである。かかる腫瘍を処置する主な手段は外科的に除去することである。多くの研究によれば全腫瘍組織の大部分を除去する場合には臨床転帰（結果）が良好となる。腫瘍を全摘出する場合には５年生存率は腫瘍の部分的摘出に比べて２倍となる。患者の生存状態および復帰状態の両期間は、摘出の程度が悪性の神経膠腫で最大となる際に長くなる。現在の手術時の技術は、特に一旦腫瘍の摘出が開始されると、正常な脳組織から腫瘍組織を迅速に識別することはない。腫瘍組織を手術時に識別し得る可能性を増大する技術を開発することによって組織摘出の程度を最大にして生存を長引かせることができる。

米国では年間全身癌で死に至る500,0000人のうちのほぼ25％，即ち、125,000 人以上は頭蓋内転移であると思われる。このグループにおける外科の初期病巣は広域または進行性癌を有していない単一病巣のこれら患者に存在する。しかし、このグループは転移患者のほぼ20〜25％（30,000人）であり、外科手術で良好となる患者の実際の数は極めて僅かである。外科手術を行うこれら患者の半分は手術箇所におけるこれら腫瘍の局部再発であり、残りの半分は他の箇所に発生するものである。外科手術のほぼ50％が手術箇所で失敗すると云う事実は腫瘍除去中腫瘍の輪郭検出し、限局することによってできるだけ充分に腫瘍を除去する可能性が局限再発の発生率を確実に減少することを意味する。

これがため、原発性腫瘍および転移腫瘍の双方に対し、多くの腫瘍組織を摘出し、臨床転帰（結果）が良好となり、生存が長くなる。さらに、切除の程度を最大とすることによって機能的に良好な品質の生存の長さが増大する。

最も最近の腫瘍撮像技術は腫瘍の位置に関する情報を外科手術前に得るようにしている。この外科手術前の撮像方法は磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）およびコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）を含む。手術室内では、手術時超音波および定位システムのみによって腫瘍の位置に関する情報を得ることができる。超音波システムによって体表面から腫瘍の位置を知ることができるが、一旦手術が開始されると、腫瘍組織を最大に除去しながら、重要な機能組織が破壊されるのを防止する情報を外科医に提供することはできない。進歩した撮像技術と結合する定位システムは（選ばれた数箇所の病院では）手術前ＣＴまたはＭＲＩ走査に基づき腫瘍境界を限局し得るようにしている。しかし、撮像増大された推定の腫瘍が手術前の像に位置する箇所を越えて２〜３ｃｍに亘り実際の腫瘍が延在することは研究（Kelly,1990年）により示されている。従って、腫瘍の位置を決める現在信頼性のある方法は外科手術中生検に送り( 即ち、多重組織縁サンプリングを行い) 且つ凍結切片の顕微鏡結果を待つことである。この場合には外科手術中ブレークを連続的にとることを望まず、かかる生検が最良でも推測技術であり、サンプリング誤差を受け、およびほぼ一週間後に得られる永久の組織区分に比べ正しくない読取りを行うようになる。これがため外科医は患者の臨床転帰が腫瘍組織の積極的な除去に依存する際の案内として推測技術にしばしば依存するようになる。外科医は積極的に除去する組織と破壊する周囲の機能組織との境界を決めるのが困難であり、１週間後までこの処理の実際の臨床転帰を知ることができず、これは対かの外科的手術を必要とする。

多重組織縁サンプリングも幾つかの欠点を有する。第１に、患者が麻酔状態にある際の外科的措置に対し( 取出したサンプルに依存して) ほぼ30〜90分を追加することができるため、時間の掛かる措置である。第２に、剖検者が短期間にサンプルを用意し評価するため、この措置に誤りが生じやすい。第３に、境界縁サンプルが原発性腫瘍を囲む全ての領域を確実に評価しない場合がある。その理由は残存腫瘍のある区域がサンプリング誤差のため、ミスとなり得るからである。第４に、境界縁部サンプリングにかかる時間が増大すると、高価となる。その理由は手術室の時間コストが高くなり、ひいては全医療コストが増大するようになる。さらに、患者に対する手術室の時間が増大すると感染の可能性が増大する。 外科的手術中充実性腫瘍マスの可視像を改善する他の技術は正常組織行う癌性組織から可視ルミネッセンススペクトルの形状を決めることである。米国特許第4,930,516 号によれば、癌性組織では、正常な組織と比較して種々の異なるルミネッセンス強度のピークで青色に変色する。この方法によれば紫外（ＵＶ）光のビームで組織を励起するとともに組織から放出された可視自然ルミネッセンスと同一の組織型からの歴史的制御とを比較する。掛かる措置は困難性を伴う。その理由は腫瘍箇所の実時間空間マップを外科医の使用に供せないからである。さらに、励起波長に対し紫外光を用いることによって、正常なセルに対し光力学的変化を生ぜしめ得るようになり、手術室で使用するのは危険であり、組織に浅く浸透し、ガラスの代わりに石英光学的素子を必要とする。

これがため、一層広範囲且つ迅速な技術を必要とし、しかもかかる技術を補助して充実性腫瘍の箇所を限局するとともに外科手術中実時間モードで正確な腫瘍縁部をマッピングする装置を必要とする。かかる方法および装置は非観血的処置による任意の充実性腫瘍の高価な評価（例えば乳房造影法）に対しさらに有効であり、腫瘍を等級化し、特徴付けることができる。

また、神経外科処置中脳の機能を撮像する必要もある。例えば、これらの原理を例示する一種の脳外科処置は難治性てんかん（即ち、投薬により制御し得ないてんかん）の外科的処理である。現在、脳波検査（ＥＥＧ）技術および皮質脳波検査（ＥＣｏＧ）技術を外科手術前および中に用いて、てんかん病巣のような異常脳活動の区域を識別するようにしている。これらの手段によって脳の電気的な活動を直接測定するようにしている。

手術中のＥＥＧ技術には皮質の表面に電極アレイを設けることも含まれる。これはてんかん発作の発生の異常な皮質活動を限局するために試みられた。ＥＥＧ技術が広く用いられるようになっても危険および制限がこれら技術に関連するようになる。電極表面の大きさおよびＥＥＧ技術における電極間の距離はてんかん病巣を有する脳セル( 例えばニューロン) の大きさに対して大きくなる。これがため、現在の技術によって異常な皮質活動の区域の空間解像度( ほぼ1.0cm ）が乏しくなる。更にＥＥＧ技術によっては（患者がスピークする際電気的活動を記録することによって言語機能、運動機能および知覚機能に専念する皮質領を識別し得るような）外部刺激に応答して正常な皮質機能のマップを提供しない。皮質誘発電位と称されるこの技術の変形によってある機能的マッピングを提供することができる。しかし、この皮質誘発電位技術にはＥＥＧ技術と同様の解像度の問題がある。

てんかんおよび腫瘍外科手術における皮質機能の手術中極限の最も普通の方法は刺激電極によって皮質表面を直接電気的に刺激することである。こお技術を用いることにより外科医は身体の特定の部分から観察された運動応答を誘発するかまたは覚醒した患者の場合には特定の感覚を発生させるか、または患者の音声出力に中断を生ぜしめることを試みる。さらにこの技術によればＥＥＧ技術と同様の問題が生じる。その理由はこれにより機能の粗い空間的極限のみを行うからである。

これら技術全部の不正確さの可能な結果は、患者の難治性てんかんに対し応答可能な皮質の部分を識別するために用いる際、皮質組織の必要以上の量が確実に除去されて機能欠陥患者ができるか、または組織が充分に除去されないで外科手術により治癒しない患者ができるようになる。これらの不適切にもかかわらず、かかる技術は難治性てんかんに対する許容し得る処理であると思われている。しかし、同様の原理を腫瘍の外科手術に適用しても手術中の機能マッピングを日常的に行う訳にはいかない。

過去数年来、研究者は動物モデルにかかる撮像技術を用いて高い空間的解像度で皮質の機能領を識別するようにしている。かかる技術の１つの型のものは電圧−感応染料を用いる。この電圧−感応染料はニューロンセルの電気的活動の変化中にその光学特性が変化する染料である。これら技術によって達成される空間解像度は単一セルレベルに近い。ブラスデル（Blasdel ）およびサラマ（Salama）（ネイチュア321:579,1986年）は電圧−感応染料を用いて猿のモデルで皮質機能をマップした。この種の染料を使用するとその毒性のため人類に使用するには危険が大きすぎる。さらに、かかる染料は光により漂白されるとともにしばしば注入することができる。

最近、電圧−感応染料撮像と同様の空間解像度を提供する内在信号の測定が示されるようになった。これら内在信号はニューロン活動の変化によって部分的に生じる皮質の組織変化を反映する光である。ニューロン活動を撮像するため、即ち、内在信号を撮像するために用いる同様の他の技術は（臨床的使用に対しては中毒になり過ぎる）染料またはラジオアクチブラベルを用いることを必要としない。例えば、グリンバルト（Grinvald）等（ネイチュア324:361,1986年）は電気または代謝活動に応答して組織の反射測定によって皮質組織の光学特性の真性変化を測定する。また、波長500 〜700 ｎｍの光は高いニューロン活動の領域に流れる増大した血液のため、活性組織および不活性組織間で異なって反射する。内在信号に寄与する他の要旨はオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンとの比の変化である。

ツソ（Ts'o）等（サイエンス249:417,1990）は電荷結合装置（ＣＣＤ）カメラを用いて猿のモデルで内在信号を検出するようにしている。しかし、この技術は臨床的環境において実際的でない。その理由は頭蓋内にステンレススティールの光学室を埋設することにより撮像が行われており、且つ充分な信号対雑音比を得るために、ツソ（Ts'o）等は像当たり30分以上の時間周期に亘って像を平均化している。皮質機能を極限化する他の既知の技術全部と比較することにより内在信号の撮像は相対的非侵入技術である。

内在信号に応答し得る機構は充分に理解されていないが、内在信号の可能なソースは小血管の拡張、即ち、カリウムのニューロン活動に依存する解離から、ま
たはニューロンおよび／または神経膠細胞の腫脹からの光の増大した散乱を含む。

これがため、従来は、正常および異常皮質組織を精密且つ迅速に識別し得る皮質組織を実時間光学的に撮像する処置および装置を必要とする。また、従来は、高い空間的解像度で内在信号を撮像し得るとともに直ちに像を提供し、且つ手術室における通常の処置と両立し得る方法を必要とする。

本発明は部分的にかかる必要性を満足させんとするものである。

本発明方法および装置は、染料の組織を通る灌流のダイナミックスを反映する電磁吸収の変化を撮像することにより充実性腫瘍を識別し、等級付けし、特徴付けるために用いることができ、この際本発明装置は染料灌流中光学信号のダイナミック変化を有する周囲の正常の組織から腫瘍組織を識別することができる。さらに、本発明方法および装置は神経外科処置中ニューロン活動領を識別するために用いることができる。特に、この発明は視覚、運動、感覚、記憶および言語のような重要な機能をつかさどる脳領を識別するために手術中の神経外科医が用いることができる。さらに、本発明方法および装置を用いて、てんかん病巣のような異常な皮質活動領を検出することができる。最後に、本発明を用いて腫瘍除去
または重度神経吻合に対する神経外科処置中個別の神経を識別することができる。

本発明はアナログビデオ信号列を得る手段、このアナログビデオ信号を処理して平均化制御像又は次の平均化像を得る手段、複数の次の像および平均化制御像を得るとともに解析して差分像を得、この差分像を処理して動きおよび雑音を計数し装置のダイナミック範囲を横切る変化を増幅する手段、および差分像のみ、またはアナログビデオ像上に重畳された差分像を表示する手段を具えることにより、腫瘍組織を撮像する装置、または皮質内在信号を実時間外科手術時に撮像し、または染料の灌流中光学信号のダイナミック変化から充実性腫瘍組織の輪郭を可視化する装置を提供する。

さらに本発明によれば、染料により吸収される電磁放射線（例えば光）の波長を含む特に強力な変動のない電磁放射線により注目部位を照射し、注目部位のビデオ信号をフレーム列として得るとともにこのフレーム列を処理して平均化制御像を得、注目部位に循環する血管内にボーラス注入により染料を導入し、注目部位の一連の次のフレームを時間に対して得るとともに次のフレーム列を処理して次の平均化像を得、各々次の平均化像と平均化制御像とを比較して一連の差分像を得、且つ充実性腫瘍組織の輪郭である注目部位内の変化した光学信号の初期証拠として各差分像を比較して、腫瘍組織が正常な組織と比較された染料摂取の種々の異なる運動エネルギーと充実性腫瘍組織の増大した血管分布の結果として光の変更された吸収の一時的な変化パターンとによって特徴付けられるようにして、注目部位に位置する充実性腫瘍組織の腫瘍輪郭および大きさを撮像する方法を提供する。適切な染料としては
インドシアニン、フルオレセイン、ヘマトポルフィリンおよびフルオレスカミンがある。好適な染料はインドシアニングリーンであり、これは広い吸収波長範囲および730 ｎｍ〜840 ｎｍの範囲のピーク吸収を有する。

さらに本発明によれば、患者の皮質の重要な機能領を光学的に撮像するに当たり、電磁放射線の近赤外波長を含む高強度の電磁放射線により注目部位を照射し、注目部位のフレーム列を得るとともにこのフレーム列を処理して平均化された制御像を得、患者に刺激性パラダイムを注入して内在信号を刺激し、注目部位の一連の次のフレームを時間に対して得るとともに次のフレーム列を処理して次の平均化像を得、各々次の平均化像と平均化制御像とを比較して一連の差分像を得、且つ
注目部位内の内在信号の初期証拠として各差分像を比較して内在信号が差分像の信号として表される電磁放射線反射特性の変化によって特徴付けられる患者の皮質の重要な機能領の光学撮像方法を提供する。

さらに本発明によれば、末梢神経又は脳神経に対する損傷を撮像するに当たり、（ａ）損傷の疑わしき箇所およびこれに隣接する領域を含む重要な末梢神経を具える注目部位を高強度の電磁放射線で照射し、（ｂ）注目部位の一連のフレームを得るとともにこれらフレーム列を処理して平均化制御像を得、（ｃ）損傷の疑わしき箇所に隣接する箇所の末梢神経又は脳神経を刺激し、（ｄ）刺激時にフレームの次の列を得るとともにこれらフレームの次の列を処理して次の平均化像を得、（ｅ）次の平均化像から平均化制御像を減算して差分像を得て末梢神経又は脳神経の活性領域を可視化し、これにより、刺激された神経からの内在信号が急激に終端するか、または差分像に変換され、減衰されるかまたは減少される神経の箇所に沿う点として神経ブロックを可視化するようにした末梢神経又は脳神経に対する損傷を撮像する方法を提供する。

また、本発明によれば、神経組織を囲む、即ち、これに隣接する腫瘍組織を撮像して神経組織を破壊することなく腫瘍組織を選択的に摘出するに当たり、（ａ）染料によって吸収された電磁波放射線の波長を含む高強度の電磁放射線によって注目部位を照射し、（ｂ）注目部位の一連のフレームを得るとともにこれらフレーム列を処理して平均化制御像を得、（ｃ）神経を刺激し、（ｄ）一連の次の神経フレームを得てこれら次の神経フレーム列を処理して神経の次の平均化像を得、（ｅ）神経の次の平均化像から神経の平均化制御像を減算して神経の差分像を得て活性神経を可視化し、（ｆ）注目部位に給血する動脈に染料を導入し、（ｇ）一連の腫瘍の次のフレームを得るとともにこの一連の腫瘍の次のフレームを処理して腫瘍の次の平均化像を得、（ｈ）腫瘍の次の平均化像から腫瘍平均化制御像を減算することにより腫瘍の差分像を得て腫瘍を可視化し得る腫瘍の差分像を形成するようにした腫瘍組織撮像方法を提供する。さらに腫瘍の差分像および神経の差分像を互いに重畳して腫瘍組織および神経組織の相対位置を同時に可視化することができる。

また、本発明によれば、腫瘍組織から得た像または内在信号差分像の感度およびコントラストを増強するに当たり、（ａ）少なくとも電磁放射線の第１波長および第２波長を含む放射線の複数の波長により注目部位を照射し、（ｂ）電磁放射線の第１波長から得た第１フレーム列および電磁放射線の第２波長から得た第２フレーム列等を含む電磁放射線の各波長に相当するフレーム列を得、（ｃ）第１フレーム列、第２フレーム列等を処理して第１平均化制御像、第２平均化制御像等を形成し、（ｄ）内在信号を刺激するかまたは腫瘍組織像に対する染料を導入し、（ｅ）電磁放射線の第１波長を用いる第１列の次のフレーム、電磁放射線の第２波長を用いる第２列の次のフレーム、等を得るとともに第１、第２等の次のフレーム列を処理して第１、第２等の次の平均化像をそれぞれ形成し、（ｆ）第１の次の平均化像、第２の次の平均化像、等から第１の平均化制御像、第２の平均化制御像、等をそれぞれ減算して第１の差分像、第２の差分像、等をそれぞれ形成し、（ｇ）第２の差分像に対する第１の差分像の比をとることにより増強された差分像を得るようにする。注目部位を照射する単色電磁放射線源はレーザ光源とするのが好適である。この技術を用いて注目部位の３次元情報を得ることができる。

本発明は実時間でニューロン内在信号を撮像するとともに染料を用いる充実性腫瘍体の存在、大きさ、縁部、元および等級を決める装置を提供する。さらに本発明は実時間で内在信号をマッピングすることにより患者の皮質を機能的にマッピングする方法、生検のサンプリング誤り、または、剖検者の凍結切手解析の遅延および可能な誤診断を行うことなく、実時間で充実性腫瘍組織の存在、大きさ、位置および等級付けを決める方法、および腫瘍細胞によって物理的に損傷を受けるか、または腫瘍細胞によって囲まれ、且つこれに隣接し得る神経組織を撮像する方法を提供する。本発明方法は、ビデオ入力ハードウェア像処理ハードウェアを含む一連の構成素子を具える同様の装置を用いる。ビデオ入力ハードウェアは例えばＣＣＤ（電荷結合装置）カメラのような光検出器（好適にはＣＯＨＵエレクトロニクスサンディエゴＣＡ社製のＣＯＨＵ6500電子制御ボックスを有するＣＯＨＵ6510ＣＣＤ単色カメラ）とする。あるカメラでは、アナログ信号をＡＤＩボード（アナログ−デジタルボード）で８ビット用にデジタル化する。像処理ハードウェアは一般に“ホストコンピュータ”によって制御する。このホストコンピュータは、（インテル386 、486 、または良好なマイクロプロセッサ、即ち、Sun SPARC を有するＩＢＭ ＰＣ型のような）任意の共通汎用コンピュータとする。このコンピュータは撮像ハードウェアでインターフェースされ、且つデータ流、計算、像取込み等を管理する撮像ハードウェアに命令をだす。これがため、ホストコンピュータによって撮像ハードウェアの操作を管理し、ユーザインターフェースを提供する。
詳細
次に示すものは、共通に使用される項目の定義であり、イノウエ、“マイクロスコピー”プレナム プレス、ニューヨーク、1989年に記載されているように、そのアート アクセプテッド 処理法に従って本願に適用する。

注目部位は像のサブジェクトを具える組織の領域である。

算術論理演算装置（ＡＬＵ）は像信号で多数の算術論理演算（例えば、和 、差、排他，または定数乗算等）を極めて高速で行うハードウェア素子である。

平均化制御像はある時間周期に亘る実時間像列の平均値である更新可能な 像である。

電荷結合装置（ＣＣＤ）は小型ビデオカメラの撮像管に用いられる光感応シリコンチップである。

差分像は平均化制御像から同時に次の像または特定の像を加算または減算することによって形成された操作可能な像である。

フレームは単一ビデオ画像の単一デジタル化アレイである。

フレームバッファは平均化制御像、次の像または差分像のような１フレームの任意の記憶として作用するハードウェアの一部である。

幾何学的変換（GonzalizおよびWintz 著, “デジタルイメージ処理", Addison-Wesley Publishing Co., Reading,1987）によって一般に像の画素間の空間関係を修正する。この理由で幾何学的変換はしばしば“ラバーシート変換”と称されている。その理由はこれら変換をラバーシート上に像を“プリント”し且つあらかじめ規定された規則に従ってこのシートを伸張するからである。ビデオ撮像に適用する際、次の像は動きのために歪んだものとしてみることができ、これら像を“ワープ”してこれらが制御像と同様となるようにする必要がある。幾何学的変換は、点変換によって画素値および／または位置にのみ基づく像の画素値を修正するとともに他の画素値が変換に含まれないと云う点で“点変換”とは区別する。

像はフレームまたはフレーム列を処理して平均化制御像または次の平均化像を形成するようなデジタル化後に変更されたフレームの組合せである。

内在信号は内因性組織活動による神経組織の反射特性の検出可能な変化である。内在信号の主原因は例えば膜偏光解消、神経膠細胞腫脹、ニューロン膜間のイオン束、血液容積変化、血液還元（ヘモグロビン対還元ヘモグロビン）、組織還元およびその組合せを含む。

線形ヒストグラム伸張は２つの点（高、低）間の値をマップして完全な範囲の値（即ち、ダイナミック範囲）をカバーする変換である。例えば、低い値は零にマップし、高い値は255 にマップし、中間の値は輝度値を線形に増大するようにマップする。低い値以下のすべての輝度値は零に設定し、高い値以上のすべての輝度値は高い値に設定する。

ルックアップテーブル（ＬＵＴ）は各画素のグレー値を他のグレー値またはＬＵＴによって特定されたカラーに変換するように管理されたメモリを理奥するように機能するハードウエアの一部である。ＬＵＴは（点処理アルゴリズムの慣例の実現方法のように）像のコントラストを処理し、像をしきい値化し、疑似カラー等を適用するようにプログラムすることができる。本発明の場合には、ＬＵＴはＡＤＩおよび／またはＡＬＵボードで速度に対して好適に実現する。

パラダイムによって特定の機能（例えば音声、言語、視覚等）をつかさどる皮質組織の領域の電気的活動を変化せしめて内在信号と称されるものを増減させるようにする。

画素はデジタル化信号の各フレームにおける増減の個別のユニットである。各画素の強度は信号処理前の照度の強さに正比例するとともに特定の画素に相当する組織の特定の領域から反射された電磁放射線（光子）の量に相当する。像の画素はデジタル画像の最小のユニットであり、その出力強度は任意の値トスることができる。ＣＣＤ画素はＣＣＤチップ上の最小の検出素子であり、そのアナログ出力はこれが検出される光子の数に正比例する。

処理された差分像は雑音または運動をフィルタ除去するとともに種々の画素値の絵お経のダイナミックスを増大して注目の領域のイベントを示すように処理された行の差分像である。

腫瘍縁部は外科医が腫瘍を摘出した箇所の領域である。
装置
本発明装置は１つのユニットまたは１群の構成素子として形成する。第１の構成素子は高強度電磁放射線源である。この放射線源によって充実性腫瘍組織を有するものと推測される部位のような皮質表面、即ち、注目部位を照射する。種々の異なる内在信号は電磁放射線の種々の異なる波長によって照射することができる。さらに、電磁放射線源は腫瘍撮像方法用の染料によって吸収される電磁放射線の波長を含む必要がある。例えば、染料をインドシアニングリーンとする場合には、好適な波長は約730 ｎｍ乃至約840 ｎｍとする。他の染料に対しては、電磁放射線を照射する好適な波長は染料が吸収される波長を含むようにする必要がある。光の代わりに電磁放射線を用いることができる。その理由は可視光範囲の外側のスペクトルの赤外領域で撮像することもできるからである。

皮質から内在信号を決める場合には、反射された電磁放射線はフィルタ処理して電磁放射線の選択された波長のみのビデオ撮像を行うことができる。電磁放射線の好適な選択波長は例えば500 ｎｍ乃至900 ｎｍ、さらに好適には近赤外スペクトルを含む。一般に、一層長い波長（例えばほぼ800 ｎｍ）はによって一層深い皮質活動を測定する。

さらに、0.75乃至1000μｍの不可視領域の赤外線スペクトルの部分によって頭骨および硬膜を経る内在信号を決め、これにより無傷の硬膜および頭骨を経、且つ神経外科に関連する危険性なく内在信号を決めるようにする。遠赤外線波長のこの範囲を用いる場合にはＩＲ検出器は可視アナログカメラのＣＣＤチップ以外の他の装置とする。ＩＲ検出器は砒化インジウムと、シリコン以外のテルル化ゲルマニウムおよび水銀カドミウムとのような材料から造る。ＩＲ検出器はこれらが僅かな温度変化に感応するように低温冷却する必要がある。例えば、あるＩＲ撮像系はIRC-64赤外線カメラ（シンシナチ エレクトロニクス、 メイソン ＯＨ）とする。

熱が皮質の表面に到達すると、皮質はほぼ３−５μｍまたは８−14μｍの範囲の電磁放射線を放出する。この放出された放射線を撮像することも試みられた（例えば、ゴルバック等による“脳皮質の赤外線マッピング”サーモグラフィ3:108 、1989参照）。しかし、本発明によればこれら放出された波長をフィルタ処理し、且つＣＣＤ検出器の代わりにＩＲ検出器を用いる。ＩＲ電磁放射線源は例えばレーザフォトニクス、オルランドウ、ＦＬから同調可能なＩＲダイオードレーザとする。撮像された波長は体熱および吸収変化の像とは異なり、電磁放射線散乱は本発明方法により得ることができる。無損傷皮膚および可能には骨を経る腫瘍像の場合には、ＩＲに吸収される染料（例えば、インドシアニングリーン）を用いることができる。他の有効な染料には、例えば、ヘマトフォルフィリン誘導体（ＨＰＤ）から誘導され630 ｎｍで光を吸収するフォトフリン＠、モノエスパチルクロライン-36 （ＮＰｅ₆ 、ニッポンペトロケミカル、日本）、ベンゾフォルフィリン誘導体（ＢＰＤ、クォドラ ロジック バンクーバーＢＣ）、エバンスブルーおよびその組合せがある。

好適には、電磁放射線源は、タングステン−ハロゲンランプのような高輝度の高輝度、広スペクトルの電磁放射線源および695 ｎｍ以下のすべての波長に対するカットオフフィルタで構成する。最も好適には、電磁放射線源をファイバオプティック手段によって注目部位に向けるようにする。かかる電磁放射線源の例は直流調整電源（Lambda, Inc.）により制御されるビームスプリッタを通過し且つ695 ｎｍのロングパスフィルタを通過するファイバオプティック電磁放射線とする。
本発明装置は皮質または注目部位のアナログビデオ信号を得る手段を含む。アナログビデオ信号を得る好適な装置は電荷結合装置（ＣＣＤ）ビデオカメラであり、これによって例えば標準ＲＳ170 コンベンションを用いるフレーム当たり512 水平ラインを有する30Ｈｚの出力ビデオ信号を発生する。かかる装置の１つはＣＣＤ−72ソリッドステートカメラ（Dage−MTI Inc., ミシガン シティ インディアナ）であり、他の１つはＣＯＨＵ6500（ＣＯＨＵ、サンディエゴ、カリフォルニア）である。

注目部位は均等に照射して全ダイナミック範囲に亘り信号を良好に調整する必要がある。注目部位が不均等に照射される場合にはダイナミック範囲が制限されるようになる。好適には、高輝度且つ拡散、即ち、均等な照射システムを用いる。注目部位全体に亘って均等な照射を得る技術は、例えばデジタル化像、制御点としての注目部位における一定な陰影グレイ像マーカ点、カメラおよび／または電磁放射線源の前面の波長カットオフフィルタおよびその組合せ上の不均等照射を補償するための拡散照射像処理アルゴリズムを含む。好適には調整された電源によって電磁放射線源の変動を防止する。フートプレートシステムは注目部位と接触しこれを被覆して平坦な輪郭を形成する光学ガラス（滅菌）である。このフートプレートによっても組織の動きを阻止する。

アナログ信号は先ず最初（アナログ信号のレベルでデジタル化前の）検出感度を最大として信号を増幅し、全ダイナミック範囲に亘り信号を拡げ、これにより装置の感度を増大する必要がある。（交流電力ラインからのような）60Ｈｚの雑音はアナログフィルタによりか制御ボックスでフィルタ除去する。さらに、かかる調整によっても電荷蓄積装置ＣＣＤからのアナログ信号を増強し、増幅し、条件付けする。入力アナログ信号を適宜に調整する手段の１つはビデオ速度（30Ｈｚ）でこの信号をデジタル化し且つアナログに変換し直すデジタル化像として注目部位を視ることである。

撮像処理中組織または患者の僅かな動きをも補償するのが重要である。患者の大きな動きはカメラを新たに方向付けして新たな平均化制御信号を得るようにする必要がある。動き補償は機械的手段または計算的手段あるいはその双方によって行うことができる。機械的手段は例えば注目部位にフートプレートを置き、この際フートプレートはフレーミング装置の滅菌光学量ガラスを具えるおよび／または患者の骨フレームにカメラおよび電磁放射線源を固着することによって達成する。カメラおよび／または電磁放射線源を患者の骨構体に取付ける場合には任意の患者の動きは何等影響を受けない。その理由はカメラおよび照射源が注目部位に一定に向けられたままとするからである。フレームプレートの利点はこれによって動脈圧および／または呼吸により生ずる組織の動きを阻止するとともに脳脊髄液の蒸発による変化を防止することにある。計算手段は例えば注目部位の機能制御点およびこれら制御または結合点の動きの補償を行う三角形型アルゴリズム、および各次の像を平均化制御像に幾何学的に置数して動きを補償する“像ワーピング”技術、および両技術の組合せを用いる。像ワーピング技術は例えばWolberg 著“デジタル像ワーピング”ＩＥＥＥコンピュータ ソサイティ プレス、ロスアリミトス カリフォルニア、1990に記載されている。さらに像ワーピング技術は平均化制御像に対し動きが大きすぎる際に用いられ、新たな平均化制御像をとる必要がある。制御点は内在信号解析に対し皮質表面直接置かれるように注目部位に直接置くことができる。例えば、Goshtasby （“像登録用小片状線形マッピング機能”パターン認識、第19巻、459-66頁、1986年）は制御点を用いる三角形状領域に像を分割する方法を提案している。各三角形状領域には個別に幾何学的変換を適用して各制御点を制御像の関連する三角形状領域に空間的に置数する。

２つの像（平均化制御像および次の像）を減算前に誤整列する場合にはアーティファクトが発生する。その理由は差分像が雑音および縁部情報を増幅する傾斜像と同様となるからである。像の誤整列は患者の動き、心拍および呼吸から生じ得るものである。１つの解決策は患者の頭のように患者に固着された剛固なアセンブリにカメラを固定して患者の任意の動きに従ってカメラの視野が動き得るようにする。他の解決策は動き検出器による実時間の動き補償および像処理板による幾何学的変換を行うことである。簡単な翻訳または一層複雑な（従って一層正確な）アンワーピングを入力フレーム速度および平均化の量に依存して実現し得るようにする。

人体の組織を撮像（ニューロン活動または組織を流れる染料のダイナミックな撮像）する場合には、連続する像を得る間に生じ得る人体の動きを補償する必要がある。

多くの型の像に対してはｘｙ面の並進運動によって像を変換する幾何学的補償を行うことができる。このようなアルゴリズムに対し実現可能とするために、周囲光の変化に対し（整数算術演算を好適に実現し得る）計算的に影響、メモリ影響および頑強とする必要がある。

１つの可能な方法は制御像に対する方向毎に画素の数０乃至ｋだけ像を並進運動させるようにする。（２＊ｋ＋１）＊（２ｋ＋１）の各々に対し、像減算を行い、あるメリットを計算して制御像に対する接近性を推測し得るようにする。かかるメリットの１例は減算像の分散である。この方法の欠点はこれが充分でないことである。その理由は（２＊ｋ＋１）＊（２ｋ＋１）減算像の各々に対し、512 ＊512 画素に亘る分散を計算する必要がある。

このアルゴリズムの有効な改善は、各領域が制御像に対し並進運動を必要とする像からの少数の画素（即ち、８×８）より成る注目部位（例えば９つの注目部位）のある僅かな数を任意に選択することによって減算像の分散を推測する必要がある。また、制御像のこの関連する注目部位に対しこれら小さな注目部位を並進運動するある探索深さ（例えば10画素）を選択する。０乃至10画素に対する可能な方向の並進運動後、選択された注目部位全体に亘る分散を最小にする並進運動を選択する。注目部位のすべてが同一の大きさであるため、最小の分散を選択し得るように順序付けする必要のある分散の計算に除算は必要でない。従ってすべての計算は整数算術演算で行うことができる。注目部位が充分小さいため、データの大部分はフレームバッファおよび増大速度に対しＩＯを制限するホストコンピュータのＲＡＭに記憶することができる。

他の問題は組織表面の照射を確実に均等にすることである。照射源の変動から不均等が生じ、強度分散は組織表面の３次元特性から生じる。照射源の変動は、光フィードバック機構を用いて照射源の供給電力を調整することによってアドレス指定する。これら問題の双方は像処理モジュールで補償することもできる。
アナログビデオ信号は信号処理手段に絶えず供給する。データを得て解析するかかる手段の１つは像解析機（例えば、シリーズ 151 像プロセッサ、 イメージング テクノロジーズ、 インコーポレーション、 ボーブルン、 イリノイ）である。像解析機はアナログ−デジタルインターフェースでアナログビデオ信号を受けてデジタル化し、且つ１秒のほぼ１／30のフレーム速度（例えば30Ｈｚまたは“ビデオ速度”）でかかる機能を遂行する。信号の処理には、まず最初、画素に割当てられた注目部位の部分から反射されない光子の数（即ち、電磁放射線の量）に依存する（２進系の）値を割当てた一連の画素、即ち、小さな正方形にデジタル化する。例えば、現在のテクノロジーＣＣＤから標準512 ×512 像において、像当たり262,144 個の画素が存在する。８ビットシステムでは、各画素は８ビットで表わされる。このＣＣＤは冷却して熱雑音を減少させることができる。

好適には、信号処理手段は、白黒像で表わされるグレイ符号化画素値を各グレイ符号化値の強度に基づくカラー符号化値に変換する値で初期化されたプログラマブルルックアップテーブル（例えば，CM150-LUT16,イメージング テクノロジーズ、 ボーブルン、 マイアミ）を含む。これによって像伸張により像増強を行う。像伸張は、デジタル像フレームの各画素を表わすために用いられる最高および最低の画素強度値を伸張すべき像フレームの領域全体に亘って決めるようにする。選択された領域を値の大きな範囲に亘って伸張することにより例えば雑音による比較的高いスプリアス値を容易に識別し、且つ除去することができる。 受信した各像を、例えば画素の512 ×512 アレイとして表わされるデータ素子のフレームとしてフレームバッファ、好適にはＣＰＵの文脈内に記憶する。各画素は256 グレイレベルの１つに相当する８ビット値を有する。

さらに処理手段はＡ／Ｄインターフェースから受けたデジタル化像データのフレームを記憶するフレーム記憶領域を有する複数のフレームバッファを具える。フレーム記憶領域は少なくとも１メガバイトの記憶スペースおよび好適には少なくとも８メガバイトの記憶スペースを具える。追加の16ビットフレーム記憶領域は、８ビット以上で表わされる画素強度を有する処理された像フレームを記憶するアキュムレータとするのが好適である。フレームバッファは一時的な高速メモリとする。処理手段は少なくとも３つのフレームバッファを含む。そのうちの１つのバッファは平均化制御像を記憶し、他のバッファは次の像を記憶し、３番目のバッファは平均化制御像および次の像間の差分像を記憶する。

さらに処理手段は１つ以上のフレームバッファに位置するデータから算術演算（加算、減算等）機能および論理（ＡＮＤ、ＯＲ等）機能を呈する算術論理演算ユニット（ＡＬＵ）（例えば、ＡＬＵ−150 パイプラインプロセッサ）を含む。ＡＬＵは高速プロセッサとする。ＡＬＵによって実時間で像平均化を行う。例えば、新たに到来するデジタル化像ＡＬＵに直接送るとともに双方の像をＡＬＵに通過させて加算することによりフレームバッファに位置する平均化制御像に対する加算または減算を行う。最後の像を加算した後、この16ビットの結果を再びＡＬＵに送ってＡＬＵによりこの結果を定数（即ち、像の総数）で除算する。ＡＬＵからの出力はフレームバッファに記憶してさらに処理を施すか、またはそれ自体の入力として用いて再び他の像と組合せるようにする。

かかる像を減算する前に、デジタル化像で患者の動きを補償するのが重要である。これがため、像に幾何学的変換を施してこれら像を減算前に幾何学的に置数する。

本発明装置は実時間モデュラープロセッサまたは高速ＣＰＵチップを像プロセッサに加えることによって差分フレームを形成する処理速度を増強することができる。例えば１つの実時間モデュラープロセッサを150 ＲＴＭＰ−150 リアルタイムモデュラープロセッサ（イメージング テクノロジー、Woburn，マサテューセッツ）とする。

さらに処理手段は差分像のヒストグラム伸張（例えば、ヒストグラム/ フィーテュア イクストラクタ ＨＦ-151-1- Ｖモジュール、 イメージング テクノロジー、Woburn，マサテューセッツ）を行って各差分像をそのダイナミック範囲に亘って増強する。線形ヒストグラム伸張は例えばグリーンによる“デジタル像処理：システムアプローチ”ファン ノストランド ラインフォルド、 ニューヨーク、1983年に記載されている。ヒストグラム伸張によって最も明るい画素、即ち、差分像の最高値を有する画素を割当てるとともにこれに最大値を割当てる。最小の画素値には最小値を割当てその間の全ての他の値には（線形ヒストグラム伸張に対し）最大値および最小値間の直線的な値（およびlog ヒストグラム伸張に対し対数値等）を割当てる。これにより差分像によって絶対変化に対し供給される全ダイナミック範囲を完全に用い得るようにする。

像処理システムによって得られる、 または、 開発下のハードウエアの多様体を用いることができる。例えば、テキサス インストラメント マルチメディア
ビデオ プロセッサ( ＭＶＰ) が動きビデオ用途に対して開発されている。ＭＶＰによって内部アーキテクチュアを高度に平行とし、オンチップメモリを大きくし、ＣＰＵ内でＣＰＵメモリおよびＩ／Ｏ装置間の通信の帯域幅を極めて広くし、実時間ビデオ圧縮標準および実時間像捕捉、処理並びに可視化の要求を支持するに必要な毎秒20億以上のＲＩＳＣ型演算特性をし得るようにする。例えば、ハードウエアはＶＭＥバスへのインターフェースを有するプリント回路板モジュールを具えることができる。単一シャーシによって全部のモジュールを収容し、手術室内または手術室間で容易に搬送し得るとともに表示モニタおよび周辺入出力装置を有するラックに設け得るようにする。実時間システムは例えば取得（アクイジション）、像処理、周辺制御およびホストコンピュータに対する４つのボードを具える。処理能力を低減する最小の構成は取得ボードおよびホストコンピュータボードのみを具えることである。取得ボードは到来ビデオフレームの実時間平均化を行い、且つ最大速度のバスで平均化フレームを読出すことである。ＶＭＥバスが好適な理由はそのピーク帯域幅（最も遅い修正に対して80Ｍバイト／秒以上、ＶＭＥ64）が高く、 且つ多数の存在するＶＭＥ積と融通性がよいからである。取得ボードは可変走査インターフェースを経て多くの種々の型のカメラを支承する必要がある。ドータボードによって多くの種々の型のカメラのインターフェースの必要性を支承することができ、且つ可変走査信号を取得マザーボードに供給することができる。好適には、ユニットはＲＳ-170Ａビデオ信号へのインターフェースを行うドータボードを具え、カメラの広い基部を支持し得るようにする。高い空間／コントラスト解像度および／または良好な信号対雑音比を有する低速走査カメラのような他の型のカメラを用い、これを本発明装置に組込むことができるとともに改善したドータボードにかように改善したカメラを組込むこともできる。

ホストコンピュータはＶＭＥインターフェースを有する単一ボード埋設コンピュータを具える。好適には、このホストコンピュータはバス帯域幅の考察に依存するＶＭＥ64インターフェースまたは標準（IEEE 1014-1987）ＶＭＥインターフェースを具える。ホストコンピュータボードの例は例えばフォースＳＰＡＲＣ／ＣＰＵ−２ＥおよびＨＰ9000モデル7471を含む。ユーザのインターフェースは例えばユニックス／Ｘ−ウインドウ環境とすることができる。像処理ボードは例えばテキサス インストラメンツＭＶＰおよび他のチップに基づき、実時間像平均化、登録、および手術中見え得るようにするために高品質の差分像を発生させるために必要な他の処理を実行し得るようにする。このボードも120 ×120 ＲＧＢ表示装置を駆動してハイライト腫瘍組織に対する疑似カラーマッピングを有する一連の差分像を示す。好適にはホストコンピュータに第２モニタを用いてスクリーンリアル箇所全体を増大し且つユーザのインターフェースを円滑にし得るようにする。処理ボード（完全にプログラマブルである）によってＶＭＥ64マスタインターフェースを支持して他のボードと相俟ってデータトランザクションを制御することができる。最後に、周辺制御ボードによって電気的なインターフェースを設けてホストコンピュータから機械的なインターフェースを制御することができる。かかる機械的なインターフェースは例えば染料注入用のコンピュータ制御モータ駆動シュリンジおよびカメラ制御ボックスを具える。

差分像は好適にはさらに処理して像を円滑にするとともに高周波雑音を除去する。例えば、低域通過空間フィルタは高い空間周波数および／または低い空間周波数を阻止してダイナミック範囲の両端で高周波雑音を除去し得るようにする。これにより円滑に処理された差分像（デジタルフォーマットで）を提供することができる。デジタル処理された差分像はカラーのスペクトルをグレイの異なる陰影に割当てることによりカラー符号化することができる。次いでこの像を（ＡＤＩボードにより）アナログ像に再び変換し戻して、平均化制御像および次の像間の差を実時間で可視化する。さらに処理された差分像はアナログ像全体に亘り重畳して注目部位のビデオ表示時に領域の染料が迅速に取込まれる際に、または内在信号が正の方向に増大する特定の組織箇所を表示し得るようにする。同様に、神経活動が減少すると組織の電磁放射線吸収容量が減少する（即ち、組織が一層明るくなり、内在信号が負となる）。例えば、像Ａを次の平均化像とするとともに像Ｂを平均化制御像とする。通常は、像Ａの画素が像Ｂの画素から減算するとともに負の値を発生し、この値を零として処理する。従って差分像によって禁止領域を考慮することはできない。しかし、本発明によれば、負および正の内在信号を確認する方法を提供し、この方法によれば、（ａ）像Ｂ（平均化制御像）から像Ａ（次の平均化像）を減算して第１の差分像を形成し、これにより全ての負の画素値を零とし、（ｂ）像Ａから像Ｂを減算して第２の差分像を形成し、これにより全ての負の画素値を零とし、且つ第１および第２の画素値を加算して“和の差分像”を形成する。和の差分像は増大する活動（即ち、黄、オレンジ、赤のような暖色系のカラーで符号化されたカラー）の領域を示し、減少する活動（即ち、緑、青、パープルのような寒色系のカラーで符号化されたカラー）の領域または禁止領域をっしす。或は又、第２の差分像に第１の差分像を重ねることができる。何れの方法によっても増大したニューロン活動おれんじ減少した活動の像を提供することができる。

好適には、処理手段はデジタル像データを記憶する光学ディスク、デジタルおよび／またはアナログビデオ像のハードコピーを提供するプリンタ、および装置の（アナログ信号に逆変換された）差分フレーム出力を連続的にモニタするようにしたモニタとを更に具える。この差分フレーム出力は実時間アナログビデオ像上に重畳して冷凍時にカラー符号化差分フレームで重畳された注目部位（例えば皮質表面または推定された腫瘍箇所）のビデオ像を形成し、迅速な染料取込み部位が発生し、且つある刺激またはパラダイムに応答して内在信号が存在することを示すことができる。

外科処置中、患者が動く場合がしばしばある。麻酔処置された患者の場合には、動きはしばしば呼吸および血流に依存する。覚醒した患者の場合には追加の動きが生ずる。この動きはデジタル化像で補償されるため、これら像は減算前に幾何学的に置数することができる。この幾何学的補償はデジタル化像に幾何学的変換を施すことによって達成される。幾何学的変換を実時間で遂行し得る像−処理ハードウエアの一部はＧＰ-150幾何学的処理ボード（Informatique et Techniques Avancees,Issy-ies-Moulineaux, France ）である。このＧＰ-150幾何学的処理ボードはイテックスハードウエアと両立し、且つ実時間回転、並進、ズーム、および512 ×512 ×８ビット像での双一次補間による２次歪み補正を遂行する。撮像方法
充実性腫瘍を撮像する方法は注目部位の推定腫瘍箇所を灌流する血管（例えば動脈または静脈）にボーラス注入により染料えお周期的に導入することを含む。好適には、染料は比較的短い半減期（例えば５分以下）を有し、且つ迅速にクリアされて繰返し導入を可能とする。本発明装置のビデオＣＣＤは推定された充実性腫瘍箇所（注入部位）上に集束され、且つ染料により吸収される波長を含む高強度の電磁放射線によって上記腫瘍箇所を照射する。染料の導入直前に第１の平均化像を取出し、デジタル化し、フレームバッファに記憶する。染料は迅速に注入されて直ちにボーラスとなる。次の像フレームを取出して記憶し、減算的に比較して本発明処理手段を用いる差分像（例えば１秒当たり１つまたは２つ）を形成する。染料の初期可視化はまず最初腫瘍組織の差分像に現われる。その理由は染料が一層迅速に腫瘍組織ないを灌流するからである。充実性腫瘍の縁部は充実性腫瘍マスを概略する陰影付きのラインとして差分フレームに現われる第１像となる。この差分フレームを冷凍して記憶し、外科医が腫瘍像を観察して手術中に実時間で腫瘍縁部を確認し得るようにする。さらに、染料は正常な組織に比べて腫瘍組織で長期間に亘り残存する。これがため、正常な組織および腫瘍組織の双方において注入部位を通過する染料が一般に現われた後腫瘍組織の染料クリアランスが遅延し、これにより腫瘍組織に存在し、正常な組織に存在しない染料によって腫瘍存在しを可視化する他の機会を得ることができる。一層侵略的な悪性の腫瘍では、腫瘍の等級が高くなればなるほど染料が腫瘍組織の一層長く残存するようになる。等級が低く一層良性の腫瘍に対しては、染料は腫瘍組織に45秒乃至２分間残存するが、一層悪性の腫瘍では染料は10分間も残存するようになる。

本発明方法はＭＲＩ（磁気共鳴撮像）のような腫瘍第１撮像技術を確立するのに極めて好適である。その理由は光学的撮像によって現在のＭＲＩ技術（ＭＲＩは手術中の技術ではない）で識別し得なかった等級の低い腫瘍を識別し得るとともに更新した像を染料の再導入による外科的処置中連続して用いることができるからである。この染料は摘出が開始されて残留腫瘍組織に対し摘出壁部を視る外科的処置中複数回導入することができる。ＣＮＳ腫瘍に対してはＭＲＩ技術によってかかる腫瘍を撮像し得る血液脳関門を妥協した進行期の腫瘍に必要である。コントラストによる本発明光学的撮像方法は血液脳関門といまだ妥協しない低い等級の腫瘍をも撮像することができる。これがため、この光学的撮像はＭＲＩよりも一層感度のよい技術であり、手術中の使用し得、且つ腫瘍を等級化する好適な手段を提供することができる。

染料は生体内導入に対し安全であり且つ静脈内導入または動脈内動脈内時に短い半減期を有する電磁放射線吸収染料とする。かかる染料の１例には、インドシアニングリーン、フォトフリン＠、ＮＰｅ₆ 、ＢＰＤ、エバンスブルーおよびその組合せがある。さらに、充実性腫瘍の外科的摘出中、染料は注入部位から迅速にクリアされるのが重要である。斯様にして、染料導入を繰返して摘出中残留腫瘍組織を決めるようにするのが重要である。

撮像観測中患者、特に覚醒患者の動きを考慮して、平均化像フレームを連続的に更新するのが重要である。これがため、残留染料の循環、患者の動きまたは外科的処置による組織の動きを考慮する。

例えば、腫瘍組織を可視化する本発明方法は、前頭葉の鼠神経膠腫モデルに用いて本発明方法の可能性をテストし、腫瘍組織から正常なまたは水腫性の脳を確認するとともに全ての可視腫瘍摘出後異常な腫瘍から正常な腫瘍を本発明方法により分離するかどうかを決めるようにする。脳の血管を経る染料の灌流のダイナミックな性質によって正常な脳および腫瘍組織の識別を行う。さらに、20μｍ２／画素以下の光学像の空間解像度のため、残留腫瘍の小さな領域をも確認することができる。さらに、腫瘍組織を無損傷鼠頭蓋を経て確認し得るため、外科的手術前に腫瘍撮像を行う方法および装置を提供することができる。 理論に縛られることなく、正常な脳組織周囲および腫瘍組織を経る染料灌流のダイナミックな差を次に示す４つの理由の任意の１つまたはその組合せに対し考慮する必要がある。

（１）機能不全腫瘍毛細血管を経る染料の大きな溢出、
（２）腫瘍組織による染料の著しく迅速な取込み、
（３）腫瘍組織を経る緩慢な伝搬回数、
（４）腫瘍細胞による染料の好適な取込み。

鼠の神経組織モデルを検査し、微小血管系を正常な皮質と比較する。腫瘍組織の血流は正常な組織のものよりも一層緩やかであり、且つ一層変化し得る。脳腫瘍と正常な脳との相違は腫瘍の位置、浸潤度、壊死に寄与する。鼠の脳に移植されたＣ６大神経膠細胞の培養球界を用いる他の研究では、血流は正常な鼠の脳よりも生育腫瘍で一層緩やかとなる。微小血管の容積率は腫瘍と正常な脳との間で等価となる。しかし、腫瘍のほぼ50％のみが活性的に灌流するため、腫瘍の灌流した微小血管の表面積は正常な脳のものの１／２であった。これらの変化は腫瘍に比較して正常な脳により一層迅速にクリアされるようになる。

腫瘍毛細血管の透過率は正常な脳のものよりも著しく高い。これら毛細血管の機能不全によって大きな粒子の浸潤を生じ、その結果水腫が生じ、且つ腫瘍の微小血管を囲む割込み圧が増大するようになる。腫瘍の微小血管は正常な細動脈の平滑筋を含まないため、これらも圧力傾度の局部制御を有さなくなる。これによっても腫瘍組織に血流静止を生じるようになる。染料灌流の総合効果によって正常な脳のものよりも走行時間が長く且つ腫瘍組織からの大きな光学信号の持続時間が増大して長くなる。かかる理由によって染料灌流中にみられた腫瘍および正常な脳からの光学信号のダイナミックな変化を支持するようになる。この場合腫瘍組織にほぼ等価な取込みおよび充分に緩やかな走行時間が生じ、従って光学信号に長い増加が生じる。また、腫瘍を囲む組織は機能不全の毛細血管なく割込み圧の増加が期待され、且つ腫瘍組織が光学変化の中間期間を有すると云う事実に従って他の微小血管系が変化するようになる。

正常な脳からの染料の一層迅速なクリアランス機構が発生するかどうか、または染料が腫瘍細胞によって好適に隔離されるかどうかは明らかではない。後者の場合にはヘマトポルフィリンが腫瘍細胞内に好適に取込まれるようになるとともにかかる細胞にフォトダイナミック療法を用いる可能性を考慮する。染料が脈管内に完全に残留する場合には正常な細胞および腫瘍細胞間に染料の極めて不均一な分布が期待されるようになる。しかし、一層大きなパイル微小血管間の領域からとられた中間像からはその反対のことが観察された。

さらに、本発明によれば厳しいてんかん活動の領域のような皮質機能領域および機能不全領域を撮像する方法を提供する。この方法によれば特定の皮質機能不全をマッピングし、またはてんかん患者のてんかん活動の位置である機能亢進領域を確認する感知信号を導入する。皮質のてんかん発作領域は自然に一層活動的なのもとして可視化され且つ皮質活動の内在信号をマッピングする方法を用いる本発明方法によって撮像することができる。

内在信号を可視化する方法には特定のパラダイムによって皮質組織を刺激することが含まれる。種々のパラダイムは例えば物体の絵を患者にみせ、且つ物体の名称を患者に尋ねてニューラル活動を変更し、これにより関連する内在信号を形成する。

本発明方法および装置の他の特徴は抹消神経の損傷およびスカーリングを撮像し得ることである。中枢神経系および抹消神経系（ＰＮＳ）の神経は損傷後に再生する可能性によって特徴つけられている。損傷した抹消または頭蓋神経を修復する手術中内在信号のブロックの領域を撮像することによって神経損傷領域を撮像することができる。例えばこの神経は注目部位に露出される。神経は損傷箇所の上流を刺激する。活動的な神経経路は活性化後の処理された差分フレームの内在信号によって撮像する。神経損傷またはブロックの箇所は損傷箇所の内在信号に対する急激な端部または下降によって明らかである。斯様にして外科医は神経損傷が存在する箇所の情報を実時間で詳しく得ることができ、可能であれば損傷を修復することができる。

さらに、神経組織を囲むかまたこれに隣接して位置する腫瘍組織を除去する必要がある場合には、本発明装置および内在信号を撮像する可能性を用いることができる。例えば、聴神経鞘腫と称される腫瘍は通常内耳( 聴覚) 神経を囲んで位置している。内耳神経（脳神経）を損傷することなく、且つ耳を難聴にするかまたは顔を動かす筋肉を刺激する顔面神経を損傷することなく腫瘍組織を除去するのは困難な処置である場合が多い。本発明方法によって染料を用いる神経組織の周囲から腫瘍組織を識別する可能性を提供する。さらに、本発明方法によれば、内耳神経用の音声パラダイムにより神経を連続的にまたは周期的に刺激するか、または顔面筋から顔面神経を逆動させ、且つ神経活動に関連する内在信号を検出することによって内耳神経または顔面神経の正確な位置を示す情報を外科医に連続的に示すことができる。従って、神経組織の最も近くに腫瘍組織が存在する場合には染料により腫瘍組織を位置決めするとともに同一の撮像装置を用いる内在信号を検出することによって神経組織を位置決めすることができる。

撮像方法によって注目部位の表面の情報を得るとともに組織の深いレベル箇所において注目部位をターゲットすることができる。像（平均化制御像および次の平均化像）を形成するために用いる電磁放射線の長い波長を用いて組織の深い箇所に存在する注目部位をプローブする。さらに、500 ｎｍで見られる像および700 ｎｍで見られる像間に差分像が得られる場合にはこの差分像は組織の光学的スライスを示す。さらに、カットオフフィルタを用いる代わりに、染料の導入を電磁放射線の組織フィルタとして作動させて注目部位にフィルタを設ける。この場合には、長期間に亘り腫瘍または正常な組織に残留する染料を用いる必要がある。

さらに本発明方法によれば、腫瘍組織から得た像または内在信号差分像の感度およびコントラストを増強するに当たり、（ａ）少なくとも電磁放射線の第１波長および第２波長を含む放射線の複数の波長により注目部位を照射し、（ｂ）電磁放射線の第１波長から得た第１フレーム列および電磁放射線の第２波長から得た第２フレーム列等を含む電磁放射線の各波長に相当するフレーム列を得、（ｃ）第１フレーム列、第２フレーム列等を処理して第１平均化制御像、第２平均化制御像等を形成し、（ｄ）内在信号を刺激するかまたは腫瘍組織像に対する染料を導入し、（ｅ）電磁放射線の第１波長を用いる第１列の次のフレーム、電磁放射線の第２波長を用いる第２列の次のフレーム、等を得るとともに第１、第２等の次のフレーム列を処理して第１、第２等の次の平均化像をそれぞれ形成し、（ｆ）第１の次の平均化像、第２の次の平均化像、等から第１の平均化制御像、第２の平均化制御像、等をそれぞれ減算して第１の差分像、第２の差分像、等をそれぞれ形成し、（ｇ）第２の差分像に対する第１の差分像の比をとることにより増強された差分像を得るようにする。この方法は例えば電磁放射線の２つの単一波長源によるか、または電磁放射線の広い多重波長源および複数の長パスフィルタを用いることによって達成することができる。好適には、注目部位を照射する単色電磁放射線をレーザ源とする。

内在信号および腫瘍組織を撮像する本発明装置および方法は外科処置設定の外部で用いることができる。特に、無損傷皮膚および骨を経る腫瘍撮像を行うことができる。被検体のある領域では、長い波長の可視光および近赤外電磁放射線を、乳房組織のようなかかる撮像組織に容易に通過させることができる。染料を注入すると、腫瘍組織のような膨張血管部位を確認することができる。

本発明方法の他の例では、抗体のようなターゲット分子に共役の電磁放射線吸収、即ち、蛍光染料、または特に腫瘍細胞の抗原表面マーカーに特定のモノクローナル抗体またはそのフラグメントを用いるようにする。蛍光染料の励起波長（放出波長ではない）を含む電磁放射線によって注目部位を照射する。この照射は電磁放射線源上にカットオフフィルタを用いることによって行う。好適にはＣＣＤカメラを像増強器またはマイクロチャネルプレート（例えば、ＫＳ−1381ビデオスコープインターナショナル，ワシントン，ＤＣ）に結合してシステムの感度を数オーダー増大し、且つこれに加えた蛍光染料を有する細胞を可視化する。ターゲット分子と共役となり得る蛍光染料の例は例えばモレキュラー プローブ
ユーゲン ＯＲから販売されているカスケードブルー、テキサスレッドおよびルシファーイエローＣＨである。

本発明装置はさらに他の用途に適用することができる。例えば装置を皮質（例えば、図１および２参照）の電気的刺激に用いる電極の較正に使用することができる。覚醒患者の皮質の機能的体制をマップするために外科医が現在使用している技術は皮質の表面に（刺激電極を経て）電流を直接供給することである。外科医はてんかん発作をトリガすることなく、または組織に損傷を生ぜしめることなくできるだけ最大強さの刺激電流を供給するようにする。刺激電極を較正する方法としては、外科医は、可変強度の電流を患者の皮質に供給するとともに患者の脳の表面に直接載置された記録電極の出力を観察しながら電気的活動をモニタする。外科医は刺激電極により数秒間電流を供給するとともに刺激停止後のある期間に亘り持続し得る刺激後のてんかん活動に対し記録電極からの出力をチェックする。本発明装置によれば、電極刺激電流により皮質が受ける空間程度および刺激電流停止後持続する刺激で誘発された活動の時間コース（所望に応じ）をモニタする正確な手段を設ける。この方法では、刺激前の制御像を得、次いで刺激中または後に次の像を得る。像はここで説明したように処理して休息活動が供給された刺激電流により影響を受ける皮質のこれら部位の高解像度空間マップを提供する。また、本発明装置は外科医が電極に対する適宜の刺激電流を選択するために用い得る刺激およびてんかん活動の空間的程度および時間コースのマップを提供する。

さらに、血管の血流のダイナミック変化および内在光学変化を用いる皮質活動を瞬時空間マッピングする本発明装置を使用することができる。（例えば、図１および図２参照）。理論によって規制されることなく、大きな血管の領域内の内在光学変化は、これら血管内の血流速の変化割合に依存する。本発明によれば個別の血管内の血流速の変化をモニタする方法を提供する。

また、本発明は神経外科処置中麻酔をかけられた患者の皮質の機能体制をマップする方法を実施する装置を使用することもできる（例えば、図５参照）。この方法によれば、求心性知覚入力を処理するに特定の皮質領域を活性化する求心性知覚刺激を行うとともに本発明方法および装置で観測された誘発内在信号を求心性知覚刺激に含まれる皮質の領域を光学的にマップする。

例えば、腫瘍の外科的摘出中、外科医は皮質のどの部位が麻酔された患者の脚部からの知覚入力の処理に含まれるかを知る必要がある。従って外科医は振動刺激のような求心性知覚入力を脚部に供給して情報の伝達を脚部の知覚処理に含まれる皮質の該当部分に生ぜしめるようにする。この知覚刺激は本発明方法および装置を用いてマップし得る皮質の適宜の領域を活性化する。求心性知覚入力の他の例によれば、聴中枢を活性化するために音響的刺激を行うとともに視中枢をマップするために視覚刺激を行い、しかも間接等を動かすようにする。この方法は麻酔された患者のある機能部位をマッピングするのに有利である。

さらに、腫瘍縁部からの試験切除を行う際に手術中の外科医の手助けとなる方法を実施する本発明装置を使用することもできる（例えば、図12参照）。腫瘍の外科的摘出後、外科医は腫瘍摘出縁部のどの部位が腫瘍組織の残遺物を含むかを識別し得るようにする。これが重要となる理由は、多くの腫瘍の型において、手術後の照射および化学療法の有効性を腫瘍組織残存量に対して相関すると考えられるからである。腫瘍のこれら残遺物を確認する現在の技術では、外科医は僅かな量の組織を任意のサンプリングで取出して剖検者への検査用としてこれらサンプルを送るようにする。このサンプリングおよび検査は外科手術中に行う必要がある。その理由は外科医はこの情報に基づいてどの組織をさらに摘出する必要があるかを決定する必要があるからである。この技術によれば、外科手術に必要な時間が増大して費用が嵩み、且つ患者への危険が増大する等のいくつかの欠点があり、しかも、試験切除を決める任意のサンプリング法はサンプリング誤りが避けがたいものとなる。本発明によれば、腫瘍縁部の内の残留腫瘍組織の箇所を迅速に決める方法を提供する。これは、組織のどの部位を試験切除の目的でサンプリングするか、およびどの部位を腫瘍組織が含まれるものとして直ちに摘出する必要があるかに関する外科的決定の手助けとなる。

この例は皮質の直接の電気的刺激による被検体の光学変化を示す。皮質表面の電気的な記録（表面ＥＥＧ，ＥＣＯＧ）は光学変化と相関する。図１および２は皮質の直接の電気的刺激中およびてんかん発作活動中、人の皮質の内在光学性質のダイナミック変化を示す。図Ａ，Ｂ，Ｃ，およびＤは本発明装置を使用して覚醒または麻酔神経外科処置中人の皮質の内在光学変化の高空間解像度を有するダイナミック情報を提供する代表的な光学撮像法を示す。図１において、内在信号変化は刺激−電極“較正”中、覚醒された患者に誘発する。４つの刺激試行は皮質表面に逐次供給し、各刺激によっててんかん発作を誘発する。刺激試行は次のものから成る。（１）ある期間に亘り記録電極の出力を観察することにより休息皮質活動度をモニタし、（２）電流を刺激電極を経て数秒間に亘り皮質表面に供給し、（３）刺激停止後ある期間に亘り記録電極の出力をモニタする。

一連の像（各像は30Ｈｚで得られた128 フレームの平均値より成る）は４つの刺激試行の各々中に得る。最初の３つの刺激試行に対しては６ｍＡの電流を用い、４番目の刺激試行に対しては８ｍＡの電流を用いる。一連の３−６個より成る平均化制御像を得た後、放電活動後にてんかんが誘発されるまで（表面電極によって記録される）、バイポーラ皮質刺激電流（６ｍＡまた８ｍＡ）を供給する。像は４つの刺激試行の各々中連続的に得られた。

各画素に対する光の吸収変化度を４つの刺激試行中に得られた各像に対し計算する。（図１Ａにマークした４つの正方形領域によって示される）４つの部位に亘る平均変化度をこれら４つの空間的部位に発生するダイナミック変化の比較および解析のために、図１Ｂ，１Ｃおよび１Ｄにグラフ的にプロットして示す。
図１Ａは１つの記録電極（r ）と、２つの刺激電極（s ）と、これら領域全体に亘る吸収の平均変化度が決まる４つの箇所（４角枠で囲んだ領域１，２，３および４）とを有する顔面運動皮質の直前の人の皮質を示す。皮質は電磁放射線＞690 ｎｍで照射した。スケールバーは１ｃｍである。

図１Ｂは図１Ａに示す４角枠１および３の空間領域における電磁放射線吸収の変化度（毎秒）をプロットして示す。両領域に対し、ピーク変化は最大量の刺激電流が誘起された４つの刺激試行（８ｍＡ）中最も長いてんかん発生後の活動である。４角枠３内の変化度は４角枠１内の変化度よりも大きく且つ一層長かった。４角枠３はてんかん病巣領域（患者のてんかんに対し応答可能な組織の励起可能な領域）上に位置していた。

図１Ｃは図１Ａに示す４角枠１および４の空間領域における電磁放射線吸収の変化度（毎秒）をプロットして示す。４角枠１は２つの刺激電極間の皮質組織の領域上に位置し、４角枠４は血管上に位置する。４角枠４内の変化度は４角枠１よりも充分大きく、その反対方向にある。また、これらの変化度は刺激電流およびてんかん発生後の活動の大きさによって等級化される。４角枠４内の変化度は血管内の血流速度の変化に著しく依存するため、このプロットは本発明が皮質活動および血流を同時にモニタし得ることを示す。

図１Ｄは図１Ａに示す４角枠１および２の空間領域における電磁放射線吸収の変化度（毎秒）をプロットして示す。これら２つの領域が互いに近接しているにもかかわらず、これらの光学的変化は６ｍＡの電流を用いる最初の３つの刺激試行中反対方向にある。４角枠２の領域内の負に向かう変化は本発明を用いて皮質活動および励起の禁止をモニタすることができることを示す。

本例で記載された全ての撮像処理および患者の承認フォームはユニバーシティ オブ ワシントン ヒューマン サブジェクツ ＲＥＶＵＥ コミッティによって再検査され、且つ承認された。全ての患者は外科手術および撮像の実験の双方に対するインフォームド コンセント ステートメントを署名した。皮質は直流調整電源（Lambda,Inc. ）により制御され且つ695 ｎｍロングパスフィルタを通過したビームスプリッタを通過するファイバーオプティック電磁放射線によって均等に照射した。像は特別に修正されたシネアダプタにより手術用顕微鏡に固着されたＣＣＤカメラ（ＣＯＨＵ65000 ）により得た。皮質はガラスフートプレートによって安定化した。像は30Ｈｚで得て、８ビット（Imaging Technology Inc. Series 151 system, Woburn MAを用いる512 ×480 画素）でデジタル化した。幾何学的変換を像に適用して患者の動きの少量を補償する（Wohlberg, “デジタル像ワーピング" I.E.E.E. Computer Society, Los Alamitos, CA, 1988 ）。制御像による次の除算により制御状態中に得た像から刺激状態中（皮質表面刺激、舌の運動またはネーミング中）に得た像を減算することにより差分マップ度を得た。生のデータ（即ち、デジタル化しない）は特定の領域（平均寸法の４角枠は30×30画素または150 −250 μｍ² ）の平均光学変化を決めるために用いた。疑似カラー像に対しては、線形ロウパスフィルタによって高周波雑音を除去するとともに線形ヒストグラム変換を適用した。雑音は逐次得られた制御像の変動の標準偏差として規定し0.003-0.009 とした。

刺激電極（図１Ａの箇所＃１）および近くの記録電極（＃３）間の光学変化は各てんかん発作の強度および持続時間に対する等級化応答を示した（図１Ｂ）。てんかん活動の空間程度は刺激前に得られたベースライン像と刺激直後に得られた像とを比較することにより示した。光学変化の強度および広がりは刺激＃４（てんかん発作後最長）後よりも次の刺激＃２（てんかん発作後最短）が最も少なかった。 光学変化はベースライン以下である場合には表面ＥＥＧ記録はてんかん発作活動（ｎ＝３患者）を確認しなかった。図２Ａ１の箇所＃３では刺激後の光学変化はベースライン以下（図２Ａ３のブラック領域）であった。しかし、第４の刺激中箇所＃３の部位内に広がったてんかん発作活動および光学信号は後までベースライン以下とならなかった（図１Ｂの箇所＃３）。この負の光学信号は禁止された神経母集団（てんかん禁止環境）を表わし、減少した酸素放出または血流が活動化された領域に分流されたことを示す。

図３は活性領域およびてんかん発作病巣を識別する光学信号の一連のダイナミック変化を示す。図３には前の２つの図に示される刺激試行２からの８つの差分像度を示す。各像は２秒間隔で得られる。最大の光学変化の病巣領域は、像３，４および５の中心において、最大の皮質活動の領域を示す。この領域がてんかん病巣である。光学変化の大きさは図２にグレイースケールバーで示す。各像はほぼ４ｃｍ×４ｃｍの皮質の領域を示す。

図４は人の皮質における刺激誘発光学変化のダイナミック変化の実時間シーケンスを示す。図４のパネル１〜８は各々が８フレーム（＜１／４秒／像）の平均値である８つの連続する百差分像度を示す。各像はほぼ４ｃｍ×４ｃｍの皮質の部位にマップする。

図６において、皮質表面の刺激マッピングは局部麻酔状態の覚醒患者に施して知覚／運動皮質およびBroca's 部位を確認した。３つの“舌ウイッグリング”試行中は平均化（32フレーム、１秒）され、２秒毎に記録する。舌揺動試行は、休息中に５−６個の像を得、次いで40秒中に患者が舌を上蓋に揺動することを要求する像を得、その後回復期中像を連続的に得ることにある。次いで同一の患者は“言語ネーミング”試行を行うことを要求した。言語ネーミング試行は、休息中に５−８個の像（制御像−患者が一連のブランクスライドを黙ってみる）を得、次いで患者が（Broca's 部位で大きな応答を誘発するように選択された２秒毎にスライドプロジェクタに存在する一連の物体をネーミングする）ネーミングパラディグムで試行した時間周期中像を得、患者がネーミングタスクをやめるとき（沈黙を守りながらブランクスライドをみる）に次ぐ回復期間中一連の像を得ることにある。像Ａ１およびＢ１は人の皮質の領域のグレイースケール像であり、左側は前部、右側は後部、上側は頂部、下側は底部外側溝である。像Ａ１，Ｂ１，Ａ２およびＢ２の２つの星印はこれら像間の基準点である。像Ａ１およびＢ１の下側右隅のスケールバーは１ｃｍとする。像Ａ１において、番号を付した４角枠は電気刺激電極による皮質刺激によって口蓋微振動（１）、舌微振動（２）、音声停止−Broca's 領域（３，４）および無応答（11,12,17, ５−前運動）を誘発する箇所を示す。像Ａ２は１つの舌揺動試行の休息中の皮質の百分率差制御像である。像Ａ２の右側のグレイースケールバーは像Ａ２，Ａ３，Ｂ２およびＢ３に関連するカラーコードの相対的な大きさを示す。像Ａ３は１つの舌揺動試行中に発生するピーク光学変化の差分マップ度である。皮質刺激により舌および口蓋感覚領域として識別された領域は大きな正の変化を示す。周囲領域においてベースライン雑音を抑圧することは１つの舌揺動試行中言語−運動領域が負に向かう光学信号を示すことを表わす。像Ｂ２は１つの言語ネーミング試行中の皮質の百分率差制御像である。像Ｂ３は言語ネーミングタスク中の皮質のピーク光学変化の差分像度である。大きな正に向かう信号はBroca's 領域に存在する。負に向かう信号は舌および口蓋感覚領域に存在する。

図７は舌および口蓋感覚領域およびBroca's 領域で誘発された人の皮質のダイナミック光学的変化の時間コースおよび大きさをプロットして示す。この図７には、３つの舌揺動試行の各々および１つの言語ネーミング試行中図６に示す４角枠で囲まれた領域、即ち、像Ａ１およびＢ１ないの組織の光吸収の変化度をプロットして示す。図７Ａは３つの舌揺動試行中図６で示される４角枠１，２，３および４内で空間的に平均化された像Ａ１をプロットして示す。図７Ｂは４角枠１〜７および17内で空間的に平均化された言語ネーミング試行の１つを示す。これらの結果は指の運動中知覚皮質にいい気な電位が存在することを報告したリー等によりレポートされたデータと一致する（Ann.Neurol）。舌の運動中知覚皮質の光学変化の大きさ（10−30％）は運動タスク中脳血流が10−30％増大する知覚／運動皮質の研究と一致する（Colebatch et al., J.Neurophysiol. 65:1392,1991）。さらに、視覚刺激中人視覚皮質の血量容積変化のＭＲＩを使用することにより脳血量が30％まで増大するようになる（Belliveau et al.,Science 254:716,1991 ）。

光学像はこの同一の皮質領域から得た（即ち、注目領域）が、患者はブランクシライドを見るとともにシライド上の物体のネーミングは２秒ごとに行った。ネーミング中に得た差分度マップは前運動領域の活動度を示す。音声停止および口蓋動揺の箇所は表面刺激で確認され且つ反対方向に向かう光学信号で表わす。活動部位は音声を発生しない舌運動によって誘発された部位とは相違すること明らかである。ネーミング中の前運動皮質活動の光学像はＰＥＴ単一ワード処理研究において確認された皮質部位と動揺の箇所にある（Peterson et al.,Nature 331:585,1991 およびFrith et al., J.Neuroosychologia,29:1137,1991 ）。光学変化はBroca's 部位として因習的に規定された皮質部位で最大となり、 電気的刺激により音声停止を行う部位では最大とならなかった。

図８は覚醒した人の言語理解（Wernicke's area ）に重要な皮質領域の光学的マップを示す。図８の像Ａは患者の皮質表面を示し、その解剖学的指向は左側が前部、下側が下部、上側に沿って外側溝が走っている。光学的撮像後太いラインの左側の皮質組織全部は外科手術的に残存している。箇所＃１および＃２は音声に対する本質的なもの（例えば、ネーム物体に対する被体の皮質刺激のブロックされた可能性）として識別される。箇所＃３では３つの刺激試行における１つのネーミング誤差を見いだした。外科手術的摘出が太いラインの星印でラベルされた領域に到達すると、患者の言語は劣化する。図Ａのラベルを付していない箇所全部は誤りは無いが皮質刺激中スライドをネーミングする。図８の像Ｂは言語ネーミング試行中に得られた皮質のグレイースケール像の差分度像のオーバーレイを示す（言語ネーミング試行を説明している図６参照）。光学的変化の大きさはこの像の右側にグレイースケールバーで示す。この像は外科医がこの発明を手術に用いて言語皮質をマップする手段を示す。

図９はWernicke's area （言語理解）で誘発された人の皮質のダイナミック光学的変化の時間コースおよび大きさを示す。図９Ａには図８に示す４角枠で囲まれた領域内の組織の光吸収の変化度をプロットして示す。４角枠１および２のプロットは本質的な言語箇所上に位置し、４角枠４，５および６は第２言語箇所上に位置する。これら５つの箇所の各々の表示は患者が言語ネーミングタスクを行っている間に発生した著しい変化を示す。図９Ｂは図８に示す６つの番号を付していない４角枠からの変化度を示す。これら前部箇所内では充分な増減はない。

本例は低級腫瘍のインドシアニングリーン像を示す。手術前にＭＲＩ走査を行った。更に、患者を例１に使用した上述した本発明装置を用いて腫瘍組織について検査した。

興味のある特定の大脳皮質性表面区域の平均制御像が得られた。インドシアニングリーン染料を時刻０において抹消静脈カテーテルに塊として導入した。図10は低級人ＣＮＳ腫瘍を識別する染料のダイナミック差分像を示す。この一連の像は低級ＣＮＳ腫瘍（星状細胞腫、等級１）を有する患者から得られたものである。図10Ａ（左上）において、外科医が脳の上に付けた文字ラベルは腫瘍上にあって手術中に超音波により識別される。しかし、このタイプ及び等級の腫瘍は、腫瘍の外科的除去を始めたら正常組織から識別することは困難であることが知られている。図10Ｂ（中央左）は染料（１ｍｇ／ｋｇのインドシアニングリーン）の静脈注入から約15秒後に得られた差分像を示す。図10Ｃ（左下）は染料注入の約30秒後の差分像を示す。腫瘍組織の部分が第１組織の染色状態を示す。図１０Ｄ（右上）は、この低級腫瘍において、染料注入の45秒後における全ての組織（正常組織及び異常組織）の染色状態を示す。図10Ｅ（中央右）は染料注入の一分後の差分像を示し、図10Ｆは染料注入の５分後の差分像を示す（この低級腫瘍では完全なクリアランスを示す）。これらのデータは、インドシアニングリーンは正常脳組織より速く低級腫瘍組織内に侵入し、正常組織からよりも良性腫瘍素子からのほうが除去に時間がかかることを示す。従って、この装置によれば低級腫瘍でも撮像することができる。更に、低級腫瘍組織を周囲の正常組織から手術中に識別することができる。

従って、本発明装置によれば低級腫瘍でも撮像することができる。この腫瘍組織の次の病理学検査によりこの腫瘍が低級腫瘍であることを確かめた。

本例は極めて悪性のＣＮＳ腫瘍（神経膠腫）の像を示す。患者を例１につき述べたように神経外科方法で撮像した。腫瘍撮像方法は例２と同一にした。図11に示す一連の像は悪性ＣＮＳ腫瘍（神経膠腫、星状細胞腫、等級ＩＶ）を有する患者の皮質から得られたものである。図11Ａ（左上）は、悪性脳腫瘍組織が中心から右に集中しているが他の部分はほぼ正常であるグレースケール像を示す（このことは手術の１週間後に病理学的スライドにより確かめられた）。図11Ｂ（中央左）はインドシアニングリーンの静脈注入の15秒後の差分像であり、悪性組織内の最初の数秒における染料環流が正常組腫瘍織内の最初の数秒における染料環流（図11Ｃ参照）と同様であることを示す。図11Ｃ（左下）は、30秒後において悪性腫瘍は正常組織に比べて著しく色が濃くなることを示す。図11Ｄ（右上、染料注入の１分後）及び図11Ｅ（右下、染料注入の10分後）は、良性腫瘍組織と異なり、悪性腫瘍組織では染料が著しく長く保持され、場合によっては悪性腫瘍組織内に長期間に亘って保持されつづける。従って、この装置によれば悪性腫瘍組織を識別し、手術中に正常組織と悪性組織とを区別することができるとともに、種々の等級の腫瘍（例えば正常対良性対悪性）を区別することが出来る。従って、腫瘍組織の位置を撮像しうるのみならず、悪性腫瘍は低級腫瘍より長期間染料を保持することから腫瘍を等級付けすることもできる。

本例は組織が正常に見えるようになるまで悪性ＣＮＳ腫瘍を切除した後の一連の像を示す。腫瘍縁部のこのタイプの撮像は腫瘍縁部のリアルタイム撮像の新規な方法を提供する。切除後に外科医が多数の組織サンプリングを行い、凍結切片の検査結果を待っているあいだに、図13に示す像が得られた。図13は腫瘍を切除した注目部分の一連の差分像を示す。注目の部分には腫瘍が外科的に切除された後は腫瘍組織が無いものと考えた。通常、このサイズの切除縁部では、単一の凍結サンプルが病理学検査に得られるだけである。この研究のために、組織学を本発明で得られるマップと関連させるために縁部から５つの生検組織を取り出した。図12Ａ（左上）は腫瘍組織のグレイスケール像を示す。図12Ｂは外科医が脳の上に直接置いたラベルを有する縁部を示す。これらのラベルの目的は、本発明装置により差分像を得た後に外科医が組織検査のための病理学サンプルを除去しようとする部分を識別するためである。図12Ｃ（左下）は染料注入の１分後の差分像を示し、図12Ｄ（右下）は染料注入の10分後の差分像を示す。これらの染料注入後の差分像は腫瘍組織及び正常組織の部分を含む複数の像を示す。光学撮像の精度は病理学的検査により後で確かめた。図１２Ｄの右下の部分は外科医により生検されなかった腫瘍組織の領域を示すことに注意されたい。従って、広範な生検の場合でも、サンプリング誤差が本発明の精度を越える。これらのデータは、本発明は腫瘍の切除後に腫瘍縁部の小さな残留腫瘍組織を識別することができることを示す。また、本発明は腫瘍縁部のからの生検組織の取り出しを助けるとともに現在使用されているサンプリング技術と関連する固有のサンプリング誤差を低減することができる。

本例は、全ダイナミックレンジに亘って最大強度を有する信号を検出しうるように装置を最適化するＣＣＤのセッティング手段を示す。ＣＰＵは次の特徴：（１）出力アナログ信号、明端に近い（即ち225 に近い）画像値をはっきりした色（例えば赤）で表示する；（２）暗端に近い（即ち０に近い）値も青のようなはっきりした色で表示する；を有するソフトウエアでプログラムする。ＣＣＤカメラの調整手順の一例は次の通りである。
１．カメラ制御ボックス（ＣＣＢ）の利得及び黒レベルが０に初期設定されている場合、電磁放射強度を、ビデオ信号が明端で丁度飽和するまで（即ち、出力アナログ像内の幾つかの値が２５５に近似してみえるまで）増大させる。
２．ＣＣＢの黒レベルを、出力像が暗端で飽和して見えるようになるまで（即ち、出力アナログ像内の幾つかの値が０に近似して見えるまで）増大させる。
３．ＣＣＢの利得を、出力アナログ像内の幾つかの値が明端で飽和して見えるまで増大させる。４．ステップ（２）及び（３）を、（ａ）利得がその最大可能値にセットされるまで、又は（ｂ）黒レベルがその最大可能値にセットされるまで、又は（ｃ）像がその全ダイナミックレンジに亘って最大に増強されるまで繰り返す（ＣＣＢ利得、黒レベル又は電磁放射源のこれ以上の調整は像を改善しない）。５．ステップ４において、（ａ）利得がその最大レベルにセットされ、又は（ｂ）黒レベルがその最大レベルにセットされたが出力像がまだ最大に増強されていない場合、（ａ）の場合にはＣＣＢのセッティングを僅かに減少させ、電磁放射源強度を明端で丁度飽和するまで増大させる。（ｂ）の場合には、黒レベルのセッティングを僅かに減少させ、電磁放射強度を増大させ、ステップ３に戻る。

この例は本発明方法および装置が腫瘍組織を全摘出することに関する実時間情報を外科医に提供するように手術室内において設定機能するかどうかを検査するようにした手術中の鼠神経膠腫モデルを用いる一連の実験を示す。鼠神経膠腫モデルは標準予測モデルであり、最良の像が得られる光学撮像の染料取込み、クリアランスおよび総合パラメータを描くために用いた。このモデルの利点は腫瘍を撮像的に再現可能にするとともに手術用顕微鏡下で腫瘍を摘出し、しかも本発明光学撮像により残留腫瘍を見出す点である。この方法の欠点は腫瘍が一層肉腫状に見えるとともに人神経膠腫と比較して血管の太さが小さいことである。

要するに、鼠神経膠腫は脊髄悪性星状細胞腫のクーロン集団から発生したエチルニトロソウリア誘導Ｆ−344 鼠腫瘍を用いる。この腫瘍は特に人星状細胞腫に顕微鏡的に類似である。その理由は双方が脳実質において星状細胞を有しており、且つ双方が電子顕微鏡の走査により見られるように直系80−100 μｍのイントロサイトプラスミックフィルタを有するからである。神経膠腫細胞は10％牛胎児血清が補充されたウエイマウス媒体に保持される。生菌細胞（５×10⁴ ）は単層培養から抗トリプシン性を破壊するとともに各々が140 −160 ｇの30シンゼネイク雌鼠の右脳半球部内に定位固定的に埋殖する。右側前頭ローブ埋殖の定位固定的座標は前頭零面に対し4.5 ｍｍの前壁中央から３ｍｍ、深さが６ｍｍであった。この鼠は埋殖時麻酔されていた。頭部は毛を剃り、頭皮を開き、適宜の座標位置に１ｍｍの穿頭した。細胞は27ゲージ針により注入し、左側に30秒後注入を行い、孔を骨ワックスで塞いだ。頭皮を縫合し、この鼠を通常の活動および給餌となるまで３０４時間観察した。個の鼠は腫瘍埋殖後10−14日使用した。このモデルでは、鼠は、活動および給餌増大のような腫瘍注入から16−19日後臨床的症状を開始し、腫瘍膨張によるマス効果から19−27日の間に片側麻痺し、ついに死亡した。

14匹の鼠によって腫瘍の摘出前および後の像を含む完全な研究を行った。研究のために、鼠は２％イソフルレインで麻酔し、大腿動脈は染料の導入管に用いた。麻酔はα−クロラルソ（50ｍｇ／ｋｇ、ｉｐ導入）およびウレタン（160 ｍｇ／ｋｇ、ｉｐ導入）により保持した。鼠は定位固定的ホルダに入れた。次いで、頭蓋の除去前（例７以下）および後に撮像の研究を行った。腫瘍は前頭半分および右半球部の２／３を占めた。腫瘍に何ら汚染されていない圧縮された脳は腫瘍包囲として確認され、対側側の正常な半球部から腫瘍を分離していた。静脈染料としてインドシアニングリーンを用いた。導入後脳脊髄液には染料は何ら見いだせなかった。

皮質表面をまず最初撮像し、次いで、手術用顕微鏡を用いて腫瘍の全摘出を試みた。次に、光学撮像結果に基づく生検用の部位を選定し、その後組織検査を行った。生検試料は10％パラフォルマルデハイドでは固定し、ニッスル染色し、装着した。全ての試料は盲検し、腫瘍に対して正または負のラベルを付した。これらのデータを光学撮像結果と照合して残留腫瘍および結果の有効性を決めるために行う統計解析とを確認した。

撮像装置を以下に述べる。光は直流電源により調整されたタングステン−ハロゲンラプから取出し、ロングパスフィルタ（690 ｎｍ）を通過させ、50または100 ｎｍ対物レンズを経て反射された直角プリズムを経て皮質表面に入射させる。反射光は同一の対物レンズにより捕捉され投影レンズによりＣＣＤカメラ（ＣＯＨＵ63000 ）の表面に集束される。撮像装置は定位固定フレームに固着し、このフレームは耐振動テーブル剛固に固定する。空間的に設計された自動ラッピングアルゴリズムによって少量の動きに対する補償を行う。像は30Ｈｚで得られ８ビット（256 グレイレベル）でデジタル化された。２秒毎に30平均化フレームを具える単一像を得（１秒）、記憶（１秒）した。制御像は染料注入前に得、次いで染料注入後２分に再び得る。染料注入は１秒に亘って行うとともに最後の制御像を記憶する。制御注入間の時間を20分として光学像をベースラインに戻すようにする。各試行の初期制御像は互いに差し引いて各試行のベースライン開始点が等しくなるようにする。

単一制御像を選択し、制御像（４−６像）の各々および制御注入後の像の各々から差し引く。かくして得た像は元の制御像により除算し、且つ100 倍して染料注入前後の全シーケンスに亘り合成差分度を得るようにする。分離制御像間に生ずるピーク変化は0.1-0.7 ％であるが、染料注入によるピーク変化は図に示す通りである。像の個別の画素の空間解像度は13.5×11.7μｍ² であった。側部当たりの15-30 画素から測定した４角枠を像上に示す。個別の４角枠の平均変化度を計算し、これを用いて種々の型の組織での時間に対する光学変化をグラフ的に示す。

撮像研究は14匹の鼠により行った。組織の染料灌流の時間コースはダイナミックなものであった。９匹の鼠の皮質からの16回の試行のうちの１ｍｇ／ｋｇのドーズ量でのインドシアニングリーン染料灌流による光学撮像は光学変化のダイナミック特性を示す。図16は注目領域のグレイスケール像を示す。図16Ａは注目部位のグレースケール像を示す。これは図14に示す鼠と同一の鼠の像であるが、頭蓋は神経膠腫を含む左側半球部を露出するために除去するが右側半球部には正常な組織が含まれている。４角枠１は腫瘍上に置き、４角枠２は腫瘍の周囲に置き、４角枠３は正常な組織上に置く。図16Ｂは１ｍｇ／ｋｇのインドシアニングリーンが鼠に静脈注入した後１秒経過した注目部位の差分像を示す。この初期時間中、腫瘍組織はまず染料の取込みが腫瘍組織に生ずることを表わす測定可能な光学的変化を最初に示す。グレースケールバーは差分像の列の光学的変化の相対的な大きさを示す。図16Ｃおよび図16Ｄは染料注入後それぞれ４秒および30秒経過した注目部位の差分像を示す。これらの中間段では染料は正常組織および腫瘍組織の双方に集まる。図16Ｅおよび図16Ｆは染料注入後それぞれ１分および５分経過した注目部位の差分像を示す。これら後者の時間では染料は、これが正常組織から清浄になっていくも、いまだ腫瘍組織に集まっていること明らかである。
ピーク光学変化は染料導入から６秒後に発生したが、正常な半球部が染料をクリーンにした後腫瘍組織は染料クリアランスがないため、大きな光学量を保持し続ける。これらの変化は腫瘍箇所に対しては解剖的に局在するものである。

光学信号は染料注入後２−３秒内で変化し、全部で３つの部位、腫瘍組織、腫瘍周囲および正常な脳注入後６秒でピークとなる。しかし、３つの異なる組織の型は最初の４秒に亘って上昇してピーク光学変化に到達し、平坦な台部は最初の30秒後に生ずる。腫瘍組織は腫瘍包囲部（16.4±6.8 ％）または正常な脳（9.7 ±4.7 ％）よりも著しく異なる差分変化度（40.5±9.6 ％）を有する。

図17は図16Ａからの４角枠１，２および３によって示される空間領域に亘る電磁放射線吸収平均の変化度の平均値をプロットして示す。吸収の増大は特定時における組織中の染料濃度の関数である。グラフ“腫瘍組織”は図16Ａから得た４角枠２内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示し、グラフ“正常な脳”は図16Ａから得た４角枠３内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示す。のデータおよび図１６からのデータは本発明方法および装置が非腫瘍組織から腫瘍のみでなく、腫瘍細胞対正常な細胞の可変密度を含む腫瘍部位−包囲部位をも識別し得ることを示す。

ピーク光学変化は染料注入後４−６秒で常時到達するため、腫瘍包囲部または正常な脳と比較して腫瘍組織の光学変化度は著しく迅速であった。腫瘍組織への染料灌流の一層迅速な割合は迅速な時間コースとして表示する。腫瘍組織の立上がり時間は腫瘍包囲部および正常な脳よりも一層迅速且つ大きかった（ｐ＜0.01）。14匹のうちの13匹の鼠では、正常な組織および腫瘍包囲部がベースラインに戻った後の腫瘍の光学信号が大きく増大（＞２分）した。最後に正常な組織および腫瘍包囲部も染料取込みが著しく相違した（立上がり時間、正常2.4 ％／秒、腫瘍包囲部4.0 ％／秒）。従って正常な取込みおよびクリアランスのダイナミックな特性は切除縁部を撮像する際に含まれる組織の型を決定するのが臨界的となる。
この鼠神経膠腫モデルはすべての可視腫瘍が除去されると、摘出縁部を撮像する機会が得られることである。図18は切除された腫瘍縁部の腫瘍細胞の残留痕跡を表わす染料取込みのダイナミック像を示す。これは図14〜17に示す同一の鼠での研究の継続である。図18Ａは腫瘍が切除された後の鼠の左側半球部の高拡大像を示す。４角枠１は残留腫瘍細胞の僅かな痕跡を含む領域上にあり、４角枠２は正常な組織のみを含む領域上に位置する。グレースケールバーは差分像の光学的変化の量を示す。図18Ｂ, 図18Ｃおよび図18Ｄは静脈内染料注入後４秒,30 秒および60秒経過した腫瘍縁部の差分像をそれぞれ示す。微細な生検は好適な染料含有を示す領域からおよび染料が急速にクリアされた領域から採取する。これらの生検は盲解析し、後に生検が採取された箇所と照合する。染料がクリアされた領域から採取した生検は正常な細胞のみが含まれることを示し、染料が滞留した領域から採取した生検は腫瘍細胞のみが含まれることを示す。皮質表面撮像に見られる一層迅速な立上がり速度は正常なのみと比較して腫瘍に対して正である摘出縁部をも示す。腫瘍および正常な脳間の著しい差が立上がり速度、ピーク光学変化および染料注入後60秒経過した台地部に対しても存在する（全てｐ＜0.01）。図15−18は腫瘍摘出外科手術全体に亘り繰返し適用し得る染料の多重注入と組合せて本発明方法および装置を適用し得ることを示す（この場合には染料の４回の個別の注入を行う）。さらに、腫瘍縁部内の残留腫瘍の極めて小さい島状部をマップすることができる。

光学撮像の感度および特別性は34個のサンプル（ｎ＝12匹の鼠）に対して決めることができる。光学撮像により腫瘍に対して負であるとみられる15個の生検のうち、14個の生検が組織解析により腫瘍からクリアであった（感度93％）。腫瘍に対して負であった試料の大部分が腫瘍摘出箇所の前壁および深さの箇所からとったものであった（その海馬および変性回をしばしば生検した）。光学撮像により腫瘍に対して正であるとみられる19個の生検のうち、17個の生検試料は腫瘍に対して正であった( 比率89％) 。２つの箇所は組織的には腫瘍に対し負であるが生検的には正であった。その理由は腫瘍組織の病巣が存在しなかったためである。これらの結果のほぼ大部分はｏ＜0.001 である。

図19は腫瘍組織対非腫瘍組織での染料取込みおよびクリアランスのダイナミック情報を示す。これは図１８Ａから４角枠１および２によって示される空間領域に亘る電磁放射線吸収平均の百分率変化の平均値をプロットして示す。電磁放射線吸収の増大は特定の時間における組織中の染料の濃度の関数である。グラフ“縁部腫瘍”は図18Ａから得た４角枠１内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示し、グラフ“縁部正常”は図18Ａから得た４角枠２内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示す。このデータおよび図19から得たデータは本発明装置および方法によって極めて高い空間および時間解像度で腫瘍縁部内で非腫瘍組織から腫瘍組織を識別し得ることを示す。

この例は本発明方法および装置が外科手術前後無損傷頭蓋を経て撮像し得るかどうかを検査する鼠神経膠腫を用いる一連の実験を示す。電磁放射線の遠赤外波長が骨および皮膚を経て浸透することは既知である。腫瘍組織の撮像を鼠の無損傷頭蓋を経て行った。腫瘍確認度は皮質を露出する場合よりも精確ではなかった。しかし、腫瘍組織を有する頭蓋の下側の部位は容易に確認し、局限化し、数分後染料を濃縮し続けた。最初染料注入後腫瘍部位を対向側の半球部の正常な脳よりも大きな信号を示した。染料注入後１分して染料は正常な脳からクリーンとなり、残留信号は腫瘍組織内に子午線／垂直線的に残留した。

図14は本発明を用いて無損傷頭蓋による腫瘍を確認し得ることを示す。図14Ａは鼠の頭蓋表面のグレースケール像である。縦縫合は像の中央を走っている。腫瘍細胞が数日前に左側に注入され、従ってこの鼠はその脳の左側半部に神経膠腫が発生する。右側半部は正常である。４角枠１は脳の腫瘍の発生領域上に置き、４角枠２は正常な組織上に置く。図14Ｂはインドシアニングリーン染料が鼠に手術中に注入された後１秒経過した差分像である。腫瘍組織を含む領域は無損傷頭蓋を経て直ちに見え得るようになる。図14Ｃは染料注入後５秒で染料が正常な組織および腫瘍組織に充満していることを見ることができる。図14Ｄは、染料注入後１分経過して正常な組織が染料を清浄にするが、染料は腫瘍領域にいまだ保持されている。この差分像中心の染料の濃度は縦洞で循環する染料である。

４匹の鼠で10回頭蓋を経て撮像された光学変化の時間コースを図15に示す。この光学変化は腫瘍上におよび正常な半球部上に直接載せた４角枠内の平均光学変化によって決める。吸収の増大は特定時間における組織の染料の濃度の関数である。グラフ“頭蓋腫瘍”は図14Ａから４角枠１内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示す。グラフ“頭蓋正常”は図14Ａから４角枠２内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示す。頭蓋を経て撮像された腫瘍のピーク光学変化は13.1±3.9 ％であり、正常な脳（7.8 ±2.3 ％）と比較して著しく大きい（ｐ＜0.01）。染料注入後60秒経過した台地部は腫瘍組織（40.5±9.6 ）が正常な脳（3.1 ±0.7 ）と比較して著しく大きかった

この例は抹消神経を刺激して知覚皮質を活性化させるネズミのモデルを示す。特に、座骨神経を直接刺激することにより麻酔をかけたネズミに求心性の知覚入力を発生させた。図５の最も左側の像は麻酔をかけたネズミの後脚細胞知覚皮質のグレイ−スケール像である。倍率は個々の毛細血管を区別し得るように（この像では最も小さい血管を見ることができる）十分高くする。中央の像は安静中に光学像の制御量の割合を変えた像である。この光学的変化の大きさをこの像の中央にグレ−スケールバーで示してある。このグレ−スケールの隣の矢印は振幅が増大する方向を示している。右側の像は座骨神経の刺激中の後脚知覚皮質における光学的変化の割合を変えたマップである。従って、本発明による装置及び方法を利用して、被検体の種々の部位に相当する皮質の機能部位をマップすることができる。

この例は染料の取込み及び保有に係わる差分ダイナミックにより、慣例のＭＲＩ撮像でのコントラストの増強を図らない人間の患者における腫瘍組織を特徴付け、且つ識別し得ることを示す。撮像技法では非良性腫瘍部分を観察することはできない。図１３の像は患者の腫瘍をＭＲＩでコントラストの増強をはからなかったものである。このようにコントラストを増強しないことは良性腫瘍では普通である。しかし、光学的撮像は斯る腫瘍を非良性タイプのもの（肛門状星細胞腫）として識別することができた。図１３Ａは注目部位のグレ−スケール像を示す。図１３Ｂは染料注入前の差分像を示す。図１３Ｃは静脈に染料を注入してから１分後の注目部位を示し、図１３Ｄは染料を注入してから５分後の注目部位を示す。なお、染料はかなり長い時間組織内に保有される。図１０、図１１及び図１２に示すように、このようなダイナミックな特性は非良性腫瘍の特徴である。

この例では末梢神経の機能部位を撮像した。ネズミに麻酔をかけて解剖して座骨神経を露出させた。銀の電極を用いて座骨神経の後端を電気的に刺激しながら第１シーケンスの差分像を得た。制御によるピーク光学変化を含む種々の像を調べることにより、神経の刺激個所から内在光学的変化が広がることが判った。次に刺激電極の前方の近い距離にて神経をクラッシュさせた。次いで第２シーケンスの差分像を得て、このシーケンスからの対応する差分像と第１シーケンスの差分像からのピーク光学変化を含んでいる像とを比較した。この結果、神経を破壊した個所では本来の光学的変化が急激に減少することが判った。

最後に、クラジュさせる個所の前方の神経を刺激して、内在光学変化が急激に終了することを再び確かめた。この方法によって破壊又は損傷末梢神経組織の位置及び大きさを局所化することができる。

この例は頭蓋神経・の機能部位の像を示す。頭蓋神経・（前庭蝸牛神経）を露出させる。音は最終的にこの神経を活動せる聴覚刺激を与える。適当な聴覚刺激が与えられる前と、その最中と、そ後の差分像のシーケンスは、神経の内在光学的変化がこの神経の機能的活動性に関連することを示した。次に、この神経の少量部位をクラッシングにより破壊させた。第２シーケンスの像は、聴覚刺激が神経の破壊個所までその神経の内在光学変化を喚起させることを示した。

この例は多重波長及び／又はレーザ照射を用いて腫瘍組織から得た像、即ち内在信号による差分像を増強する様々な方法及び多重波長を用いて３次元情報を抽出する方法を示す。麻酔をかけたネズミの皮質部位を露出させた。先ず、タングステンフィラメントランプからの白色光を照射して、双極刺激電極で皮質のこの部位を電気的に刺激する前と、その最中と、その後における第１シーケンスの差分像を得た。その次に、皮質を６９０ｎｍの光で照射して第２シーケンスの差分像を得、その後５１０ｎｍの光で照射して第３シーケンスの差分像を得た。この波長の変更は、光源と頭部との間に６９０±１０ｎｍの干渉フィルタ又は５１０±１０ｎｍの干渉フィルタを置くことによって行った。

先ず６９０ｎｍ像を５１０ｎｍ像と比較することによりコントラスト増強像を計算した。次に、刺激中の６９０ｎｍ像を対応する５１０ｎｍ像と比較した。次いで、これらの比較像を合成して百分率の差分像を形成した。この方法では雑音が著しく低減され、従って信号／雑音比は著しく増大した。

次に、取得した多重波長像からの深度情報の抽出の仕方につき説明する。

光の波長が長くなるにつれて、皮質への侵入深さは大きくなり、光の波長が短くなるにつれて皮質への侵入深さは浅くなる。従って、６９０ｎｍ像は光が皮質にｘmmまで侵入した像であり、５１０ｎｍ像はｙmmまで侵入した像であり、ここにｘ＜ｙである。

５１０ｎｍ像から６１０ｎｍ像を差引くことにより、皮質組織内の（ｘ−ｙ）mmからｘmmまでの深度からの情報を含んでいる“光学くさび”が得られる。他の一連の干渉フィルタを用いることによって、皮質の多くの異なる深度からの情報を含んでいる像のシーケンスを得た。こうして３次元情報を得ることができる。 次に、腫瘍成長させたネズミの腫瘍組織を露出させて、上述したすべての実験を繰返して、同様に信号／雑音比を改善し、且つ腫瘍組織における３次元情報を抽出し得ることを確かめた。しかし、この場合には組織を電気的に刺激する代わりに、インドシアニングリーン又はエバンスブルーの色素を染料として注入した。

最後に非コヒーレントのタングステンフィラメントランプの代わりに、染料同調可能なレーザ（コヒーレント光源）を用いて種々の波長で皮質を照射することにより上記実験を繰返した。レーザ（又は任意のコヒーレント光源）では、反射又は散乱での変化による信号成分を区別し得るという追加の利点が得られる。皮質をレーザでカメラと平行に直接照射する（レーザ及びカメラは頭部に垂直とする）ことにより、反射光だけで撮像する。レーザをカメラに対して角度θ動かすことによって、この特定角度での散乱光だけによる変化を測定した。

この例は一対の像をｘ−ｙ平面における変換での制御像による最適なものに自動的に変換するための本発明によるアルゴリズム及び戦略を実施するＣコードを示す。本発明による装置が順次取得される像を制御像に自動的に変換して、手術室内で動きをオンライン式に補償するようにアルゴリズムを実施することができる。なお、このアルゴリズムを整数演算で行なうことができるため、計算上有効であることは明らかである。又、このアルゴリズムに必要とされる殆どのメモリを動的に割り振ることができるから、このアルゴリズムはメモリを有効に使用する。

斯るプログラムは撮像技法１５１フレームバッファに格納された２つの像を最適なものに自動的に変換し、これによりユーザが選択した注目部位における減算像の不一致が最小となる。ユーザはフレームバッファＢ１用の像を特定化し、次いでＢ１像に自動的に変換すべきフレームバッファＡＬＯＷ用の像を特定化する。注目部位の数が９個所以下で、しかも探索深度が８以下の場合には、全データをフレームバッファからホストコンピュータのＲＡＭに読込むことができる。こうして、動作速度を向上させ、フレームバッファへのＩ／Ｏを減らすことができる。このプログラムは全ての計算に整数演算だけを使用するように簡単に変えることができる。

このプログラムは撮像技法のＩＴＥＸランタイムライブラリにリンクさせたマイクロソフト社のＣ／Ｃ＋＋バージョン７．０コンパイラでコンパイルすることができる。プログラムの実行は、撮像技法のＩＴＥＸ１５１シリーズのハードウエアから１ｋ×１ｋフレームバッファ，ＡＤＩ及びＡＬＵを制御するＰＣ４８６コンパチブルホストコンピュータで行なう。

実施例１の実験結果を示す皮質の写真である。 実施例１の実験結果を示す皮質のグラフである。 実施例１の実験結果を示す皮質のグラフである。 実施例１の実験結果を示す皮質のグラフである。 実施例１の実験結果を示す皮質の空間マップである。 実施例１の実験結果を示す皮質の光学信号の変化の図である。 実施例１の実験結果を示す皮質の光学信号の変化の図である。 実施例８の実験結果を示す皮質の光学マップである。 実施例１の実験結果を示す皮質の刺激マップである。 実施例１の実験結果を示す皮質の光学信号の変化のグラフである。 実施例１の実験結果を示す皮質の光学マップである。 実施例１の実験結果を示す皮質の光学信号の変化のグラフである。 実施例２の実験結果を示す皮質における腫瘍の光学マップである。 実施例３の実験結果を示す皮質における腫瘍の光学マップである。 実施例４の実験結果を示す皮質における腫瘍の光学マップである。 実施例９の実験結果を示す腫瘍の光学マップである。 実施例７の実験結果を示す腫瘍の光学マップである。 実施例７の実験結果を示す腫瘍の光学信号の変化のグラフである。 実施例６の実験結果を示す腫瘍の光学マップである。 実施例６の実験結果を示す腫瘍の光学信号の変化のグラフである。 実施例６の実験結果を示す腫瘍の光学マップである。 実施例６の実験結果を示す腫瘍の光学信号の変化のグラフである。

Claims (34)

1. 被検者の注目部位の光学特性の変化を画像化する制御手段を有する装置の作動制御方法であって、該制御手段が、
   （ａ）電磁放射線発生手段を制御することによって、可視光の範囲内または赤外領域の電磁放射線を発生させること、
   （ｂ）前記注目部位の光学特性を表す前記注目部位の制御像を得ること、
   （ｃ）前記制御像を得た後で、前記注目部位の組織の光学特性を表す次の像を得ること、
   （ｄ）前記注目部位の組織の光学特性の変化を同定するために、前記制御像を前記次の像と比較することを含む、患者の注目部位の光学特性の変化を画像化する装置の作動制御方法。
2. 前記次の像を得ることは、前記制御像と前記次の像との間のコントラストが強調された、前記注目部位の光学特性を表す該注目部位の次の画像を得ることを含み、染料投与後の画像を取得することによって強調したコントラストを有する次の像を得る、請求項１に記載の方法。
3. 前記染料は、電磁放射線を吸収する染料で、被検者の体内で相対的に短い半減期を有する、請求項２に記載の方法。
4. 前記染料は、ターゲット分子に共役された電磁放射線を吸収する染料か、蛍光染料かである、請求項２に記載の方法。
5. 膨張血管部位を同定するために、染料投与後の次の像を得る、請求項１に記載の方法。
6. 前記膨張血管部位は、乳房組織である、請求項５に記載の方法。
7. 前記被検者に染料を投与するモータ駆動の注射器を制御することを含む、請求項２または５に記載の方法。
8. 前記制御像は、注目部位の組織の光学特性を表す一連のフレームを処理することによって生成される、請求項１に記載の方法。
9. 前記次の像は、前記注目部位の組織の光学特性を表す一連のフレームを処理することにより生成される、請求項１に記載の方法。
10. 前記制御像を前記次の像と比較することは、前記像を構成する画素のそれぞれについて変化の速度および変化の規模を比較することを伴う、請求項１に記載の方法。
11. 前記制御像を前記次の像と比較することは、前記次の像から前記制御像を減算的に合成して、差分像を提供することを伴う、請求項１に記載の方法。
12. 前記注目部位は無傷の皮膚および／または骨の下に位置し、前記電磁放射線は赤外領域の電磁放射線スペクトルである、請求項１に記載の方法。
13. 像を得る合間に発生する前記被検者の動きを補償することを含む、請求項１に記載の方法。
14. 前記差分像をカラー符号化し、これをモニタ上に表示することを含む、請求項１に記載の方法。
15. （ａ）複数の波長の電磁放射線を発生させること、
    （ｂ）それぞれの波長の電磁放射線に対応する制御像を得ること、
    （ｃ）それぞれの波長の電磁放射線に対応する次の像を得ること、
    （ｄ）それぞれの波長の電磁放射線に対応する前記制御像および次の像を比較して、差分像を得ること、
    （ｅ）異なる波長の電磁放射線に対応する差分像の比をとって、強調された差分像を得ることを含む、請求項１に記載の方法。
16. 染料投与後の前記次の像を得ることによって、電磁放射線の各波長に対応する次の像を得る、請求項１５に記載の方法。
17. 複数の波長の電磁放射線を発生させることにより、複数の波長を用いて３次元的な情報を抽出することを含む、請求項１に記載の方法。
18. 前記患者に染料を投与した後の像を次の像とする、請求項１７に記載の方法。
19. 被検者の注目部位に位置する充実性腫瘍組織の輪郭および大きさを可視化するための請求項１に記載の方法であって、前記電磁放射線は染料によって吸収される波長を含み、前記方法は、
    （ａ）前記染料投与前の前記制御像を得ること、
    （ｂ）前記染料投与後の前記次の像を得ること、
    （ｃ）注目部位での組織の光学特性の変化を同定するように前記制御像を前記次の像と比較することを含み、
    染料灌流中の前記次の像の画像信号の変化から、腫瘍組織を同定することが可能である、請求項１に記載の方法。
20. 腫瘍組織は前記染料のより迅速な吸収とより長期の滞留とによって特徴づけられる、請求項１９に記載の方法。
21. 前記染料は、電磁放射線を吸収する染料で、前記被検者の体内で相対的に短い半減期を有する、請求項１９に記載の方法。
22. 前記染料は、インドシアニングリーン、ヘマトポルフィリン、フォトフリン（登録商標）、フルオレセイン、フルオレスカミン、ＮＰｅ_６、ＢＰＤ、エバンズブルーおよびこれらの組み合わせからなるグループから選択される、請求項１９に記載の方法。
23. 前記染料を前記被検者に定期的に投与する装置を制御することを含む、請求項１９に記載の方法。
24. 異なる等級の腫瘍の間で区別するための請求項１に記載の方法であって、前記電磁放射線は染料によって吸収される波長を含み、前記方法は、
    （ａ）染料投与前の前記制御像を得ること、
    （ｂ）染料投与後の前記次の像を得ること、
    （ｃ）腫瘍組織であることを示す前記注目部位の組織の光学特性の変化を同定するために前記制御像を前記次の像と比較することを含み、
    染料灌流中の前記次の像の画像信号の変化から、異なる等級の腫瘍組織を同定することが可能である、請求項１に記載の方法。
25. 前記染料を前記患者の血管に定期的に投与する装置を制御する、請求項２４に記載の方法。
26. 前記染料は、電磁放射線を吸収する染料で、静脈注射または動脈注射によって投与されるとき、相対的に短い半減期を有する、請求項２４に記載の方法。
27. 前記染料は、インドシアニングリーン、ヘマトポルフィリン、フルオレセイン、フルオレスカミン、ＮＰｅ_６、ＢＰＤ、エバンズブルーおよびこれらの組み合わせからなるグループから選択される、請求項２４に記載の方法。
28. 患者の皮質内の注目部位の機能している組織および機能していない組織を光学的に画像化するための請求項１１に記載の方法であって、該方法は、
    （ａ）前記患者の体内で内在信号を刺激するパラダイムを用いることなく前記制御像を得ること、
    （ｂ）前記患者の体内で内在信号を刺激するパラダイムを用いて前記注目部位の前記次の像を得ること、
    （ｃ）前記制御像を前記次の像と比較して前記注目部位のニューロン活動を示す前記注目部位の前記光学特性の変化を同定することを含み、
    機能している皮質の内在信号は前記差分像の変化領域として顕著な光学特性の変化によって特徴付けられている、請求項１１に記載の方法。
29. 視覚、運動、感覚、記憶および言語のような機能専用の脳の領域を手術中に同定するための請求項１１に記載の方法であって、前記注目部位は患者の皮質組織で、前記方法は、
    （ａ）前記患者の脳機能を示す内在信号を刺激するパラダイムを用いることなく前記制御像を得ること、
    （ｂ）前記患者の脳機能を示す内在信号を刺激するパラダイムを用いて前記注目部位の前記次の像を得ること、
    （ｃ）前記パラダイムと関係する脳機能であることを示す前記注目部位の組織の光学特性の変化を同定するために前記制御像を前記次の像と比較することを含み、機能的な皮質における内在信号は前記差分像における変化の領域として顕著な光学特性の変化によって特徴付けられることを含む、請求項１１に記載の方法。
30. 末梢神経または脳神経への損傷を画像化するための請求項１に記載の方法であって、前記注目部位は、損傷が疑われる部位と損傷が疑われる部位の上流領域とを含む、末梢神経または脳神経を含み、前記方法は、
    （ａ）損傷が疑われる部位の上流の部位で前記末梢神経または脳神経を刺激する前に、前記制御像を得ること、
    （ｂ）前記神経の刺激中に前記注目部位の前記次の像を得ること、
    （ｃ）差分像を得るために、前記制御像を前記次の像と比較することを含み、
    神経ブロックは、前記刺激された神経からの前記内在信号が唐突に終止し、あるいは、変化する、前記神経に沿った点として前記差分像で可視化される、請求項１に記載の方法。
31. 神経組織を破壊せずに腫瘍組織を選択的に摘出することを補助するために、神経組織を取り囲み、あるいは、神経組織に隣接する腫瘍組織を画像化する、請求項１に記載の方法であって、該方法は、
    （ａ）前記神経組織を刺激する前に前記制御像のデータを得ること、
    （ｂ）神経刺激中の前記注目部位の次の神経像のデータを得ること、
    （ｃ）活動している神経を可視化する神経差分像を得るために、前記制御像を前記次の神経像と比較すること、
    （ｄ）染料を用いて前記注目部位の次の腫瘍像を得ること、
    （ｅ）前記腫瘍を可視化する腫瘍差分像を得るために、前記制御像を前記次の腫瘍像と比較することを含む、請求項１に記載の方法。
32. 前記腫瘍差分像と前記神経差分像とを重畳して、腫瘍組織と神経組織の相対的な位置を同時に可視化することを含む、請求項３１に記載の方法。
33. 内在性の光学的変化を用いて血管内の血流と皮質活動とのダイナミックな変化を同時に空間的にマップするための請求項１に記載の方法。
34. 個々の血管内の血流の変化を監視する装置に使用される、請求項１に記載の方法。
    

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