JP4846181B2 - 生理学的媒体中の発色団に関する情報を与えるためのシステム及び方法 - Google Patents
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- A61B5/14553—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases specially adapted for cerebral tissue
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- A—HUMAN NECESSITIES
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
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- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
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- G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、大略的に（i）種々の生理学的媒体における発色団又はその特性の空間的及び/又は時間的分布に関する情報を与えるためのシステム及び方法；及び/又は(ii) 種々の生理学的媒体の種々の特性、例えば酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度（及び/又はそれらの比）の絶対値を判定するためのシステム及び方法に関する。より具体的には、本発明は、非侵襲性自己校正光学撮像システム、移動性センサーアッセンブリーを備えた光学的プローブ、実時間画像構築アルゴリズム及びその方法に関する。センサーアッセンブリーは対称的に配置された光学センサー、例えば波動源及び/又検出器を具備するものであってもよい。本発明は、ベール・ランバート方程式、改良ベール・ランバート方程式、光子拡散方程式及びこれらの均等物などの波動方程式に基づき操作される光学画像化システム及び/又光学的プローブに適用することができる。本発明は更に、上記の波動方程式を解決することにより上記の絶対値を得るための装置及び方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
数学的基礎
近赤外分光法は、動物及びヒト被検体のおける種々の生理学的特性を非侵襲的に測定するのに使用されてきた。この近赤外分光法の根底をなす基本的原理は、生理学的媒体、例えば組織及び細胞が、種々の光吸収性及び/又は光拡散性発色団を含み、これらが伝達、透過された電磁波と相互作用を奏するということに基づくものである。例えば、生理学的組織は、比較的低い吸収性の近赤外波に対し強く拡散する種々の発色団を含んでいる。生理学的媒体中の多くの物質は、その中を伝播する近赤外光と相互作用し、干渉し合うものと思われる。例えば、ヒトの組織及び細胞は多数の発色団、例えば水分、シトクロム、脂質などを含み、その内、脱酸素化及び酸素化ヘモグロビンは６００nmないし９００nmのスペクトル領域において、最も優勢的な発色団である。そのため、近赤外分光器は生理学的媒体中の酸素レベルを組織ヘモグロビン酸素飽和（以下、単に酸素飽和と略記する）の点で測定するのに適用されてきた。この近赤外分光法及び拡散光画像化についての技術的背景については、例えば、下記非特許文献１及び２に記載されている。近赤外分光法については種々の技術的発展がなされている。例えば、時間分解分光法（TRS）、位相変調分光法（PMS）及び連続波分光法（CWS）などである。
【０００３】
［ＴＲＳ］
TRS技術はパルス時間測定及びパルス符号変調などの操作原理に基づくものである。特に、これは生理学的媒体への、又は、からの電磁波の流入流出間の時間遅れを測定する。典型的には、このTRSは生理学的媒体に対し、数ピコ秒のオーダーの持続時間を有する電磁波のインパルス又はパルス系列を与えることを行う。光子拡散は組織の特徴を、検出器により受理された遅延パルスのタイミングのみならず、受理された強度時間座標図を以って符号化する。従って、伝達されたパルスの“きれいな”レプリカを受理する代わりに、返送信号はやがて広がり、振幅が著しく減少する。従って、TRSは或る限定された期間に亘って返送信号の強度を測定するが、この期間は遅延された返送信号の全体を検出するのに十分な長さのものである。入力インパルス又はパルスのそのような形状変化及び振幅減衰に基づいて、光子の異なる到着時間及び光源（波動源）と検出器との間の平均時間遅れが用いられ、例えば返送信号のデコンボルーション（逆重畳）を介しての組織吸収及び組織拡散が得られる。ついで、この横断された組織についての情報（光路長さ及びその変化）が即座に得られる。このTRS技術の詳細については、例えば、下記非特許文献３及び４に記載されている。これら全ては発明の背景として参照のために本明細書に組み込まれるものとする。
【０００４】
［ＰＭＳ］
PMS技術は、波動源により照射され、生理学的媒体を介して伝達された位相変調電磁波を使用するものである。このPMSの典型的例として、ホモダインシステム、ヘテロダインシステム、単側波帯システム及びトランスミッター・レシーバー・クロス‐カップリング及び位相修正アルゴリズムに基づく他のシステムを挙げることができる。TRSと同様に、PMSシステムは減衰された電磁波の強度をモニターするものである。更に、このPMSシステムにおいては、周波数領域パラメータ、例えば波動の強度とは関係のない電磁波の位相ずれを測定する必要がある。このような時間領域及び周波数領域の情報に基づいて、PMSシステムは生理学的媒体の発色団の吸収係数及び/又拡散係数のスペクトルを測定し、ヘモグロビン濃度の絶対値を計算する。このPMSの詳細については、例えば下記特許文献１及び下記非特許文献５に記載されている。これらはその全体を参照文献として本明細書に組み込まれるものとする。
【０００５】
［ＣＷＳ］
対照的に、CWSシステムは非インパルス的で位相変調されていない電磁波を使用する。つまり、CWSシステムは生理学的媒体に対し、少なくとも実質的に同一の振幅の電磁波を適当な期間に亘って適用するものである。検出側では、このCWSシステムは照射され、検出された電磁波の強度を測定するだけであり、その周波数領域パラメータを何ら評価するものではない。
【０００６】
均質で半無限モデルにおいて、上記TRS及びPMSは、一般に、光子拡散方程式を解くことにより生理学的媒体の吸収係数及び減少散乱係数のスペクトルを得るのに使用され、それにより酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度及び組織の酸素飽和度を推定するものである。これとは反対に、CWSは一般に改良ベール・ランバート方程式を解き、酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの相対値又は濃度変化を計算するために使用される。
【０００７】
ヘモグロビン濃度並びに酸素飽和を与え得るという機能にも拘らず、TRS及びPMSは装置が大規模になり、従って高価となるという主な欠点を伴う。例えば、TRSの装置はパルス発生機と検出器を必要とする。他方、PMSは、周波数領域パラメータを判定するための付加的ハードウエア及び信号処理能力を必要とする。CWSはより低いコストで製造することができる。なぜならば、CWSが実施に際し必要とするものは、強度測定を行うだけのものでよいからである。しかし、その利用性は一般に限定されたものである。なぜならば、CWSはヘモグロビン濃度の変化のみを予測するもので、その絶対値を予測することはできず、ヘモグロビン濃度のそのような変化から組織の酸素飽和度を予測することはできない。従って、CWSは酸素飽和度を提供することはできない。この従来技術は更に、その臨床的適用の前に光学プローブの演繹的校正を必要とし、それは例えばテスト被検体の生理学的媒体の参照媒体中の、又は生理学的媒体の均質な領域中のベースラインを測定することに行われる。更に、従来技術は全て、発色団の特性の二次元又は三次元的分布の画像を発生させるため、複雑な画像復元アルゴリズムを必要とする。
【０００８】
従って、外部の測定値又はデータに依存することなく、それ自体で自己校正でき、更に実質的実時間ベースでの発色団の分布の二次元及び/又三次元的画像及び/又発色団の特性の二次元及び/又三次元的画像を与えることができるようなより効率的な画像構築アルゴリズムを組み込むことができるような、より効率的で、信頼性を有し、コンパクトで、比較的安価な光学的撮像システムについての必要性が存在する。更に、発色団及び/又はその特性の絶対値を測定することができ、単一の測定で生理学的媒体のより大きい標的領域を走査することができる光学的プローブについての必要性が存在する。更に、生理学的媒体におけるヘモグロビンの濃度の絶対値及び酸素飽和度を測定するための新規なCWSシステム及び方法が存在する。
【特許文献１】
米国特許第5,820,558号
【非特許文献１】
Neuman,M.R.,“Pulse Oximetry: Physical Principles, Technical Realization and Present Limitations,”Adv. Exp. Med. Biol., vol.220, p.135-144,1987
【非特許文献２】
Severinghaus,J.W.,“History and Recent Developments in Pulse Oximetry,”Scan. J. Clin. and Lab. Investigations, vol.53, p.105-111, 1993
【非特許文献３】
D.A.Boasら、Proc. Natl. Acad. Sci., vol.91, p.4887(1994); R.P.Spencer及びG.Weber,Ann.(N.Y.) Acad. Sci. vol.158, p.3631(1996)
【非特許文献４】
J.Sipior等, Rev. Sci. Instrum., vol.68, p.2666(1997)
【非特許文献５】
B.Chance,Rev. Sci. Instrum., vol.69, p.3457(1998)
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、大略的に（i）種々の生理学的媒体における発色団又はその特性の空間的及び/又は時間的分布に関する情報を与えるためのシステム及び方法；及び/又は(ii) 種々の生理学的媒体の種々の特性、例えば酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度（及び/又はそれらの比）の絶対値を判定するためのシステム及び方法に関する。より具体的には、本発明は、非侵襲性自己校正光学撮像システム、移動性センサーアッセンブリーを備えた光学的プローブ、実時間画像構築アルゴリズム及びその方法に関する。本発明は、ベール・ランバート方程式、改良ベール・ランバート方程式、光子拡散方程式及びこれらの均等物などの波動方程式に基づき操作される光学画像化システム及び/又光学的プローブに適用することができる。本発明は更に、上記の波動方程式を解決することにより上記の絶対値を得るための装置及び方法に関する。
【００１０】
本発明の１つの形態において、システムが生理学的媒体中の発色団の濃度を判定するようになっている。このシステムは、生理学的媒体中に、異なる波動特性を有する電磁線の少なくとも２つのセットを照射するためのソースモジュールと、該生理学的媒体中を透過した電磁線を検出するための検出器モジュールと、上記ソースモジュールから照射され、上記検出器モジュールで検出された電磁線から発色団の濃度の少なくとも1つの絶対値を判定するための処理モジュールとを具備するものであってもよく、この場合、上記判定は上記ソースモジュールからの電磁線の連続波の強度測定に基づいて行われる。
【００１１】
本発明は更に、生理学的媒体の標的領域における1又はそれ以上の発色団及びその特性の分布を表す画像を発生させるシステムを提供するものである。このシステムは、少なくとも１つの波動源と、少なくとも１つの検波器を有する光学的プローブを具備するものであってもよく、ここで上記波動源は生理学的媒体の第1の標的区域へ電磁線を照射するよう構成され、上記検波器は生理学的媒体の第1の標的区域からの電磁線を検出し、それに応答する第1の出力信号を発生させるよう構成されている。このシステムは更に、上記の第1の出力信号を受理、サンプリングし、複数の振幅値を得るよう構成された信号分析器を具備するものであってもよい。この振幅値は後に分析され、実質的に同様の振幅を有する第1の出力信号のサンプルの少なくとも１セットが判定される。このシステムは更に、上記第1の出力信号から第1のベースラインを計算するよう構成された信号プロセッサーを具備するものであってもよく、ここで該第1のベースラインは上記分析器により判定された実質的に同様の振幅を表すものである。上記信号プロセッサーは更に上記第1の出力信号とその第1のベースラインを操作することにより自己校正第1出力信号を提供することができ、ここで上記第1のベースラインは同様の振幅の代表的振幅を表すものである。
【００１２】
本発明は更に、生理学的媒体中の発色団の濃度を判定するための方法を提供する。
【００１３】
本発明の他の形態において、システムが生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビン及びその特性の分布についての情報を提供するようになっている。このシステムは、少なくとも１つの波動源と少なくとも1つの検波器を装着し得る可動部材を具備するものであってもよく、ここで上記の少なくとも１つの波動源は、近赤外電磁線を標的区域に照射し得るよう構成され、上記の少なくとも1つの検波器は、該標的区域からの近赤外線照射を検出し、それに応答して出力信号を発生させるよう構成されている。このシステムは更に、標的区域との関連で少なくとも1つの曲線路に沿って移動するようにさせた少なくとも1つの可動部材と連結するアクチュエータと、該少なくとも1つの曲線路に沿って設けられた上記の少なくとも１つの検波器によって発生した出力信号に基づいてヘモグロビン又はその特性の分布を判定するプロセッサーとを具備するものであってもよい。
【００１４】
本発明の他の形態において、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビン及びその特性の分布についての情報を提供する上記システムは、波動源と検波器とを有する光学的プローブを具備し、ここで上記波動源は、近赤外電磁線を生理学的媒体の第1の標的区域に照射し得るよう構成され、上記検波器は、該生理学的媒体からの近赤外線照射を検出し、それに応答して第1の出力信号を発生させるよう構成されている。このシステムは更に、上記第1の出力信号を受理、サンプリングし、複数の振幅値を得るようにした分析装置を具備するものであってもよい。この振幅値は後に分析され、実質的に同様の振幅を有する第1の出力信号のサンプルの少なくとも１セットが判定される。このシステムは更に、上記第1の出力信号から第1のベースラインを計算するよう構成された信号プロセッサーを具備するものであってもよく、ここで該第1のベースラインは上記分析器により判定された実質的に同様の振幅を表すものである。上記信号プロセッサーは更に上記第1の出力信号とその第1のベースラインを操作することにより自己校正第1出力信号を提供することができる。
【００１５】
本発明の更に他の形態として、生理学的媒体の標的区域に近赤外電磁線を照射するように構成された少なくとも１つの波動源と、近赤外電磁線を検出し、検出された近赤外電磁線に応答して出力信号を発生させる少なくとも1つの検波器とを備えた光学的プローブを有する光学的撮像システムからの校正出力信号を得るための方法が提供される。
【００１６】
本発明の他の形態は、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビン及びその特性の分布を表す画像を発生することができる光学的プローブを提供することである。この光学的プローブは複数の波動源及び検波器を具備してなるものである。これらの波動源は生理学的媒体に近赤外電磁線を照射するように構成され、他方、検波器は近赤外電磁線を検出し、検出された近赤外電磁線に応答して出力信号を発生させるように構成されている。
【００１７】
本発明の具体的態様には以下のような特徴を有する1又はそれ以上のものが含まれる。
【００１８】
すなわち、複数の対称的に配置された走査ユニットであって、それぞれが、第1の波動源と、第２の波動源と、第1の検波器と、第２の検波器とを具備してなる。この第1の波動源は第２の検波器よりも第1の検波器に近づけて配置されている。また、第２の波動源は第１の検波器よりも第２の検波器に近づけて配置されている。第1の波動源と第１の検波器との間の第1の近距離は、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と実質的に同等である。又、第1の波動源と第２の検波器との間の第1の遠距離は、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と実質的に同等である。この第1及び第２の波動源は、第1及び第２の波動源の少なくとも１つにより照射された近赤外電磁線の検出に応答して出力信号を発生するように構成されている。この出力信号は近赤外電磁線の、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビンとの光学的相互作用を表すものである。
【００１９】
他の具体的態様において、上記光学的プローブは４つの対称的走査ユニットを具備するものであってもよく、この場合、第１の走査ユニットは第４の走査ユニットと一致し、第２の走査ユニットは第３の走査ユニットと一致する。各走査ユニットは、第1の波動源と、第２の波動源と、第1の検波器と、第２の検波器とを具備してなる。第1及び第２の波動源は、第1及び第２の検波器と同期し、出力信号を発生するように構成され、この出力信号は、近赤外電磁線の、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビンとの電磁波的相互作用を表すものとなっている。
【００２０】
他の具体的態様において、上記光学的プローブは、第１の走査部材を規定する少なくとも１つの第１の波動源及び少なくとも1つの第１の検波器と、第２の走査部材を規定する少なくとも１つの第２の波動源及び少なくとも1つの第２の検波器とを具備するものであってもよい。この第１、第２の走査部材は、上記第１及び第２の波動源が線対称又は点対称で配置された走査ユニットを規定するものである。これら走査部材には、夫々、上記第１及び第２の検波器も線対称又は点対称で配置されている。
【００２１】
本発明は、光学的プローブを有する光学的撮像システムにより、生理学的媒体の標的区域の二次元又は三次元画像を発生させるための方法を含むものである。これら画像は生理学的媒体中のヘモグロビン及びその特性の空間的又は時間的分布を表すものである。この光学的プローブは複数の波動源及び複数の検波器を具備してなるものである。これらの波動源は生理学的媒体に近赤外電磁線を照射するように構成され、他方、検波器は近赤外電磁線を検出し、検出された近赤外電磁線に応答して出力信号を発生させるように構成されている。上記方法は、夫々が少なくとも１つの波動源と、少なくとも1つの検波器とを具備する複数の走査部材を提供する工程を含む。この方法は更に、夫々が少なくとも２つの上記走査部材を具備する複数の走査ユニットを規定し、上記標的区域を１又はそれ以上の走査ユニットで走査することを含む。この方法は更に、該走査ユニットの夫々により発生された出力信号をグループ化する工程と、該走査ユニットの入力及び出力に適用される波動方程式の解答セットを得る工程とを含む。この方法は更に、該解答セットからヘモグロビン及びその特性の少なくとも１つの分布を判定する工程と、この分布の１又はそれ以上の画像を提供する工程とを含む。
【００２２】
本発明の他の形態において、生理学的媒体の標的区域中の１又はそれ以上のヘモグロビンの特性を表す画像を発生させるシステムが提供され、このシステムは、アクチュエータと連結され、少なくとも１つの曲線路に沿って上記標的区域との関連で移動するよう構成された可動支持部材を具備する。このシステムは更に、上記支持部材に装着された１又はそれ以上の波動源と、１又はそれ以上の検波器とを含み、それにより長手軸、走査領域及び走査容積と関連させた走査ユニットを形成している。この１又はそれ以上の波動源は生理学的媒体の標的区域中に近赤外電磁線を照射し得るよう構成され、上記の１又はそれ以上の検波器は、該標的区域からの近赤外線照射を検出し、それに応答して出力信号を発生させるよう構成されている。このシステムは更に、上記出力信号を受理し、標的区域中の複数のボクセルを画定するプロセッサーを具備する。この複数のボクセルは特徴的寸法と、ボクセル軸とを有する。上記プロセッサーは複数のボクセル中の出力信号に基づいて発色団の特性を判定し、画像を発生させる。
【００２３】
本発明の他の形態において、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１以上のヘモグロビンの特性の分布を表す画像を発生させるシステムが提供され、このシステムは、少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器とを具備してなる。このシステムは更に、センサーアッセンブリーからの出力信号を受理するためのプロセッサーを具備し、このプロセッサーは上記標的区域中の複数のボクセルを画定するように構成されている。ヘモグロビンの特性を判定するため、このプロセッサーは、上記の少なくとも1つの波動源からの入力放射に適用された、並びに上記の少なくとも1つの検波器により検出された放射に適用された複数の波動方程式を解くようになっている。このプロセッサーは更に、上記標的区域中のヘモグロビンの特性の分布の画像を発生するようになっている。
【００２４】
本発明の他の態様として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つの特性の分布を表す画像を表すシステムが提供され、ここで、このシステムは少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器と、少なくとも１つの可動部材を有する携帯用プローブと、少なくとも１つのアクチュエータとを具備してなる。上記の少なくとも１つの可動部材は、その上に少なくとも1つの波動源及び少なくとも1つの検波器を装着してなり、上記の少なくとも１つのアクチュエータは上記の少なくとも１つの可動部材と連結し、これを１又はそれ以上の曲線路に沿って移動させるよう構成されている。
【００２５】
本発明のその他の形態として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つの特性の分布についての情報を発生させるシステムが提供され、このシステムは少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器と、上記の少なくとも1つの波動源及び検波器が配置された少なくとも１つの可動部材を有する光学的プローブとを具備してなる。このシステムは更に、上記光学的プローブを連結し、出力信号を受理するよう構成されたプロセッサーを含むコンソールを具備している。このシステムは更に、上記の少なくとも１つの可動部材と連結し、これを１又はそれ以上の曲線路に沿って移動させるよう構成されたアクチュエータと、電気的通信、光学的通信、電力伝達、機械力伝達並びに光学的プローブ、コンソール及びアクチュエータ部材の内の少なくとも２つの間のデータ伝達の内の少なくとも１つを提供するコネクターとを具備してなる。
【００２６】
更に他の具体例として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つの特性の分布についての情報を発生させるシステムが提供され、このシステムはプロセッサーと、少なくとも２つの波動源と、少なくとも２つの検波器とを具備してなる。上記の少なくとも２つの波動源及び少なくとも２つの検波器は、実質的に線に沿って配置されている。
【００２７】
本発明の他の形態として、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビンの分布を表す画像を、携帯用測定システムにより発生させる方法が提供される。このシステムは、走査ユニットを画定する少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器とを装着した可動部材を具備してなり、この走査ユニットは長手軸と、上記標的区域よりも小さい走査領域と、その周りの走査容積を有し、上記の少なくとも1つの波動源は上記標的区域に近赤外電磁線を照射し、上記の少なくとも1つの検波器はこの標的区域中の近赤外電磁線を検出し、それに応答して出力信号を発生するよう構成されている。このシステムは更に、可動支持部材と連結し、これを少なくとも１つの曲線路に沿って移動させ、上記標的区域を走査するようにしたアクチュエータを具備する。上記方法は更に、生理学的媒体の標的区域に上記可動部材を配置させる工程及び上記走査ユニットを上記標的区域の第１の領域に位置決めする工程を含む。上記方法は更に、アクチュエータ部材を操作し、上記可動部材及び走査ユニットを上記の第１の領域から第１の曲線路に沿って標的区域の他の領域へ移動させる工程を含む。上記方法は更に、上記標的区域の上記領域の少なくとも１つにおいて上記出力信号からボクセルの第１のセットを画定する工程と、このボクセルの第１のセットに対応するボクセル値を判定する工程とを含む。なお、ここで、各ボクセル値はボクセルについての特性の平均を表している。この方法は更に、このボクセルの第１のセットからヘモグロビンの分布を表す画像を発生させる工程を含む。
【００２８】
本発明の他の形態として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つ特性の分布を表す画像を、携帯用システムにより発生させる方法が提供される。このシステムは、生理学的媒体中に電磁線を照射するように構成された少なくとも1つの波動源と、電磁線を探知し、それに応答して出力信号を発生させるよう構成された少なくとも1つの検波器とを具備してなる。この方法は上記標的区域に波動源及び検波器を位置決めし、上記出力信号からボクセルの第１のセットを画定し、該ボクセルの第１のセットについての一連のボクセル値を判定する工程を具備してなる。なお、ここで、各ボクセル値はボクセルについての特性の平均を表している。この方法は更に、上記出力信号からボクセルの第２のセットを画定する工程と、該第２のボクセルの一連のボクセル値を判定する工程と、該ボクセルの第１及び第２のセットの１つに夫々属する少なくとも２つの交差するボクセルの交差部として画定されるクロス‐ボクセルの第１のセットを構築する工程とを具備してなる。この方法は更に、交差するボクセルのボクセル値からクロス‐ボクセルの第１のセットのクロス‐ボクセル値を計算する工程と、該第１のセットのクロス‐ボクセル値の第１のシーケンスから発色団の特性の分布の画像を発生させる工程とを具備してなる。
【００２９】
本発明の他の形態として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つ特性の分布を表す画像を、測定システムにより発生させる方法が提供される。このシステムは、少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器と、可動部材と、アクチュエータ部材とを具備してなる。この可動部材は上記波動源及び検波器の少なくとも１つを含むように構成され、アクチュエータ部材は該可動部材と適宜、連結するようになっている。上記波動源及び検波器は可動走査ユニットを形成するように構成されており、この可動走査ユニットは上記波動源及び検波器を結合する長手軸を含むと共に、走査区域及びその周りの走査容積の少なくとも１つを画定するものである。アクチュエータ部材は上記可動部材及び走査ユニットの少なくとも１つの少なくとも１つの曲線路に沿う少なくとも１つの動きを発生させるように構成されている。上記方法は更に、生理学的媒体の標的区域に上記可動部材を配置させる工程と、上記走査ユニットを上記標的区域の第１の領域に位置決めする工程と、アクチュエータ部材を操作し、上記可動部材及び走査ユニットの少なくとも１つを第１の曲線路に沿って標的区域の第１の領域から第２の領域への移動させる第１の動き発生させる工程とを含む。上記方法は更に、上記標的区域の少なくとも１部において上記出力信号から第１のボクセルの第１のセットを画定する工程と、該第１のボクセルの第１のボクセル値の第１のシーケンスを判定する工程とを含む。なお、ここで、各第１のボクセル値は第１のボクセルについての特性の第１の平均を表している。この方法は更に、上記標的区域の少なくとも１部において上記出力信号から第２のボクセルの第２のセットを画定する工程と、該第２のボクセルの第２のボクセル値の第２のシーケンスを判定する工程とを含む。なお、ここで、各第２のボクセル値は第２のボクセルについての特性の第２の平均を表している。この方法は更に、該第１及び第２のボクセルの第１及び第２のセットの１つに夫々属する少なくとも２つの交差するボクセルの交差部として画定されるクロス‐ボクセルのセットを構築する工程を具備する。この方法は更に、交差するボクセルのボクセル値から直接、該クロス‐ボクセルのクロス‐ボクセル値のシーケンスを計算する工程と、該クロス‐ボクセル値の該シーケンスから直接、発色団の特性の分布の画像を発生させる工程とを具備している。
本発明の特徴及び利点は以下の詳細な説明及び特許請求の範囲から明らかになるであろう。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下の記載は、生理学的媒体中の発色団の特性の二次元又は三次元空間的又は時間的分布の画像を提供するよう配置された種々の光学的画像化システムを提供するものである。より具体的に述べると、以下の記載は、光学的画像化システム、このシステムのための可動走査ユニットを備えた光学的プローブ、移動式波動源−検波器アッセンブリー、出力信号を校正するための自己校正アルゴリズム、及びリアルタイム（実時間）画像構築アルゴリズム、並びにその方法の好ましい形態及び具体例を提供するものである。
【００３１】
Ｉ. 一般的装置：
Ａ. 一般的構成
本発明の一形態において、光学的画像化システムが提供され、これは、生理学的媒体の標的区域における発色団の１又はそれ以上の特性の空間的分布及び時間的変化の画像を、走査領域が上記標的区域よりも小さい走査ユニットを用いて発生させるものである。
【００３２】
図１は、本発明による光学的画像化システムの模式図を示すものである。この例示の光学的画像化システム１００は、本体１１０と、２つの波動源１２２及び２つの検波器１２４を備えた可動部材１２０と、可動部材１２０と連結され、本体１１０との関連で可動部材１２０を矢線で示す方向に１又はそれ以上の曲線路に沿って移動させるよう配置されたアクチュエータ部材１３０と、センサー（すなわち、波動源１２２及び検波器１２４）と連結され、このセンサーから信号を受理し、発色団及び/又はその特性の空間的又は時間的分布の画像を発生させるよう配置された画像化部材１４０とを具備してなる。波動源１２２及び検波器１２４の所定数を配列させることにより、上記媒体を走査するための基本的波動源−検波器配列を形成する走査ユニット１２５が画成される。
【００３３】
本体１１０は一般に、硬質又は半硬質材料、例えばプラスチックから作られる。以下に説明するように、本体１１０の形状、サイズは種々の設計基準により適宜、決定することができる。例えば、走査及び検査されるべき媒体の領域（すなわち、“標的区域”）、可動部材１２０の形状、サイズ、アクチュエータ部材１３０により生じる可動部材１２０の動きの特徴、可動部材１２０の曲線路の形状などにより適宜、決定することができる。
【００３４】
本体１１０は実質的に長方形をなすハウジング１１２を具備し、その中に可動部材１２０を受理し得るようになっている。一般にハウジング１１２は可動部材１２０よりも実質的に大きい形状、寸法を有し、ハウジング１１２の異なる部分に沿って可動部材１２０が移動し得るようになっている。以下に説明するように、ハウジング１１２の領域は一般に可動部材（又はセンサーアッセンブリー）１２０に配置されたセンサー１２２，１２４により走査されるべき上記媒体の“標的区域”に対応している。本体１１０の形状は一般に種々の設計基準により適宜、決定される。例えば、走査されるべき媒体の領域の形状、サイズ、可動部材１２０の形状、寸法、アクチュエータ部材１３０により駆動される可動部材１２０が標的区域の異なる領域、部分へ移動される際の曲線路の形状などにより決定される。本体１１０は半硬質又は可撓性材料から作ることができ、上記媒体の輪郭表面に適合し得るようになっている。
【００３５】
Ｂ. 波動源及び検波器／走査素子／走査ユニット
以下の記述は、波動源−検波器配置又は光学的プローブのためのセンサー配列、光学的画像化システム、及びこれらのための方法であって、種々の生理学的媒体の標的区域における発色団及び/又はその特性の二次元的及び/又は三次元的の空間的又は時間的分布の画像を提供することに関するものである。特に、以下の記述は光学的画像化システムの光学的プローブのための相称的センサー配列の好ましい形態及び具体例を提供するものである。
【００３６】
［波動源の配置］
可動部材１２０は１又はそれ以上の波動源を有するものでよく、その各々は上記媒体と光結合を形成し、それに電磁波を照射するようになっている。この可動部材１２０に使用される波動源としては、所定の波長、例えば１００ｎｍないし５，０００ｎｍの範囲、３００ｎｍないし３，０００ｎｍの範囲の電磁波、特に５００ｎｍないし２，５００ｎｍの範囲の“近赤外域”の電磁波を照射し得る任意のものが使用される。後述のように、典型的な波動源として、これらは約６９０ｎｍ（６７０−７１０ｎｍ）又は約８３０ｎｍ（８１０−８５０ｎｍ）の波長の近赤外電磁波を照射するよう配列される。波動源は異なる波動特性、例えば異なる波長、位相角、周波数、振幅又は調波を有する電磁波を照射するよう配列されていてもよい。その他、波動源は、同様の又は相互に区別し得る波長、周波数、位相角、振幅又は調波を有するキャリア電磁波に、同一、類似又は異種の信号波を重ねた電磁波を照射するものであってもよい。図１に示す具体例では、可動部材１２０が２つの波動源１２２を有し、それぞれが異なる波動特性、例えば波長が約６８０ｎｍないし７００ｎｍのものと、約８２０ｎｍないし８４０ｎｍのものとを有する電磁波を照射するようになっている。
【００３７】
この可動部材に含められる波動源の正確な数は本発明を実施する上で特に制限はない。例えば、可動部材は、異なる波動特性、同一の又は異なる信号波、又は異なる又は同一のキャリア波などを有する電磁波の多重セットを照射し得る僅か単一の波動源を有するものであってもよい。このような波動源は電磁波を連続的に、周期的に又は間欠的に照射するよう配列させることができる。同様に、可動部材は、上述の電磁波を連続的に、周期的に又は間欠的に検出し得る僅か単一の検波器を有するものであってもよい。
【００３８】
［検波器の要件］
可動部材は少なくとも１つの検波器を有することができ、好ましくは電磁波を検出し、それに応答して出力信号を発生するようになっている。本発明で使用される検波器としては、上記の範囲の波長の電磁波に対し適当な感度を示すものであれば特に制限はない。この検波器又は多重検波器は、それぞれが前述の異なる波動特性を有する電磁波の多重セットを検出し得るよう配列させることができる。この検波器又は多重検波器は、更に多重波動源により照射された電磁波の多重セットを検出し、それに応じた出力信号の多重セットを発生し得るよう配列させることができる。その他、可動部材は多重波動源により照射された電磁波の多重セットを検出し得るよう配置された単一の検波器を備えたものであってもよい。
【００３９】
図２Ａは、本発明による多重走査ユニットを有する光学的画像化システムの光学的プローブの模式図を示すものである。この例示の光学的画像化システムは、８個の波動源１２２（例えば、Ｓａａ、Ｓａｄ、Ｓｂｂ、Ｓｂｃ、Ｓｃｄ、Ｓｃｃ、Ｓｄａ、Ｓｄｄ）と、８個の検波器１２４（例えば、Ｄａｂ、Ｄａｃ、Ｄｂａ、Ｄｂｄ、Ｄｃａ、Ｄｃｄ、Ｄｄｂ、Ｄｄｃ）とを備えた光学的プローブ１２０Ａを有し、この場合、光学的センサー（すなわち、波動源１２２及び検波器１２４）がその走査面に配置されている。一般に、波動源１２２及び検波器１２４の各対は走査素子を形成し、これが光学的プローブ１２０Ａの基本的機能単位を構成している。各走査素子において、波動源１２２は上記媒体の標的区域に電磁波を照射し、検波器１２４はこの媒体の標的区域と相互作用（例えば、吸収及び/又は散乱）し、媒体の標的区域から放出される電磁波を検出し、走査素子を横切って検出された電磁波の振幅を表す出力値を発生するようになっている。
【００４０】
各走査素子によって発生する出力値を直接、使用する代わりに、１又はそれ以上の波動源１２２及び/又は検波器１２４を好ましくはグループ化し、“センサーアッセンブリー”、“センサーアレイ”又は“走査ユニット”１２５を画成するようにしてもよく、この場合、走査ユニット１２５の１又はそれ以上の検波器１２４が、同じ走査ユニット１２５の１又はそれ以上の波動源１２２により照射された電磁波を検出するように配置され、従って、上記媒体の領域（以下、“標的区域”と呼ぶ）が走査ユニット１２５により走査されることになる。従って、各走査ユニット１２５が多重出力値（それぞれが同一の走査ユニットの多重走査素子により発生されたもの）の集合であるところの出力信号を発生することができる。
【００４１】
各走査ユニット１２５は一般に光学的センサー１２２，１２４の周りに画成され、中断されない走査領域を形成するよう配置され、従って、特定の標的区域の光学特性が光学的プローブ１２０Ａによる上記媒体の単一の走査により得ることができる。なお、図面では、走査ユニット１２５の末端部分は説明の便宜上、長くなっている。走査ユニット１２５及びその走査領域の形状は一般に、波動源−検波器配列の形状、例えば、各走査ユニット１２５における波動源１２２及び検波器１２４の数、各走査素子における波動源１２２及び検波器１２４のグリーピング又はペアリング、各走査ユニット１２５における走査素子のグリーピング又はペアリング、光学的センサー１２２，１２４間の幾何学的配置、各走査ユニット１２５における走査素子間の幾何学的配置、光学的プローブの走査ユニット１２５間の幾何学的配置、波動源１２２の照射能力又は発光力、検波器１２４の検出感度などにより決定される。
【００４２】
再び図１を参照すると、可動部材１２０は長尺状のもので、長手方向軸１２７を有する。可動部材１２０は更に、波動源１２２及び検波器１２４のような光学的センサーを有し、これらはそれぞれ長手方向軸１２７に沿って配列されている。波動源１２２は、可動部材１２０のほぼ両端部に配置され、検波器１２４はその間に等間隔で配置され、波動源１２２により照射された電磁波は該媒体を通って該媒体と相互作用し、ついで検波器１２４により検出されるようになっている。従って、波動源１２２及び検波器１２４は機能的に走査ユニット１２５（すなわち、波動源−検波器配列）を形成し、この走査ユニット１２５は波動源１２２及び検波器１２４の周りを可動部材１２０の長手方向軸１２７に沿って延び、対応する走査領域（又は走査容積）を画成している。可動部材１２０も半硬質又は可撓性材料から作り、センサー１２２，１２４が上記標的区域の表面輪郭と適応しながら光結合を形成するようにしてもよい。
【００４３】
可動部材１２０は更に、長手方向軸１２７に沿って延びた走査ユニット１２５を具備していてもよい。走査ユニット１２５は一般に機能的ユニットと呼ばれ、そこから電磁波が上記媒体に向けて照射され、これにより上記媒体と相互作用した電磁波が検出される。従って、走査ユニット１２５及びその走査領域の形状はセンサーアッセンブリー及び/又は波動源−検波器配列の対応する形状によって殆ど決定され、逆にこの後者の形状は波動源又は検波器の数、これらの間の幾何学的配置、波動源の照射能力又は発光力、検波器の検出感度などにより決定される。例えば、図１に示す具体例において、波動源１２２及び検波器１２４が可なり長尺の走査ユニット１２５を画定し、検波器１２４が２つの波動源１２２の間に長手方向軸１２７に沿って配置されている。走査ユニット１２５は種々の寸法（例えば、長さ、幅又は高さ）により特徴づけることができるが、走査ユニット１２５の特徴的寸法は一般にその長手方向軸１２７に対し直交する寸法である（走査ユニット１２５及び可動部材１２０がアクチュエータ部材１３０により移動される方向）。すなわち、以下に詳述するように、図１の走査ユニット１２５の特徴的寸法はその幅である。なお、走査ユニット１２５は可動部材１２０の一部を構成し、このような走査ユニット１２５は好ましくはアクチュエータ部材１３０により可動部材１２０と共に移動することを理解されたい。従って、特に断らない限り、“走査ユニット”の用語はここでは“可動部材”の用語と混ぜ合わせに使用される。
【００４４】
走査ユニットはその全体に亘って連続する走査領域を画定することが好ましく、走査ユニットによる単一の測定が、未走査領域に対する中断を生じさせることなく、全走査領域をカバーする出力信号を発生させることを理解されたい。この目的のため、波動源及び検波器はそれらの限界距離を超えることのない間隔で離間されることが好ましい。波動源と検波器との間の最適間隔の選択は、当業者にとって任意に選択し得るものであり、幾つかの要因により決定される。例えば、限定的ではないが、生理学的媒体の光学特性（例えば、吸光係数、散乱係数など）、波動源の照射能力、検波器の検出感度、波動源及び/又は検波器の個数、これらの間の幾何学的配置、及び/又はアクチュエータ部材の操作特性などの要因が挙げられ、これらについては後述する。
【００４５】
図２Ａを参照して説明すると、上記の光学的センサー１２２，１２４は光学的プローブ１２０Ａの走査面上に４ｘ４センサー配列を形成するよう配列されている。このセンサー配列の各行は少なくとも２つの波動源１２２と、少なくとも２つの検波器１２４とを含み、水平に延びた走査ユニット（例えば、Ｈａ、Ｈｂ、Ｈｃ、Ｈｄ）を形成している。同様に、このセンサー配列の各列は２つの波動源１２２と、２つの検波器１２４とを含み、垂直に延びた走査ユニット（例えば、Vａ、Vｂ、Vｃ、Vｄ）を画成している。例えば、第１及び第４の水平走査ユニット（Ｈａ、Ｈｄ）においては、２つの検波器Ｄab-Ｄac及びＤdb-Ｄdcが２つの波動源Ｓaa-Ｓad及びＳda-Ｓddの間にそれぞれ介在している。これに対し、第２及び第３の水平走査ユニット（Ｈｂ、Ｈｃ）においては、２つの波動源Ｓbb-Ｓbc及びＳc ｂ-Ｓccが２つの検波器Ｄba-Ｄbd及びＤca-Ｄcdの間にそれぞれ介在している。更に、第１及び第４の垂直走査ユニット（Ｖａ、Ｖｄ）においては、２つの検波器Ｄba-Ｄca及びＤbd-Ｄcdが２つの波動源Ｓaa-Ｓda及びＳad-Ｓddの間にそれぞれ介在している。これに対し、第２及び第３の垂直走査ユニット（Ｖｂ、Ｖｃ）においては、２つの波動源Ｓbb-Ｓcb及びＳbc-Ｓccが２つの検波器Ｄab-Ｄdb及びＤac-Ｄdcの間にそれぞれ介在している。
【００４６】
本発明の光学的プローブは、図２Ａに示すものとは異なる波動源−検波器配列を備えるものであってもよい。例えば、本発明による光学的画像化システムの他の光学的プローブの例が図２Ｂに模式的に示されている。図２Ａに示すものと同様に、この例示の光学的プローブ１３０Ａも、８個の波動源１２２（例えば、Ｓａｂ、Ｓａｃ、Ｓｂａ、Ｓｂｄ、Ｓｃａ、Ｓｃｂ、Ｓｄｂ、Ｓｄｃ）と、８個の検波器１２４（例えば、Ｄａａ、Ｄａｄ、Ｄｂｂ、Ｄｂｃ、Ｄｃｂ、Ｄｃｃ、Ｄｄａ、Ｄｄｄ）とを備え、別の４ｘ４センサー配列を形成している。しかし、光学的センサー１２２，１２４は図２Ａに示すものとは全く逆の配列で設けられている。すなわち、図２Ａの波動源は図２Ｂの検波器により置き換えられ、図２Ａの検波器は図２Ｂの波動源により置き換えられている。以下に詳述するように、光学的プローブ１２０Ａ及び１３０Ａの双方とも、同一又は実質的に同等の性能特性を提供し得るものである。
【００４７】
光学的プローブ１２０Ａ及び１３０Ａの各走査ユニット１２５においては以下のように構成されていることが好ましい。すなわち、第1の波動源が第２の検波器よりも第1の検波器に近づけて配置され、第２の波動源が第１の検波器よりも第２の検波器に近づけて配置されていることである。更にこれら波動源と検波器とは以下のように配置されていることが好ましい。すなわち、第1の波動源と第１の検波器との間の第1の近距離が、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と同一又は実質的に同等であり、第1の波動源と第２の検波器との間の第1の遠距離が、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と同一又は実質的に同等であることである。例えば、第２の水平走査ユニットＨｂにおいて、第1の波動源（Ｓｂｂ）が第1の検波器（Ｄｂａ）に近づけて配置され、第２の波動源（Ｓｂｃ）が第２の検波器（Ｄｂｄ）に近づけて配置されル。更に、第1の波動源（Ｓｂｂ）と第１の検波器（Ｄｂａ）との間の第1の近距離が、第２の波動源（Ｓｂｃ）と第２の検波器（Ｄｂｄ）との間の第２の近距離と同等になるよう配置される。更に、第1の波動源（Ｓｂｂ）と第２の検波器（Ｄｂｄ）との間の第1の遠距離が、第２の波動源（Ｓｂｃ）と第１の検波器（Ｄｂａ）との間の第２の遠距離と同等になるよう配置される。
【００４８】
Ｄ. アクチュエータ部材
図１を参照すると、アクチュエータ部材１３０は、波動源１２２及び/又は検波器１２４と操作自在に連結され、かつ、少なくとも１つの曲線路に沿う少なくとも１つの曲線方向への波動源１２２及び/又は検波器１２４の動きを発生させる。具体例として、アクチュエータ部材１３０は、可動部材１２０と操作自在に連結され、かつ、この可動部材（波動源１２２及び検波器１２４と共に）を本体１１０の一方の側から他方の側へ向けて可動部材１２０の長手方向軸１２７に対し垂直な方向に直線的に移動させるようになっている。
【００４９】
この実施例において、可動部材１２０の幅はハウジング１１２の幅と実質的に同じである。従って、走査ユニット１２５は標的区域を横切って直線状に移動されつつ、この標的区域の少なくとも実質的な部分を通して走査することができる。
【００５０】
任意の駆動装置を、上記の動きを発生させる目的でこの光学的画像化システムに組み込むことができる。例えば、モータギア・アッセンブリーを使用して、所定の角度の周りを回転中心とする回転を生じさせたり、所定の回転数で回転を生じさせたりすることができる。その他、ステッパーモータを使用して、任意の案内路に沿って曲線的移動、往復動、及びこれらの組合せを生じさせたりすることができ、この場合の曲線的移動は直線路に沿う直線的変位或いは曲線路に沿う非直線的移動であってもよい。アクチュエータ部材は、例えばインパルス（すなわち、δ（ｔ）の関数）、ステップ（すなわち、u（ｔ）の関数）、パルス、パルス列、シヌソイド及びこれらの組合せを生じさせることにより上述の動きに種々の時間的特徴を付与させるものでもよい。このアクチュエータ部材は、更にこのような動きを連続的に、周期的に、及び/又は間欠的に発生するようにしてもよい。
【００５１】
アクチュエータ部材は、少なくとも２つの曲線路に沿って少なくとも２つの曲線方向への波動源及び/又は検波器の少なくとも２つの動きを発生させるものでもよい。この動きは実質的に互いに直交するよう整合された曲線路に沿うものでもよく、例えばデカルト座標系、円柱座標系及びグローバル座標系のいずれかの直交軸であってもよい。その他、上述の動きは同一又は平行な曲線路ではあるが反対方向に沿ってなされるもの、例えば往復動であってもよい。
【００５２】
なお、可動部材、走査ユニット及びアクチュエータ部材は、走査ユニットの長手方向軸と可動部材の曲線路との間に種々の幾何学的配列を提供するよう配列されていてもよい。例えば、走査ユニットはその長手方向軸に直交する短軸に沿って走行するようアクチュエータ部材と整合させてもよく、この場合、走査ユニット及び/又は可動部材の曲線路は走査ユニットの長手方向軸に実質的に直交するものとなる。これと同じ理由により、アクチュエータ部材は、走査ユニット及び/又は可動部材を走査ユニットの長手方向軸と実質的に平行な経路に沿って、又は、走査ユニットの長手方向軸に対し所定の角度を成す経路に沿って移動させることができる。この後者の選択は、可動部材の動きの間において走査ユニットの有効走査領域を最大にすることから好ましいものである。
【００５３】
アクチュエータ部材は上述の動きを一定速度又は時間又は位置に関連して変化する速度（例えば、連続的、周期的及び/又は間欠的）で発生させるものでもよい。任意の動作制御装置を用いて上記の動きの速度が所定のパターンで正確に制御されるようにしてもよい。その他、上記の動きを種々のパラメータに適応させて制御してもよい。例えば、上記媒体の光学特性及び/又は伝達された電磁波の異常に高い又は低い吸収又は散乱により特徴付けられる標的区域における異常領域の存在又は非存在などのパラメータである。アクチュエータ部材の詳細については図５２ないし６０に示す走査ユニットの具体例を参照して後述する。
【００５４】
Ｅ. アクチュエータ部材
図１を参照すると、画像化部材１４０は波動源１２２及び/又は検波器１２４と操作自在に連結されていて、上記媒体中の発色団又はその特性の空間的又は時間的分布を表す二次元又は三次元画像を発生するよう構成されている。図示のように、画像化部材１４０は通常、データ捕捉ユニット１４２（すなわち、信号捕捉ユニット又は信号処理装置）、アルゴリズムユニット１４４、及び画像構築又は画像発生ユニット１４６（すなわち、画像プロセッサー）を具備してなる。データ捕捉ユニット１４２は、光学的又は電気的データ又は信号であって、波動源１２２により照射され、検波器１２４により検出された電磁波の強度、大きさ、振幅、その他の特徴に関係するものを採取するよう構成されている。このデータ捕捉ユニット１４２は、更に、アクチュエータ部材並びに光学的画像化システム１００の各構成部材の動作を制御するための任意の制御部材に関係する他のシステム変数又はパラメータをモニターするものであってもよい。アルゴリズムユニット１４４は、データ捕捉ユニット１４２からの種々の信号及びデータを受理し、波動源１２２及び/又は検波器１２４に適用された多重波動方程式の解決を得るものである。従来の分析的又は数値的図式をアルゴリズムユニット１４４で用い、光子拡散方程式、ベール・ランバート方程式、改良ベール・ランバート方程式及びこれらの均等物などの波動方程式を解くこともできる。アルゴリズムユニット１４４は、ついで、このような解決から発色団又はその特性の絶対値又は相対値を決定してもよいし、或いは更なる数学的操作又はその信号処理によりこれらを決定してもよい。画像構築ユニット１４６は上記の発色団又はその特性の絶対値又は相対値を処理し、発色団又はその特性の二次元又は三次元画像を空間的及び/又は時間的ドメインで提供するものである。
【００５５】
Ｆ. 本発明の利点
本発明の光学的画像化システムは、従来の近赤外分光法、拡散光学分光法などの従来技術と比較して幾つかの点で有利である。従来の光学的センサーは一般に走査ユニットが限定されており、その各々のが各測定位置で一度だけの測定を可能にするものであった。従って、標的区域が走査ユニットの走査領域よりも大きい場合は、センサープローブを標的区域の異なる領域に手動で移動させ、それに対し多重測定を行う必要があった。このような手法は検査時間が長くなると共に、言うまでもなく、媒体の異なる測定位置へセンサープローブを位置決めする際の不正確さ及び/又は不調和に起因する、或いは異なる測定位置での不整合の光結合に起因する乏しい解像度を有する信頼性の乏しい画像をもたらすことになる。このような欠点を解消させるため、多数の波動源及び/又は検波器を備えた大型のセンサーアッセンブリーが開発され、各測定において、より大きい標的区域をカバーできるようにしている。しかし、そのようなセンサーアッセンブリーは一般に嵩張り、より高価となる。更に、多数のセンサー間の特異な変動は光学的及び/又は電気的信号の品質に悪影響を及ぼし、それにより得られる画像の品質を劣化させる。更に、従来の光学的画像化技術は、媒体の標的区域の走査の前に、出力信号のベースラインの演繹的推定を必要とする。ベースラインの推定が測定誤差の主な原因となっているという周知の事実を考慮すると、従来の光学的画像化システムを比較的大きい標的区域の高解像度の画像を得るのに信頼性を以って使用することはできない。
【００５６】
本発明の光学的画像化システムはこのような従来技術の欠点を解消することができるものであり、これが僅かな数の波動源及び検波器を備えた可動走査ユニットを提供することにより成される。この場合、波動源及び検波器は標的区域の１領域（例えば、端部）に配置され、このシステムの他の構成部材（例えば、画像化システムの可動部材及び/又は光学的プローブ）を標的区域の他の領域へ移動、再配置させることを必要とすることなく、より大きい標的区域の異なる領域へ摺動させることができる。従って、この光学的画像化システムは必要とするセンサーの数も従来のものよりも少なくすることができる（すなわち、少ない数の波動源及び検波器）。従って、本発明の光学的プローブは軽く、かつ、コンパクトな製品に作ることができる。更に、少ない数のセンサーの組み込みにより、波動源及び検波器の夫々に内在する特異な部材間の変動に起因するノイズも減少させることができ、それにより、出力信号の信号対ノイズ比を改善することができ、それにより高品質で高解像度の画像を提供することができる。本発明の光学的画像化システムは更に、可動部材の移動の間において、媒体と、可動性波動源及び/又は検波器との間の実質的に同一の光結合を確実に形成、維持させるよう構成することができる。以下に述べるように、この実施例によれば、この光学的画像化システムでは、単一のベースラインを確立し、この同一のベースラインを媒体全体の異なる標的区域全体に亘って測定された多重出力信号に適用することができる。更に、この具体例によれば、非常に簡単で、より効果的な画像構築機構を用いて、被検体の標的区域を走査させながら、媒体中の発色団の特性のリアルタイム画像を提供することができる。
【００５７】
画像化部材のアルゴリズムユニット又は画像構築ユニットにより、任意の分析的又は数値的図式を使用することができるが、本発明の例示のアルゴリズム又は画像構築ユニットでは、以下に記載の方法及び同時に係属中の‘９７２出願に開示されている解決図式を使用することが好ましい。
【００５８】
ＩＩ. 方法：
Ａ. 数学的基礎
（絶対酸素飽和度を測定するためのシステム及び方法の詳細な説明）
本発明は、生理学的媒体の特性及び/又は状態の絶対値を判定するための光学システム及び方法に関するものである。特に、以下の記載は、生理学的媒体中のヘモグロビン（デオキシ‐及びオキシ‐ヘモグロビンの双方）及び酸素飽和度（デオキシ‐ヘモグロビン及びオキシ‐ヘモグロビンの濃度の合計である全ヘモグロビン濃度に対するオキシ‐ヘモグロビン濃度の割合）の濃度の絶対値を判定するための光学システム及び/又は方法の種々の実施例を提供する。この目的のため、以下の記載は、ベール・ランバート方程式、普遍化光子拡散方程式及び/又はこれらの改良バージョンを解決するための新規な方法を提供するものである。更に、以下の記載は、このような方法を組み込んだ光学画像化システムの種々の具体例を開示するものである。以下の方法及びそれに基づくシステムは、生理学的媒体の組織及び細胞の他の発色団の濃度、割合及び/又は容積の絶対値を判定するのに適用することができる。
【００５９】
本発明の他の形態において、波動源モジュール及び検波器モジュールを備えた光学システムに適用される改良ベール・ランバート方程式及び/又は光子拡散方程式を解くための新規な方法が提供される。これら波動源モジュール及び検波器モジュールは、一般にそれぞれ、少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を有する。しかし、これら波動源モジュール及び検波器モジュールは、一般にそれぞれ、少なくとも２つの波動源及び少なくとも２つの検波器を有することが好ましい。
【００６０】
上述のように、式（１）は、媒体中の光子の移動又は電磁波の伝播を記述するための普遍化管理方程式である。
【００６１】
【数１】
【００６２】
なお、システムパラメータ“γ”及び“δ”は1.0の値を有し、“σ”は０.０であってもよい。パラメータ“γ”及び“δ”を１として近似化した場合、式（１）の１つの簡略化バージョンを得ることができる。
【００６３】
【数２】
【００６４】
従来の“光子拡散方程式”は、式（３a）と同一の形を有する。
【００６５】
【数３】
【００６６】
ここで、“Ｓ”は式（３a）の“α”に相当し、一般に波動源の特徴、例えばその照射能力及び幾何学的形状、波動源と媒体との間の光結合モード及び/又はその間の関連する光結合損失を説明するものであり；“Ｄ”は式（３a）の“β”に相当し、一般に検波器の特徴、例えばその検出感度及び範囲、検波器と媒体との間の光結合モード及び/又はその間の関連する光結合損失を説明するものであり；“Ａ”は式（３a）の“δ”に相当し、これは波動源、検波器及び/又は媒体と関係する比例定数又はパラメータである。なお、“Ｉ０”及び“Ｉ”は双方とも時間のみの関数であり、好ましくは波動の周波数及び位相角などの周波数‐ドメインパラメータとは独立したものであることを留意すべきである。更に、波動源及び検波器はＣＷＳモードで操作されること、すなわち、波動源から照射されるものが非侵襲性電磁波であって、或る測定時間に亘り少なくとも実質的に同一の振幅を有するものであることが好ましい。従って、波動源から照射される電磁波の最も好ましいプロフィールは、階段関数（すなわち、Ｉ0ｕ（ｔ））であり、その特性が周波数‐ドメインパラメータによってではなく、その強度（すなわち、Ｉ0）のみにより決定されるものである。しかし、照射される波動が非侵襲性である限り、この波動は単一ステップ（例えば、Ｉ0ｕ（ｔ）−Ｉ0ｕ（ｔ−ｔ０））（ここで、ｔ０は検波器の時間的感度の閾値よりも長い期間を表す）の形のものであってもよい。その他、照射される波動は実質的に同一の振幅を有する一連のステップからなるステップ列であってもよい。
【００６７】
説明の便宜上、例示の光学システムは、例えば夫々が波長λ1の電磁波を放射する２つの波動源（Ｓ１及びＳ２）と、このような電磁波の少なくとも1部を検出するよう配列された２つの検波器（Ｄ１及びＤ２）とを備えたものでもよい。この例示の光学システムの波動源及び検波器の各対に対し光子拡散方程式を適用すると、以下の式のセットが得られる：
【００６８】
【数４】
【００６９】
ここで、上付き文字λ1は、種々の変数及びパラメータが波長λ1で決定されることを表すものである。
【００７０】
簡単な数学的操作により、式（４ａ）ないし（４ｄ）から少なくとも１つのシステムパラメータを除去することができる。例えば、式（４ａ）ないし（４ｂ）の第1番目の比をとることにより、更に式（４ｄ）ないし（４ｃ）の第４番目の比をとることにより、Ｓ１及びＳ２のような波動源光結合因数を削除することができる。第1番目及び第２番目の比の対数を採ることにより、従来から“光学密度”と呼ばれているものを得ることができる（すなわち、ＯＤ１ λ 1はＩλ 1 Ｓ１Ｄ１／Ｉλ 1 Ｓ１Ｄ２の対数として定義され、ＯＤ２ λ２はＩλ 1 Ｓ２Ｄ２／Ｉλ 1 Ｓ２Ｄ１の対数として定義される）。
【００７１】
【数５】
【００７２】
光学密度は一般に、波動源と生理学的媒体との間の光結合の正確なモードに対し敏感ではないことを理解されたい。更に、この光学密度は検出された電磁波の強度に殆ど依存することを理解されたい。従って、この光学密度は時間のみの関数であり、周波数‐ドメインパラメータには依存せず、あるいは周波数‐ドメインパラメータに対し少なくとも実質的に鈍感である。
【００７３】
他のシステムパラメータも上記式（５ａ）及び（５ｂ）を再公式化することにより除去することができる。例えば、検波器結合因数、Ｄ１及びＤ2を含む項を、式（５ａ）を式（５ｂ）に加えることにより除去することができる：
【００７４】
【数６】
【００７５】
式（６ｂ）から明らかなように、Ｆλ 1は波動源及び検波器の形状（すなわち、“Ｌ’”であり、これは殆ど“ジオメトリー依存性”であり、各波動源/検波器対間の距離を説明するものである）及び路長ファクター（すなわち、“Ｂ’”であり、これは殆ど“媒体依存性”であり、生理学的媒体及び/又は電磁波の光学特性により決定させる）により主として決定される。
【００７６】
式（６ａ）及び（６ｂ）は、発色団の濃度及び/又はその割合のような定量的生理学的情報を得るために生理学的媒体に適用することができる。この媒体中に含まれ、又は懸濁されている多くの物質は、それに衝突ないし伝播するフォトン又は電磁波と相互作用ないし干渉することができる。しかし、多くの生理学的媒体において、脱酸素化ヘモグロビン及びデオキシ‐ヘモグロビン（Ｈｂ）及び酸素化ヘモグロビン及びオキシ‐ヘモグロビン（ＨｂＯ）は生理学的に最も関心のある発色団である。式（６ａ）及び（６ｂ）をこのような生理学的媒体に適用すると、以下の式が得られる。
【００７７】
【数７】
【００７８】
ここで、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］はそれぞれＨｂ及びＨｂＯの濃度を表している。
【００７９】
波動源（Ｓ１及びＳ２）、又は波長λ1と異なる波長λ２の電磁波の第2のセットを照射させる追加の波動源（例えばＳ３及びＳ４）を配列させることにより、以下のような式（7ａ）の比較式が得られる。
【００８０】
【数８】
【００８１】
従って、２つのシステム変数［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の数式を、以下のようにして式（7ａ）及び（7ｂ）の代数系から容易に得ることができる。
【００８２】
【数９】
【００８３】
他の生理学的特性の式又は指数も又、上記式から得ることができる。例えば、酸素飽和度（ＳＯ２）は、虚血症の診断のための指数としてしばしば用いられ、一般にヘモグロビンの全濃度に対するオキシ‐ヘモグロビンの濃度の比（すなわち、［ＨｂＴ］＝［Ｈｂ］＋［ＨｂＯ］）として定義される。
【００８４】
【数１０】
【００８５】
式（８ａ）及び（８ｂ）を式（９ａ）に加入させることにより酸素飽和度についての以下の式を吸光係数（ε’）、光学密度（ＯＤ）及び媒体／ジオメトリー依存ファクター、Ｆλ 1及びＦλ 2の関数として得ることができる。
【００８６】
【数１１】
【００８７】
異なる波長λ1及び波長λ２で測定されるオキシ‐及びデオキシ‐ヘモグロビンの吸光係数を文献、又は別の測定から得ることができる。以下に詳述するように、媒体／ジオメトリー依存ファクター、Ｆλ 1及びＦλ 2も実験的、半実験的又は理論的に得ることができる。従って、脱酸素化並びに酸素化ヘモグロビンの濃度の絶対値、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］を、これら式中に、吸光係数（ε’）の既知数、実験的に測定された光学密度（ＯＤ）及び媒体／ジオメトリー依存ファクター、Ｆλ 1及びＦλ 2の容易に得られる数値を挿入することに得ることができる。更に、組織の酸素飽和度（ＳＯ２）の絶対値も、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の絶対値から直接、判定することができる。つまり、本発明の光学システム及び方法は、波動源により照射された電磁波の強度及び検波器により検出された電磁波の強度を単に測定することによりヘモグロビン（及び他の発色団）の濃度の絶対値及び/又はその割合を判定することができる。
【００８８】
なお、Ｆλ 1及びＦλ 2の推定は単純ではない。なぜならば、このような項を含む路長ファクターは生理学的媒体の特定のタイプ及び電磁波又はフォトンの光学的又はエネルギー的特性に通常、依存するからである。Ｆλ 1及びＦλ 2の値を推定又は概算する1つの方法は、Ｆλ 1及びＦλ 2、又はそれらの比が波動源及び検波器の背景の光学特性及び形状のほんの僅かに依存するに過ぎないと仮定することである。このような仮定は、生理学的媒体におけるフォトンの移行又は電磁波の伝播などの線状の光学的プロセスにおいて可なり正確であると信じられる。
【００８９】
生理学的媒体の光学的特性を単に測定することにより、Ｆλ 1のＦλ 2に対する比の酸素飽和度との相関関係が異なる生理学的媒体について一旦、得られたとき、この相関関係が式（８ａ）、（８ｂ）及び（９ｂ）に組み入れられ、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の絶対値及び/又は酸素飽和度の絶対値が得られる。特に、Ｆλ 1のＦλ 2に対する比が、例えば酸素飽和度の多項式として以下のように概算することができる。
【００９０】
【数１２】
【００９１】
ここで、各項（すなわち、ａ０，ａ１，ａ２，ａ３，・・・）は、例えば、Ｇの値と、酸素飽和度の値と間で得られた実験データに最も適合する理論的偏差、半理論的推定又は数値法により得ることができる。式（１０）のＧについての式を式（９ｂ）に組み入れることにより、酸素飽和度の絶対値を、吸光係数（すなわち、εｉ’）の既知の値及び実験的に測定された光学密度（すなわち、“ＯＤ”）から以下のようにして得ることができる。
【００９２】
【数１３】
【００９３】
吸光係数（εｉ’）の値、式（１０）のような相関関数及び実験的に測定された光学密度（“ＯＤ”）を式（１１）に挿入することにより、式（１１）を一般に数値的に解くことができる。しかし、酸素飽和度についての分析式も、多項式の僅か最初の項のみを採用しＧ、即ちＦλ 1のＦλ 2に対する比を近似させることにより得ることができる。その他の方法を用いてＧを概算することもできる。例えば、Ｇを［Ｈｂ］及び/又は［ＨｂＯ］の関数として推定することができる。但し、この場合、この推定の正確度はＧと［Ｈｂ］及び/又は［ＨｂＯ］との間の一対一の対応に依存することになる。その他、Ｇを同様に定数として近似させることもできる。この近似法はＦλ 1及びＦλ 2が比較的一定であり、［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び/又は酸素飽和度の異なる値に従って互いに比例して変化する傾向にある場合に妥当なものとなる。その他、“Ｌｍｍ”の値を、波動源及び検波器の幾何学的形状を操作し、Ｇが一定に維持され、又は所定の方式で変化するようにして変化させてもよい。
【００９４】
同様に、Ｆλ 1及びＦλ 2の夫々を［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び/又は酸素飽和度の関数として近似させることもできる。その他、Ｆλ 1及びＦλ 2の夫々に、光学システム及び/又は関係する生理学的媒体に最も近似する特定の値を割り当てるようにしてもよい。Ｆλ 1及びＦλ 2が１となるような最も単純な近似アプローチを採用することにより、［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び酸素飽和度の絶対値を以下のようにして得ることができる。
【００９５】
【数１４】
【００９６】
この例において、酸素飽和度（ＳＯ２）を、吸光係数（ε’）の既知の値及び実験的に測定した光学密度（ＯＤ’）のみから判定することができる。
【００９７】
式（１２ａ）ないし（１２ｃ）（及び/又は上記の他の近似法）により得られた［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び酸素飽和度は、式（８ａ）、（８ｂ）及び（９ｂ）から得られたものと比較して正確性に欠けることがあることを留意すべきである。しかしながら、上記の仮定が有効である限り、［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び酸素飽和度の真の値と、近似式（１２ａ）ないし（１２ｃ）から得られたものとの間に一対一の相関関係があることが予想される。このような相関関係は生理学的媒体の光学的特性を知ることにより判定することができる。例えば、生理学的媒体の吸光係数、吸収係数及び/又は散乱係数（又は発色団のそれらのもの）を［ＨｂＴ］及び酸素飽和度について判定することができる。既知の光学特性を用い、拡散方程式のシミュレーションを通して、及び/又は実験を通して、酸素飽和度を［ＨｂＴ］の異なるレベルで、推定することができる。ついで、式（１２ａ）及び（１２ｂ）を用い、［ＨｂＴ］を後計算することができ、修正関数を計算し、計算された［ＨｂＴ］を真の［ＨｂＴ］と相関させることができる。同様又は同一のアプローチを［Ｈｂ］及び/又は［ＨｂＯ］についての修正関数を計算するのに適用することができる。なお、これらの方法は異なる生理学的媒体（例えば、異なるヒト又は動物被検体）に適用し、それにより異なる光学特性を評価し、従って、異なる修正関数を得ることができる。
【００９８】
上記の方法は、フォトンの移行又は電磁波の伝播が普遍化調節方程式（Ｉ）により合理的に記述できる任意の光学システム及び生理学的媒体に対し適用し得るものであることを理解されるべきである。上記の方法におけるパラメータ除去工程は、パラメータ“γ”及び“δ”に割り当てられる特定の数値に関係なく、適用することができる。例えば、γは、式（４ａ）の（４ｂ）に対する比及び式（４ｄ）の（４ｃ）に対する比をとることにより除去することができ、δはＦλ 1のＦλ 2に対する比をとることにより除去することができる。更に、上記方法は、生理学的媒体の光学的相互作用又は干渉が、発色団及び/又は生理学的媒体の吸光係数、散乱係数及び/又は減少散乱係数により記述することができる上記管理方程式（１）の任意の改良バージョンに対しても容易に適用することができる。例えば、パラメータ“γ”に対し適当な値又は単位を割り当てることにより、このような改良方程式は上記管理方程式（１）と実質的に同様ないし同一の方程式に変換することができる。従って、上記の方法は、発色団の濃度及び/又はその割合についての上記管理方程式（１）を解くことに対し、汎用的なものと見做し得ることは明らかである。
【００９９】
更に、発色団の濃度（又はその割合）の絶対値を上記方法の変形により得ることができることを理解されたい。例えば、検波器結合ファクター、Ｄ１及びＤ2を、以下のように、式（４ａ）の式（４ｃ）に対する第3の比及び式（４ｄ）の式（４ｂ）に対する第４の比をとることにより式（４ａ）ないし（４ｄ）から最初に除去することができる。
【０１００】
【数１５】
【０１０１】
（５ａ）及び（５ｂ）と同様に、この変形方法により、光学密度ＯＤ３ λ 1及びＯＤ４ λ 1を得ることができ、これらは検波器と上記媒体との間の結合モードに対し実質的に鈍感である。式（５ａ）を（５ｂ）に加えることにより、対数比（すなわち、波動源により照射された電磁波の強度の一方の比、及び波動源結合ファクター、Ｓ１及びＳ２の他方の比）も相互に消去することができ、以下の式が生じる。
【０１０２】
【数１６】
【０１０３】
式（６ｃ）及び（６ｄ）をオキシ‐ヘモグロビン及びデオキシ‐ヘモグロビンを含む生理学的媒体に適用することにより以下の式（7c）が得られる。
【０１０４】
【数１７】
【０１０５】
同様に、波長λ２の電磁波の第2のセットを適用することにより、式（7ｃ）の同伴式が得られる。
【０１０６】
【数１８】
【０１０７】
従って、式（7a）及び式（7ｃ）を解くことにより、２つのシステム変数［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の数式が以下のように得られる。
【０１０８】
【数１９】
ここで、酸素飽和度は次式で表される。
【０１０９】
式（９ｂ）及び式（９ｃ）に導かれる上記方法の他の変形例も、それらがシステムパラメータを除去するよう設計され、［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び/又は酸素飽和度を公知又は測定可能なシステム変数又はパラメータの形で最終的に表すものであれば使用することができる。なお、このような変数又はパラメータの形としては、例えば、実験的に測定される光学密度、吸光係数の既知の値、及び/又は波動源−検波器の幾何学的配列により容易に判定される他のジオメトリー依存パラメータなどが挙げられる。
【０１１０】
本発明の上記の方法は、種々の具体例を介して、波動源が異なる波動特性を有する電磁波の多重セットを照射することを可能にするものである。その内で、最も簡単な配列は、夫々が異なる波長、位相角及び/又は調波の電磁波を照射し得るよう設計された２つの波動源（Ｓ１及びＳ２）を提供するようにしたものである。
【０１１１】
例えば、ＣＷＳモードで操作される光学的モニター及び/又は画像化システムは、好ましくは最小測定時間に亘って少なくとも実質的に同一の振幅を有する非侵襲性、非位相変調電磁波を照射し得る波動源を具備してなる。同様に、ＣＷＳシステムの検波器は連続ベースでこの電磁波の強度測定のみを行うものである。なお、この強度測定は、その強度を検出するのに十分な時間に亘って波動をこの検波器が検出できる限り、間欠ベースで行うことも可能であることを理解されたい。すなわち、このＣＷＳシステムの波動源は電磁波を連続的に照射しなければならないというものではない。
【０１１２】
その他、各波動源は実質的に同一の信号波を照射するよう配置されていてもよい。しかし、この場合、信号波は異なるキャリア波上に重ねられる。その他、電磁波の異なるセットが1又はそれ以上の波動源により識別し得るものであれば、単一又は各波動源が多重セットの電磁波を間欠的に、連続的に、又は同時に照射するよう配置されていてもよい。同様の配列が検波器についても同様に適用することができる。例えば、２つの検波器（Ｄ1及びＤ２）を各検波器が電磁波の単一のセットのみを検出するようにして配置させることができる。その他、単一又は各波動源が異なる動波特性を有する多重セットの電磁波を間欠的、連続的、又は同時モードで検出するようにしてもよい。上述の本発明のシステム及び方法がこのように種々の配列をとることができるため、これらを従来の分光技術、例えば、TSR、PMS及びCWSなどに容易に組み込むことができる。
【０１１３】
本発明の他の形態において、波動源及び検波器を備えた光学システム適用される改良ベール・ランバート方程式及び/又は光子拡散方程式解くための多元決定数値方法が提供される。この場合、少なくとも１つの波動源モード及び少なくとも１つの検波器モードが、2セット以上の電磁波を照射、検出するよう配置される。関連する“システム変数の数”よりも“より多くの方程式”を提供する光学システムを配置することにより、余分の方程式を他の目的のために利用することができる。例えば、（i）システム変数（例えば、発色団の濃度又はその割合）の推定値の正確性を高めるため；（ii）システムパラメータ(例えば、αm、βn、γ、Ｂmm、Ｌmm、δ、εi、σ，又は媒体及び/又は発色団の吸光係数、散乱係数などのパラメータ)を決定するため；（iii）式（1）又は（３ｂ）の媒体‐及び/又はジオメトリ‐依存パラメータと、システム変数及び/又は他のシステムパラメータとの間の相関関係を提供するために利用することができる。
【０１１４】
第1の具体例において、余分の方程式が発色団の濃度（及び/又はその割合）の多重値を獲るために使用することができる。この濃度（及び/又はその割合）の推定値に、少なくとも或る程度の食い違いがあることが予想される。このような食い違いは波動源及び検波器の各対に内在する特異性に起因するものと思われる。その他、この食い違いは、光学特性の位置的変動を有する非均質性の媒体からも生じることが考えられる。発色団の濃度（及び/又はその割合）の値の相違を利用する1つの方法は、そのような値を平均化して、算術、幾何又は対数平均を得て、ランダムエラー又は定誤差を小さくし、正確性を向上させることである。その他、波動源/検波器アッセンブリーの幾何学的形状を原因とする適当な重み関数を用いて各測定値を加重平均してもよい。
【０１１５】
第２の具体例において、式（1）又は（３ｂ）の媒体‐及び/又はジオメトリ‐依存パラメータと、発色団の濃度（及び/又はその割合）との間の相関関係がこれらの余分な式から得ることができる。例えば、Ｇ（即ちＦλ 1のＦλ 2に対する比）が、式（10）に従い酸素飽和度の多項式として概算される場合、この多項式の各係数に初期値が割当てられ、これがついで、従来の数値適合法を用いた反復手法により改善される。更に、この余分な式を、酸素飽和度、［Ｈｂ］及び/又は［ＨｂＯ］の近似値と真の値との間の修正関数を見出すのに使用することもできる。
【０１１６】
更に、これらの余分な式をシステムパラメータ(例えば、αm、βn、γ、Ｂmm、Ｌmm、δ、εi、σ，又は媒体及び/又は発色団の吸光係数、散乱係数などのパラメータ)を推定するためにも用いることができる。例えば、前方（forward）数値図式を用いて生理学的媒体及び/又はそれに含まれる発色団の吸光係数、散乱係数などを推定するすることができる。
【０１１７】
前述のように、媒体中におけるフォトンの移行及び電磁波の伝播は、拡散又は輸送方程式により記述することができる。媒体が半無限及び均質のものであると仮定して、以下の方程式により、j番目の検波器により検出された電磁波の強度を記述することができる。
【０１１８】
【数２０】
【０１１９】
ここで、Siは一般に波動源結合パラメータを表すもので、これはi番目の波動源の特徴、例えばその照射能力及び形状、i番目の波動源と媒体との間の光結合モード及び/又はその間の関連する光結合損失を説明するものであり；Ｄjは、検波器結合因数であって、一般にj番目の検波器の特徴、すなわち、j番目の検波器と媒体との間の光結合モード及び/又はその間の関連する光結合損失を説明するものである。
【０１２０】
記号“φ”は、波動源及び検波器の或る対についてのフォワード数値モデル模擬測定値を表している。パラメータ“μa”及び“μｓ”はそれぞれ、吸光係数及び（減少した）散乱係数を表している。この光学システムが例えば、総数ＮＳの波動源と、総数ＮＤの検波器とを有するものとすると、式（1３）は以下のようなマトリックスの形で表すことができる。
【０１２１】
【数２１】
【０１２２】
全てのシステム変数Ｉｉｊ（ｉ＝１，・・・ＮＳ及びｊ＝１，・・・ＮＳ）が時間の関数であり、好ましくは周波数ドメインパラメータに対し独立したものであり、かつ、少なくとも実質的に鈍感である。式（1４）の各側は各マトリックスの第1番目の列で割ると以下のようになる。
【０１２３】
【数２２】
【０１２４】
式（1５）のマトリックスの各行はついで、各マトリックスの第1番目の行で割ると以下のようにマトリックスＡ及びＢが得られる。
【０１２５】
【数２３】
【０１２６】
式（1６）から明らかなように、双方のマトリックスＡ及びＢとも吸光係数及び減少散乱係数の関数であり、Si及びＤjのような波動源−及び検波器−結合パラメータに依存しない。従って、ＡとＢとの間の差（すなわち、‖Ａ−Ｂ‖）を小さくすることにより、吸光係数及び（減少した）散乱係数の良好な推定が従来の曲線適合法により数値的に得ることができる。この吸光係数及び（減少した）散乱係数の推定の後、以下のセットの式により［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び酸素飽和度を得ることができる。
【０１２７】
【数２４】
【０１２８】
上記多元決定法を、少なくとも２つの波動源と、３つの検波器とを有する光学システム、少なくとも３つの波動源と、２つの検波器とを有する光学システム、又は３つの波動源と、３つの検波器とを有する光学システムに適用し得ることに留意すべきである。その他、上記方法を、単一又はそれぞれの波動源又は検波器が夫々、電磁波の多重セットを照射又は検出し得るようにした光学システムにも等しく適用することができる。
【０１２９】
上記の多元決定法を従来の任意の数値図式に組み入れることができる。例えば、生理学的媒体の吸光係数、吸光係数又は散乱係数（又は、その中に含まれる発色団）を判定するために、順方向、逆方向又はハイブリッドモデルを適用することができる。このようなモデルは発色団の濃度（及び/又はその割合）を推定するのにも適用することができる。しかし、このような数値モデルで得られる結果は関連する誤差を一般に含むことに留意すべきである。このような内在的誤差は２次又はそれ以上の次数の誤差項を有する数値モデルを使用することにより小さくすることができる。しかし、そのようなモデルは厳格な数値計算を必要とする大きな欠点を有する。従って、適当なモデルの選択に際しては、各数値モデルの正確性及び効率性を考慮する必要がある。
【０１３０】
本発明の他の形態において、一連の波動方程式を解き、生理学的媒体に含まれる又は懸濁している発色団の濃度（及び/又はその割合）の絶対値を判定するための光学システムが提供される。その1例の光学システムは、本体と、少なくとも１つの波動源を含む波動源モジュールと、少なくとも１つの検波器を含む及び検波器モジュールと、プロセッサーモジュールとを具備してなる。波動源モジュールは上記本体により支持され、生理学的媒体と光学的に結合され、異なる波動特性を有する少なくとも２つの電磁波を生理学的媒体中に照射するようになっている。検波器モジュールも上記本体により支持され、生理学的媒体と光学的に結合され、生理学的媒体を通って伝達された電磁波を検出するようになっている。プロセッサーモジュールは操作自在に検波器モジュールと結合し、一連の多重波動方程式を解き、発色団の濃度及び/又はその割合の絶対値を判定するようになっている。
【０１３１】
一般に、プロセッサーモジュールは前記方程式（１）又は（3ｂ）又はそれらの改良バージョンを解くように整理されたアルゴリズムを具備している。例えば、上記の方法の1又はそれ以上をハードウエア又はソフトウエアに組み込んだり、マイクロプロセッサー中に実行させたりすることができる。従って、発色団の濃度（及び/又はその割合）の絶対値を、例えば波動源により照射された電磁波の実験的に測定された強度、検波器により検出された電磁波の実験的に測定された強度、電磁波と生理学的媒体との間の光学的相互作用又は干渉に起因する少なくとも１つのシステムパラメータから計算することができる。プロセッサーモジュールのアルゴリズムは、前記の波動方程式の媒体依存項及び/又はジオメトリ依存項を発色団の濃度（及び/又はその割合）の関数として表す1又はそれ以上の関数又は相関係数として含んでいてもよい。このプロセッサーモジュールのアルゴリズムは、上述の多元決定法を実行することができる。更に、プロセッサーモジュール及びそのアルゴリズムをＴＲＳ及びＰＭＳモードで操作できるように変更してもよい。
【０１３２】
波動源モジュールは少なくとも１つの波動源を含むことができ、検波器モジュールは少なくとも２つの検波器を含むことができる。その他、波動源モジュールは少なくとも２つの波動源を含み、検波器モジュールは少なくとも１つの検波器を含むことができる。しかし、波動源モジュール及び検波器モジュールの双方とも、少なくとも２つの波動源、少なくとも２つの検波器を含むことが好ましい。
【０１３３】
［上記方法を使用した具体例］
上述のように、本発明の上記方法は波動源及び検波器の実際の形状に対しむしろ鈍感（影響されない）である。従って、本発明の光学的モニター／画像化システムは、出願係属中の‘972出願の［対称要件］に従う限り、任意の形状に配置された波動源及び/又は検波器を任意の数、含む物であってもよい。しかし、少ない波動源・検波器形状のものが、正確性、信頼性及び再現性のより良好な結果を有する発色団の濃度（及び/又はその割合）の絶対値を得る上で好ましい。
【０１３４】
１具体例において、多重波動源及び検波器を、波動源及び検波器の各対間の近距離が少なくとも実質的に同一となるように配列することができる。例えば、第1及び第２の波動源を具備する波動源モジュール及び第１及び第２の検波器を具備する検波器モジュールの場合、第１の波動源と第１の検波器との間の第１の近距離を、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と実質的に同様とすることができる。更に、第１の波動源と第２の検波器との間の第１の遠距離を、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と実質的に同様とすることができる。なお、このような態様は波動源及び検波器の単一対の全てに必要なものではない。例えば、波動源モジュールがＭ波動源を具備し、検波器モジュールがＮ検波器を具備する場合（Ｍ，Ｎは１より大きい整数）、少なくとも２つのＭ波動源と、少なくとも２つのＮ検波器を、Ｍ１番目の波動源と、Ｎ１番目の検波器との距離がＭ２番目の波動源と、Ｎ２番目の検波器との距離と実質的に同様となるようにし、Ｍ１番目の波動源と、Ｎ２番目の検波器との距離がＭ２番目の波動源と、Ｎ１番目の検波器との距離と実質的に同様となるようにする。なお、ここで、Ｍ１及びＭ２は双方とも１ないしＭの間の整数であり、Ｎ１及びＮ２は双方とも１ないしＮの間の整数である。
【０１３５】
このような例は一般に、波動源及び検波器が実質的に対称に配列されている場合、例えば直線に沿って実質的に直線状に配列されている場合に実現することができる。図3Ａは、本発明に従い、近距離及び遠距離が同一であるような２つの波動源及び２つの検波器を有するサンプルの光学システムを模式的に示している。なお、図3Ａの波動源−検波器配列は同一近距離及び遠距離形態を満足するものであることを最初に理解されたい。例えば、波動源Ｓ１と検波器Ｄ１との間の第1の近距離は、波動源Ｓ２と検波器Ｄ２との間の第２の近距離と同一ないし実質的に同様である。更に、波動源Ｓ１と検波器Ｄ２との間の第1の遠距離は、波動源Ｓ２と検波器Ｄ１との間の第２の遠距離と同一ないし実質的に同様である。このような形状制限を満足することの利点は、電磁波が媒体中の全標的区域又は標的容積を通して実質的に均一に伝達され、吸収され、散乱されるという観察に基づくものである（電磁波のバナナ型経路と呼ぶ）。従って、フォトン又は電磁線は媒体中の全標的区域を均一にカバーし、検波器により発生される出力信号の正確性及び信頼性（例えば、信号対ノイズ比の改善）を高めることができる。以下の実施例で実証するように、波動源及び検波器の上記の直線状配置は、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度の絶対値を高い正確性を以って提供するものである。なお、全ての波動源及び/又は検波器が直線状に配置される必要はないことを理解されたい。例えば、波動源及び検波器を直線状ではないが、対称線及び/又は対称点との関連で実質的に対称に配置してもよい。波動源及び検波器によって、このような対称的形状が維持される限り、上記の同一近距離及び遠距離形態の要件は自動的に満たされることになる。
【０１３６】
他の具体例においては、多重波動源及び検波器を、上記の同一近距離及び遠距離形態の要件を満たさないよう非対称形状に配列することができる。図3Ｂは、本発明に従い、近距離及び遠距離が異なるような２つの波動源及び２つの検波器を有する他のサンプルの光学システムを模式的に示している。図示のように、波動源・検波器対の近距離及び遠距離の双方が異なっている。更に、電磁波のバナナ型経路（図参照）は、各波動源・検波器対が標的区域の異なる部分で異なる深さでカバーすることを示している。従って、この波動源・検波器配列は標的区域の異なる部分で異なる深さで吸収又は散乱された電磁波を検出するようになっている。
【０１３７】
更に他の具体例においては、前記の対称形態及び非対称形態が、単一の波動源・検波器配列により実現できることが示されている。図3Ｃは、本発明に従い、２つの波動源及び４つの検波器を有する他のサンプルの光学システムを模式的に示している。ここでは、全ての波動源・検波器対が図3Ａの同一近距離及び遠距離形態の要件を満たしているものではないことを理解されたい。例えば、第1と第4の検波器（Ｄ１及びＤ4）ならびに第２と第３の検波器（Ｄ２及びＤ３）は、波動源（Ｓ１及びＳ２）からの同一の近距離及び遠距離を保っているが、このような近距離及び遠距離の関係は、第１と第３の検波器（Ｄ１及びＤ３）又は第２と第４の検波器（Ｄ２及びＤ４）では、波動源（Ｓ１及びＳ２）との関連で、異なるものとなっている。従って、適当な波動源を検波器と選択的に結合させ、それにより電磁波を照射、検出することにより、対称的又は非対称的波動源・検波器配列のいずれかを得ることができる。このような態様の他の利点は、この波動源・検波器配列により、媒体の或る特定の標的区域に対する多重走査を可能にすることである。例えば、第２の検波器（Ｄ２）の下に位置する区域を、例えば6個の異なる波動源・検波器対（例えば、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ２−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ３−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ４−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ２−Ｄ３−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ２−Ｄ４−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ３−Ｄ４−Ｓ２）で走査することができる。従って、発色団の濃度（及びその割合）の絶対値の正確性の改善が図られる。
【０１３８】
この波動源・検波器アセンブリーの実際の形状が発色団の濃度及びその割合の絶対値を判定するための上記の方法に影響を与えるものでないことを理解されたい。例えば、前記方程式の全てにおいて、波動源・検波器アセンブリーの実際の形状に依存する唯一の項は、ｉ番目の波動源（Ｓｉ）と、これに対応しｉ番目の波動源と連結し、それからの電磁波を検出するようにしたｊ番目の検波器（Ｄｊ）との間の直線距離を表す“Ｌ”又は“ＬＳｉＤｊ”である。このＬ値は波動源・検波器アセンブリーの設計により予め決定され、他のシステム変数及びパラメータがこのＬ値に依存することがないことから、本発明の上記方法は波動源と検波器との間の対称の有無に関係なく使用することができる。
【０１３９】
前記の対称的波動源・検波器形状は、ＣＷＳ光学モニタリング及び画像化システムのための二次元光学プローブの構築に適用することができる。1例として、図3Ａに示す対称的波動源・検波器形状を交互に積み重ね、4ｘ4四角形又は長方形光学プローブを形成することができる。この場合、第1及び第4の行では、２つの検波器が２つの波動源の間に配置され、第２及び第３の行では、２つの波動源が２つの検波器の間に配置されている。他の例として、異なる数の波動源及び/又は検波器が水平方向及び垂直方向に設けられるように光学プローブを形成することができる。例えば、図3Ａに示す配置が2度繰り返され、4ｘ2のプローブ、６度繰り返され、4ｘ６のプローブなどを構築することができる。更に他の例として、このような対称型波動源・検波器配置が、或る角度を以って繰り返され、円形又は円弧型の光学プローブなどを構築することができる。更に、波動源及び検波器の繰返し行（又は列）を延ばして台形型光学プローブとしたり、積み重ねて平行四辺形の光学プローブとしたりすることができる。このような対称型波動源・検波器配置及び種々の幾何学形状の光学プローブの更なる例が本願と同一出願人による継続中の米国特許出願Ｎｏ．０９／７７８，６１４，“対称型光学プローブを有する光学的画像化システム”（2001年2月6日出願）に記載されており、その内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。
【０１４０】
更に、ＣＷＳ光学モニタリング及び画像化システムのための二次元光学プローブを上記の非対称型波動源・検波器配置に基づいて構築することができることを理解されたい。例えば、この非対称型波動源・検波器配置は任意の距離及び/又は任意の順序又はパターンで繰返し、正方形、長方形、円弧形又は円形の光学プローブとすることができる。このような非対称型波動源・検波器配置を所定の距離を以って繰返し（例えば、行を次々と互いに上に重ねて）、この繰り返された波動源及び検波器（例えば、波動源及び検波器の列）が上記の近距離及び遠距離形態の要件を満たすようにすることができる。
【０１４１】
上記の波動源・検波器配置及びそれにより構築された光学プローブを、センサー（すなわち、波動源及び検波器）の1つ又はそれ以上が、そのセンサーと媒体との間の光学的結合を維持しつつ、直線状に変位したり或いは回転したりするように構築することができる。このような態様により、特定の標的区域を一回以上繰返し走査することが可能になり、例えば波動源及び検波器をその標的区域上を多重速度で、異なる走査経路に沿って、或いは異なる走査角度で走査させることにより、そこからより多くの測定データを得ることができる。この波動源・検波器配置の実際の形状に関係なく、可動センサー部材を備えたこのような光学プローブを用いることにより、より少ない波動源及び検波器を用いて発色団の絶対値及び/又はその構成画像の測定が可能になる。このような可動センサー部材を備えたこのような光学プローブ及びそれによる画像の直接的取得法については本願と同一出願人による継続中の米国特許出願Ｎｏ．０９／７７８，６１７，“直接的画像構築のための光学的画像化システム”（2001年2月6日出願）に記載されており、その内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。
【０１４２】
操作に際し、少なくとも１つの波動源を具備する波動源モジュール及び少なくとも１つの検波器を具備する検波器モジュールが光学システム本体に操作自在に設けられた光学プローブの走査面に配置される。その他、波動源モジュール及び/又は検波器モジュールを上記本体内に配置させ、光ファイバーを用いて波動源/検波器モジュールを光学プローブの走査面に設けられた開口部に接続させてもよい。この光学プローブに対し、従来の任意の波動源及び検波器を使用することができる。しかし、波動源は、500ｎｍないし1,200ｎｍ、特に600ｎｍないし900ｎｍの近紫外域の電磁波を照射するもの、検波器がそのような電磁波に対し適当な感度を有するものを使用すうことが望ましい。この光学プローブは生理学的媒体の標的区域上には配置され、その走査面がこの標的区域上に位置し、その間に光学的結合が形成されるようにする。波動源モジュールを駆動させ、異なる波動特性を有する電磁波の少なくとも2セットが媒体中に照射される。検波器モジュールは、波動源により照射され、媒体中を伝播し、検波器に向けて放射されるこの電磁波の異なるセットを採取する。ついで、検波器が電気信号を発生させ、これは光学システムの本体のプロセッサーモジュールへと送られる。この電磁波の実験的に測定された強度及び発色団の減衰係数又は散乱係数などの少なくとも１つのシステムパラメータに基づいて、プロセッサーモジュールは酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度又は酸素飽和度の絶対値を計算する。
【０１４３】
本発明の光学システムは、方程式解答モジュールを有していてもよく、これはプロセッサーモジュールとは操作上別のものとなる。この方程式解答モジュールは本発明の上記方法の1又はそれ以上を実施するよう設計された種々の数値モデルを有していてもよい。
【０１４４】
なお、上記説明は酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度（及び/又はその比）の絶対値を得ることに向けられたが、上記光学システム及び方法を、上記媒体中の他の物質又はその特性の絶対値を得るために適用することもできる。例えば、本発明の光学システム及び方法を、脂質、シトクロム、水分などの他の発色団の濃度（又は、その割合）の絶対値を判定するのに直接適用したり、改良して適用したりすることができる。吸光係数又は散乱係数の程度に応じて、電磁波の波長をよりすぐれた解像度のために調整してもよい。更に、媒体に化学組成物を添加し、媒体中の発色団の光学的干渉又は相互作用を高めたり、媒体中の非発色性物質を発色団に変換させてもよい。
【０１４５】
上述のように、本発明の光学システム及び方法は連続波分光技術に好ましく組み入れることができる。しかし、この光学システム及び方法を時間分解分光技術及び位相変調分光技術にも、同様に容易に組み入れることができる。
【０１４６】
本発明の光学システム及び方法は種々の医学的用途に供することができる。上述のように、上記光学モニタリング及び/又は画像化システム及び方法を、酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度（及び/又はその比）の絶対値を測定するのに適用することができる。この光学システムは、種々の器官及び組織における虚血症状及び/又は虚血症、例えば、脳（脳卒中）、心臓（虚血症）、その他、オキシヘモグロビンの異常に低い濃度による、又はそれにより特徴づけられる生理学的異常に対する非侵襲的診断に有益である。更に、種々の内臓、胸部、皮膚における癌腫瘍の存在も同様に容易に検出することができる。この光学システム及び方法は、表皮、真皮或いは肺、肝臓、腎臓などの器官における細胞にも適用することができる。この光学システム及び方法は、更に、組織、皮膚、又は心臓、肺、肝臓、腎臓などの器官の移植を含む外科治療の間、又はその後における脈管閉塞の診断などにも適用することができる。
【０１４７】
前述の解決図式を本発明の前記対称型波動源・検波器配置を有する光学プローブに組み込むことにより、従来技術を超えた種々の利益が得られる。ヘモグロビンの濃度変化を測定するＣＷＳ技法とは対照的に、本発明の対称型波動源・検波器配置は、生理学的媒体の種々の発色団の特性（ヘモグロビンの特性も含めて）の空間的及び/又は時間的分布を評価するための直接的手段を提供するものである。これにより、医師は動物及び/又ヒトの組織、細胞、器官、筋肉、血液における酸素濃度及び酸素飽和を直接的に検査することができる。上記の対称型波動源・検波器配置は、更に、医師による媒体中の発色団の特性の「絶対値」に基づく被検体の直接的診断を可能にする。
【０１４８】
本発明の光学プローブの走査ユニットは、上記の出願係属中の‘972出願に記載されている対称要件を満たす種々の波動源・検波器配置を採用することができる。図４，５はそのような対称型走査ユニットの例を示すもので、図6Ａ−６Ｈに示すように、波動源及び検波器が対称軸１２７を中心として対称的に配列されており、また、図７Ａ−７Ｃに示すように、波動源及び検波器が対称点１２８を中心として対称的に配列されている。なお、これら図面において、波動源及び検波器の形状、サイズは説明上、簡素化され、かつ、誇張して描かれている。
【０１４９】
図７Ａ及び７Ｂは、本発明の線状走査ユニットを模式的に示している。図６Ａ及び６Ｂの走査ユニット（Ｈｅ及びＨｆ）は図２Ａ及び２Ｂの走査ユニットと実質的に同様のものであり、従って、波動源１２２・検波器１２４の同一近距離及び遠距離形態の対称要件を自動的に満たしている。なお、走査ユニット（Ｈｅ及びＨｆ）は、上記の‘972出願に記載の対称要件を損なわない範囲で変形させることができる。例えば、走査ユニットＨｅにおいて、隣接する波動源と検波器との間の距離を、検波器の限界感度を超えない範囲で増減させることができる。なお、この検波器の限界感度は数センチないし１０センチ、特に、殆どのヒト及び/又は動物の組織の場合、約５センチである。更に、対称軸１２７を中心とする対称性が維持できる限り、検波器Ｄab及びＤac間の距離を調整し、隣接の波動源・検波器対間、例えばＳa ａ−Ｄa ｂ及びＳa ｃ−Ｄa ｄ間の近距離と同一にしたり、相違させたりすることができる。
【０１５０】
図６Ｃ及び６Ｄは、本発明の四角形走査ユニットを模式的に示している。この四角形走査ユニットのそれぞれにおいて、２つの波動源及び２つの検波器が、四辺形の４つの頂点に配列されている。特に、走査ユニットSａに示すように、２つの波動源Ｓa ａ及びＳa ｂが四辺形の２つの上方頂点に配置され、２つの検波器Ｄｂ a及びＤｂｂが四辺形の２つの下方頂点に配置されている。対称軸１２７はこの四辺形の中央を垂直に貫通している。従って、隣接する波動源・検波器間の近距離は、波動源Ｓa ａ（又はＳa ｂ）と検波器Ｄｂ a（又はＤｂｂ）との間の垂直距離に相当し、遠距離は、波動源Ｓa ａ（又はＳa ｂ）と検波器Ｄｂｂ（又はＤａｂ）とを結ぶ対角長に相当する。同様のことが図６Ｄの走査ユニットSｂについても適用される。なお、この図６Ｄの場合、波動源・検波器配置が図６Ｃのものと逆になっている。上述のように、隣接するセンサー間の近距離及び遠距離も、上記の限界感度の要件が検波器Ｄaa及びＤabによって満たされる範囲で調整することができる。
【０１５１】
図６Ｅは、本発明の長方形走査ユニットを模式的に示している。この場合、２つの波動源及び２つの検波器が、長方形走査ユニットＲａの４つの頂点に配列されている。上記走査ユニットと同様に、波動源・検波器配置を逆転させることができ、２つの波動源が長方形の２つの上方頂点に配置され、２つの検波器が長方形の２つの下方頂点に配置されるようにしてもよい。隣接する光学センサー間の水平距離及び垂直距離も上記の限界感度の要件が検波器によって満たされる範囲で増減することができる。
【０１５２】
図６Ｆ及び６Ｇは、本発明の台形走査ユニットを模式的に示している。図６Ｆの台形走査ユニットＴａにおいて、２つの波動源Ｓa ａ及びＳa ｂが台形の２つの上方頂点に配置され、２つの検波器Ｄｂ a及びＤｂｂが台形の２つの下方頂点に配置され、従って、対称軸１２７はこの台形の中央を垂直に貫通している。特に、台形の２つの対向辺は好ましくは同一の長さのものであって、上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすようにしている。近距離は、波動源Ｓa ａ（又はＳa ｂ）と検波器Ｄｂ a（又はＤｂｂ）との間の距離に相当し、遠距離は、波動源Ｓa ａ（又はＳa ｂ）と検波器Ｄｂｂ（又はＤｂａ）とを結ぶ対角長に相当する。同様のことが図６Ｇの走査ユニットＴｂについても、センサーが逆になっていることを除いて適用される。
【０１５３】
図６Ｈは、本発明の他の台形走査ユニットを模式的に示している。この台形走査ユニットＴｃは、台形の２つの上方頂点が下方頂点のものより大きい距離で分離されていることを除けば、図６Ｆ、６Ｇのものと実質的に同様のものである。上述のように、隣接するセンサー間の距離は、２つの対向辺が同一であって、かつ、上記の限界感度の要件が検波器によって満たされる限り適宜、調整することができる。
【０１５４】
図７Ａは、本発明の準線形走査ユニットを模式的に示している。この台形走査ユニットＰａは２つの検波器Ｄｂ a及びＤｂｂがその中央部に配置され、第1の波動源Ｓa ａが走査ユニットの上方右側角部に配置され、第２の波動源Ｓｃ aが走査ユニットの下方左側角部に配置されている。特に、波動源Ｓｃ a及びＳa ａは検波器Ｄｂ a及びDbbから同一の角度で夫々は位置され、これらは同一距離を以って離間しており、検波器は対称点１２８を中央にして対称的に配置されている。従って、この例は上記の‘972出願に記載されている対称要件を満している。
【０１５５】
図７Ｂは、本発明の長方形走査ユニットを模式的に示している。この場合、センサーＳa ａ及びＤa ｂを有する第１の水平走査部材が、センサーＤｂ a及びＳa ｂを有する第２の水平走査部材の上に配置されている。ここでセンサー１２２，１２４は長方形の４つの頂点を占めている。この例において、近距離は、波動源Ｓa ａ（又は検波器Ｄa ｂ）と検波器Ｄｂ a（又は波動源Ｓｂｂ）との間の垂直距離であり、遠距離は、波動源間（又は検波器間）の対角長に相当する。なお、センサー１２２，１２４は、第１の垂直走査部材（Ｓa ａ及びＤｂ a）及び第１の垂直走査部材（Ｄa ｂ及びＳｂｂ）を画成するようグループ化してもよい。以下に詳述するように、光学画像化システムをセンサー１２２，１２４をグループ化し、そのような走査部材を画成するよう配置してもよい。図７Ｃは、本発明の平行四辺形走査ユニットを模式的に示している。この走査ユニットＰｂは平行四辺形の２つの上方角部に第１のセンサー対Ｓa ａ及びＤa ｂを有し、かつ、平行四辺形の２つの下方角部に第２のセンサー対Ｄｂａ及びＳa ｂを有する。
【０１５６】
走査ユニットＰａ、Ｒｂ及び/又はＰｂは、波動源を検波器で代替し、又はその逆にして、図７Ａないし７Ｃに示されているものと逆の波動源・検波器配置を有するものとしてもよい。更に、上記の限界感度の要件が検波器によって満たされる限り、複数の波動源間及び/又複数の検波器間の距離を調整し、結果として得られる走査ユニット及びその走査領域の形状及び/又はサイズを操作してもよい。更に、各走査ユニットＰａ、Ｒｂ及びＰｂにおける近距離及び遠距離を、波動源・検波器配置のアスペクト比を調整することにより逆にすることもできる。なお、この場合のアスペクト比は四角形の高さに対する長さの比として定義される。図７Ｃの走査ユニットＰｂにおいて、波動源Ｓa ａと検波器Ｄa ｂの間の水平距離は、近距離（すなわち、アスペクト比が１．０未満）であっても、或いは遠距離（すなわち、アスペクト比が１．０より大きい）であってもよい。走査ユニットのアスペクト比が１．０に近づいたとき、１つの波動源と、隣接する２つの検波器との間の距離が等しくなり始め、上記の‘972出願に記載されている対称要件が満されなくなる。これは、正方形走査ユニットＳa及びＳbにより上記対称要件が満される図６Ｃ及び６Ｄの波動源・検波器配置とは対照的である。
【０１５７】
波動源及び検波器の照射及び/又は感度制限のために、上記の走査ユニットは僅かに小さな走査領域のみカバーされるに過ぎない。すんわち、図２Ａ及び２Ｂに示すように、本発明の光学画像化システムの光学プローブ１２０Ａは、概してその走査表面に多重走査ユニットを有し、従って光学プローブ１２０Ａは個々の走査ユニットの走査領域よりも概して大きい標的区域を走査することができる。このような走査ユニットは、対称的に、又は非対称的に、かつ、任意の組合せ、及び/又は任意の順序で配列させることができるが、有限の走査領域の利用効率を増大させ、得られる画像の解像度を高めるために、多重走査ユニットが、１又はそれ以上の波動源及び/又は検波器を共用するように配置されていることが好ましい。言い換えれば、光学プローブ又は光学的画像化システムが、波動源及び/又は検波器の一部又は全てを２以上の走査部材及び/又は走査ユニットに組み入れつつ、多重走査部材及び多重走査ユニットを画成する画像化部材を具備することが好ましい。本発明のこの形態を図２Ａの光学プローブ１２０Ａを具体例として用いて以下に説明する。
【０１５８】
図８Ａは、図２Ａに示す光学プローブの走査ユニットの第１のセットの模式図であり、図８Ｂは、図８Ａの走査ユニットにより発生するボクセル及びクロス‐ボクセル、更に本発明に従って得られるボクセル値及びクロス‐ボクセル値を示す模式図である。この光学プローブ１２０Ａは４つの水平走査ユニット（Ｈａ、Ｈｂ、Ｈｃ、Ｈｄ）及び４つの垂直走査ユニット（Ｖａ、Ｖｂ、Ｖｃ、Ｖｄ）を有し、この場合、各走査ユニット１２５は１以上の出力信号を発生し、この出力信号は各走査ユニット１２５により走査された媒体の標的区域における発色団又はその特性の象徴値に相当している。
【０１５９】
図８Ｂに示すように、走査ユニット１２５は画像ドメイン２００内の“ボクセル”を画成し、ここで、画像ドメイン２００内の各ボクセルは媒体の標的区域の小さな領域に相当する。ここで１又はそれ以上の波動源１２２が電磁波をこのような領域に照射し、１又はそれ以上の検波器１２４がその電磁波を検出し、それに応答して出力信号を発生する。その後、光学プローブ１２０Ａの画像化部材又は光学的画像化システムが検波器１２４から発信された出力信号を採取し、同じ走査ユニット１２５の波動源１２２及び検波器１２４に適用された１セットの波動方程式を解き、発色団又はその特性の象徴値を判定する。すなわち、画像化部材が波動源１２２及び検波器１２４の所定のグループ化に基づいて走査エレメントを画成し、２又はそれ以上の重複する又は重複しない走査エレメントを空間的にグループ化して走査ユニット１２５を構築し、各走査ユニットについて検波器１２４からの出力信号を採取し、波動方程式からの前記の１セットの解決を得、各ボクセルについてのボクセル値を計算する。各ボクセルちは一般に発色団又はその特性の面積平均値又は容積平均値であり、これは一般に、走査ユニット１２５の各走査領域又は容積との関連で、或いは画像ドメイン２００内に構築された各ボクセルの面積又は容積との関連で平均化される。なお、この面積平均ボクセル値は、検波器１２４が全標的区域に亘って媒体と実質的に同一の厚み又は深さをカバーする感度域を有する場合、媒体の容積平均ボクセル値と実質的に同様又は同一である。
【０１６０】
図８Ａに示す例において、水平走査ユニット（Ｈａ、Ｈｂ、Ｈｃ、Ｈｄ）は画像ドメイン２００内に４つの水平ボクセル２０４ａを画成し、その夫々はＸ方向に延び、逐次モードで互いに積み重ねられる。水平走査ユニット（Ｈａ、Ｈｂ、Ｈｃ、Ｈｄ）の夫々により発信された出力信号に基づいて、画像化部材が各水平走査ユニットに適用された波動方程式を解き、各水平ボクセル２０４ａについてのボクセル値（ｈａ、ｈｂ、ｈｃ、ｈｄ）をそれぞれ判定する。簡単にするため、図８Ｂは、ボクセル値ｈｃの１つの水平ボクセル２０４ａ（上から３番目）のみを強調している。同様に、４つの垂直走査ユニット（Vａ、Vｂ、Vｃ、Vｄ）がＹ方向に延びた４つの垂直ボクセル２０４bを画成している。この４つの垂直ボクセル２０４bは逐次及び横方向に隣り合って配列され、ボクセル値、ｖａ、ｖｂ、ｖｃ、ｖｄを夫々有する。説明の便宜上、図８Ｂは、ボクセル値ｖｄを有する垂直ボクセル２０４bのみを強調している。
【０１６１】
図示のように、各水平走査ユニットは、１つの共通光学センサーを垂直走査ユニットの１つと共に共用しており、それにより交差する水平ボクセル及び垂直ボクセルの重複領域としてのクロス‐ボクセルを画成している。従って、図８Ａの光学プローブ１２０Ａは１６個のクロス‐ボクセルを画成し、画像ドメイン２００内に４x４マトリックスを形成し、その各々は別々のクロス‐ボクセル値、つまり交差するボクセルの一般に異なる２つのボクセル値により決定されるクロス‐ボクセル値を有している。例えば、２つのクロス‐ボクセル２１４a及び２１４ｂはボクセル値ｈａを有する最上水平ボクセルＨａに共通して画成されているが、クロス‐ボクセル２１４aのクロス‐ボクセル値はｖａ及びｈａから計算される。これに対し、クロス‐ボクセル２１４ｂのクロス‐ボクセル値はｖｃ及びｈａから計算される。一般に、クロス‐ボクセル値は、例えば交差するボクセルの個々のボクセルちを算術平均、幾何平均又は加重平均することにより計算される。その他、このような構成ボクセル値の１つを同じく、クロス‐ボクセル値として選択してもよい。なお、他の事柄が同一であるとすると、発色団及び/又はその特性の推定値の正確性及びその分布画像の解像度は、一般にボクセルのサイズ、クロス‐ボクセルのサイズ及びボクセル値又はクロス‐ボクセル値を計算するのに使用された出力信号又はボクセルの数に依存する。この点からして、図８Ｂの正方形クロス‐ボクセルのそれぞれは画像ドメイン２００全体に亘って実質的に同一の解像度を有する。
【０１６２】
上記態様の本発明の光学プローブは多くの利点を有する。１又はそれ以上の共通光学センサーを共用するよう走査ユニットを配置させることにより、光学プローブは必要とする波動源及び検波器の数を少なくすることができる。従って、上記の光学プローブはよりコンパクト、かつ軽量のものとなる。更に、各光学センサーに内在する成分変動に起因する特有の違いも小さくすることができ、得られる画像の正確性、品質及び解像度などを向上させることができる。更に、本発明の光学プローブは、従来の光学的画像化システムで一般に必須のものであるベースライン測定を必要としない。従って、本発明の光学プローブは、画像を効率よく構築することができ、被検体の標的区域の走査時において、発色団及び/又はその特性の分布の画像を実質的に実時間ベースで提供することができる。
【０１６３】
走査において、光学プローブ１２０Ａが光学センサーを備えた媒体の標的区域上に配置され、その間に適当な光結合が形成される。波動源１２２が駆動されて、電磁線がこの媒体に対して照射され、同時に検波器１２４も駆動されて、媒体を通って伝達された電磁波が検出される。干渉及びそれによるノイズを少なくするため、波動源１２２は、好ましくは、僅か１つの波動源が所定の時間に亘り所定の波動特性を有する電磁波を照射し、他の波動源はオフの状態になるよう同調させる。波動源１２２も、その波動源と共に走査エレメントを形成するものだけが電磁波を検出し、それに応答して出力信号を発生させるよう同調させる。選択された波動源が照射を完了した後、同一又は他の波動源が同一又は異なる波動特性を有する電磁波の照射を開始する。光学プローブ１２０Ａの第１の走査ユニットの全ての波動源・検波器対が電磁波の照射及び検出を完了した後、同様又は同一の操作が光学プローブ１２０Ａの他の走査ユニットでも繰り返される。このような照射及び検出のシーケンスは一般に光学プローブ１２０Ａの操作特性並びに発色団又はその特性の分布を示す最終画像を何ら損なうものではない。最良のシーケンスの選択は、一般に当業者にとって単なる選択の問題である。光学プローブ又は光学的画像化システムの画像化部材は、各走査ユニットの全ての走査エレメントについて、この出力信号を所定の速度及び/又は期間にて採取する。この画像化部材はついで、この出力信号を処理し、かつ、光学プローブ１２０Ａの走査ユニットの各走査エレメントの波動源１２２及び検波器１２４に適用された１セットの波動方程式を解く。その結果は、画像ドメイン２００中の各ボクセルにおける発色団又はその特性の絶対値又は相対値を表すものである。この画像化部材はついで、２又はそれ以上の前記ボクセルの交差及び/又は重複部分を識別し、この交差又は重複するボクセルに対応するクロス‐ボクセルを構築し、このクロス‐ボクセルを切り取った後、ボクセルの残部に相当する残留ボクセルを構築し、各クロス‐ボクセルについてクロス‐ボクセル値を得る。上記のボクセル値及びクロス‐ボクセル値は、発色団又はその特性の分布画像がこのボクセル値及びクロス‐ボクセル値によって表されているものと認識される。その他、ボクセル値を計算し、平均し、各クロス‐ボクセルについてのクロス‐ボクセル値を得る代わりに、ボクセルについての出力信号を平均し、各クロス‐ボクセルについての出力信号を得て、ついで、これを画像化部材により処理してクロス‐ボクセル値を得るようにしてもよい。
【０１６４】
一般に、ボクセルの形状は種々のファクター、例えば、各走査エレメント及び/又は走査ユニットを画定する波動源及び検波器の数、各走査エレメント及び/又は走査ユニットにおける波動源及び検波器の幾何学的配列、各走査ユニットにおける走査エレメントの幾何学的配列、波動源の照射力又は能力、検波器の検出感度などにより決定される。従って、波動源の照射力が同一で、検波器の検出感度も同一の場合、図８Ａの等間隔波動源・検波器配置は、画像ドメイン全体に亘って水平及び垂直ボクセルが実質的に同一の形状を画成してなるものとなる。同じことが、ボクセルの形状、配置及び配向、重複部の形状、サイズなどにより殆ど決定されるところのクロス‐ボクセルの形状についても適用できる。
【０１６５】
前記ボクセルの物理的形状が、波動源及び検波器の形状、サイズ及び操作特性、並びにその幾何学的配列により、むしろ固定されるが、クロス‐ボクセルの形状は波動源及び検波器（すなわち、走査エレメント及び/又は走査ユニットを画定するもの）のグルーピング、並びに走査エレメント（すなわち、走査ユニットを画定するもの）のグルーピングにより操作することができる。言い換えれば、波動源及び検波器の物理的配列を変化させることなく、クロス‐ボクセルの形状、サイズを調整することができ、得られる画像の解像度を、出力信号を所定のパターンによりグループ化し、走査ユニット及び/又は走査エレメントの波動源及び検波器に適用された波動方程式を解くことにより操作することができる。従って、光学プローブに対し光学センサーを追加することなく、かつ、予め存在する波動源・検波器配置を物理的に変更させることなく、光学プローブをアレンジし、第１次走査ユニット並びに第２次走査ユニットを画定し、同一の標的区域から第１次並びに第２次出力信号を発生させるようにすることができる。図９ないし１１は、図２Ａの光学プローブ１２０Ａに対し種々の走査ユニットを追加して画成した例を示している。図１２は、図８ないし１１に記載されているボクセル値を組み合わせることにより得られたボクセル、クロス‐ボクセル及びクロス‐ボクセル値を示している。
【０１６６】
図９Ａは本発明による図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第２のセットを示す模式図である。図９Ｂはこのような走査ユニットにより発生されるボクセル及びクロス‐ボクセルを示し、図９Ｃは本発明に従って得られるボクセル値及びクロス‐ボクセル値を示している。この例において、光学プローブの中間領域に配置された光学センサーは再度、グループ化され、４つの長方形又は正方形走査ユニットＩａ、Ｉｂ、Ｉｃ、Ｉｄを形成している。図６Ｃないし６Ｅのものと同様に、これらの中間走査ユニットＩａ、Ｉｂ、Ｉｃ、Ｉｄは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすようにしている。すなわち、長方形又は正方形ボクセル２０５ａ−２０５ｄは画像ドメイン２００内に画成されていて、それぞれボクセル値iａ、iｂ、iｃ、iｄを有している。これらの中間ボクセル２０５ａ−２０５ｄは画像ドメイン２００の中央部にて互いに交差しいるため、画像化部材は更に、残留切頭ボクセル２１５bを残したまま、多重の長方形又は正方形クロス‐ボクセル２１５aを画成することができる。例えば、クロス‐ボクセル２１５aは長方形又は正方形ボクセル２０５ａ−２０５ｄの４分の１のサイズであり、残留切頭ボクセル２１５bはそのサイズの半分のサイズのものである。図８Ａ及び８Ｂに示した例と同様に、長方形又は正方形クロス‐ボクセル２１５aのクロス‐ボクセル値は、２つのボクセル値、すなわち、それらの当初のボクセル値及び隣接するボクセルの値、により判定することができる。従って、図９Ａの光学プローブ１２０Ａは画像ドメイン２００の中央部にてより高い解像度の画像を提供することができる。なお、画像ドメイン２００の４つの角部２１５ｃはボクセル値もクロス‐ボクセル値も持たない。なぜならば、走査ユニット２０４ｄ−２０５ｄのいずれによってもこの領域はカバーされないからである。
【０１６７】
図１０Ａは本発明による図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第３のセットを示す模式図である。図１０Ｂは図１０Ａの走査ユニットにより発生されるボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図を示し、図１０Ｃは本発明に従って得られる図１０Ｂのボクセル及びクロス‐ボクセルについての値の他の模式図である。この例において、光学プローブ１２０Ａ（又は、その画像化部材）は波動源及び検波器を同調させ、その中に、４つの菱形走査ユニットＣａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄを画成する。これらの菱形走査ユニットは４５度傾いた図６Ｃないし６Ｅの長方形又は正方形走査ユニットに相当する。各菱形走査ユニットは菱形領域の４つの角部に配置された光学センサーを有するのみで、中間部分には波動源も検波器も有していないが、画像ドメイン２００内の中間部分に相当する媒体の標的区域は依然として波動源１２２により照射され、各菱形走査ユニットの各走査エレメントにより走査される。従って、菱形走査ユニットＣａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄは、クロス‐ボクセル２０６ａ−２０６ｄを画成し、その各々は中央部に接続する４つのプロング（ｐｒｏｎｇ）を有し、又、その各々はボクセル値ｃａ、ｃｂ、ｃｃ、ｃｄを有する。各菱形走査ユニットが更に隣接する２つの走査ユニットと交差し、図１０Ｂ，１０Ｃに記載したように、当初のボクセル２１６ｂの残留非交差プロングを残したまま、クロス‐ボクセル２１６ａを形成する。なお、図８及び図９のものとは反対に、この例の全てのクロス‐ボクセル２１６ａのクロス‐ボクセル値は、３つの交差するクロス‐ボクセルのボクセル値、すなわち、それ自体のボクセル値及び隣接するクロス‐ボクセルの２つの他のボクセル値により判定される。その結果、図１０Ｃのクロス‐ボクセル２１６ａは図８Ｃ及び図９Ｃのものよりも高い解像度の画像を提供することができる。更に、図９Ａの長方形又は正方形走査ユニットＩａ、Ｉｂ、Ｉｃ、Ｉｄと同様に、これら菱形走査ユニットＣａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄは、画像ドメイン２００の４つの角部２１６ｃを走査しない。従って、これらの領域についてのボクセル値及びクロス‐ボクセル値は提供されない。このような関係において、これら菱形走査ユニットＣａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄは、中間走査ユニットＩａ、Ｉｂ、Ｉｃ、Ｉｄによるものと同一のクロス‐ボクセル２１６ａを画定するが、そのクロス‐ボクセル値は２つでなく、３つのボクセル値で判定される。
【０１６８】
図１１Ａは本発明による図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第４のセットを示す模式図である。図１１Ｂは図１１Ａの走査ユニットにより発生されるボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図を示し、図１１Ｃは本発明に従って得られる図１１Ｂのボクセル及びクロス‐ボクセルについての値の他の模式図である。この例において、波動源及び検波器は再度グループ化され、４つの他の菱形走査ユニットＤａ、Ｄｂ、Ｄｃ、Ｄｄを画成し、これらは図１０Ａのもの、Ｃａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄと同一である。しかし、光学プローブ１２０Ａ、又は、光学的画像化システムの画像化部材は、それぞれが他の３つの走査ユニットと交差する菱形ボクセル２０７ａ−２０７ｄを画成する。従って、菱形走査ユニットＤａ、Ｄｂ、Ｄｃ、Ｄｄは画像ドメイン２００の中央部に９つの小さな菱形クロス‐ボクセル２１７ａ−２１７ｃを画成し、図１１Ｂ及び図１１に示すように、画像ドメイン２００の角部の周りに４つの切頭ボクセル２１６ｄを残すことになる。一般に、全てのクロス‐ボクセル２１７ａ−２１７ｃは同一の形状、サイズを有する。しかし、中央のクロス‐ボクセル２１７ｃのクロス‐ボクセル値は４つの全ての菱形ボクセル２０７ａ−２０７ｄのボクセル値から計算され、角部のクロス‐ボクセル２１７ａ及び中央のクロス‐ボクセル２１７ｂのボクセル値は隣接するボクセルの２つ及び３つのボクセル値で夫々判定される。従って、図１１Ａの光学プローブ１２０Ａは、外側から中央部に向けて解像度が増大する画像を提供することができる。、図９Ａ、図１０Ａの走査ユニットと同様に、これら菱形走査ユニットＤａ、Ｄｂ、Ｄｃ、Ｄｄは、画像ドメイン２００の４つの三角部２１７ｅを走査しない。
【０１６９】
上述のように、各走査ユニットに含まれる波動源及び検波器の数及びその幾何学的配置は必ずしもボクセル及びクロス‐ボクセルの形状、サイズ並びに得られる画像の解像度を決定づけるものではない。むしろ、発色団の特性の推定値の正確性及びその画像の解像度は出力信号のグループ化パターンの操作により改善することができる。例えば、本発明の光学プローブ又は光学的画像化システムの画像化部材は、図９ないし図１１の第二次走査ユニットの１又はそれ以上を図８Ａの第一次走査ユニットと組み合わせることもできる。この例は、以下に詳述するように、より高い解像度の画像を得ようとする場合に一般に好ましい。図１２は、図９ないし図１１の第二次走査ユニットを図８Ａの走査ユニットと組み合わせることにより得られたボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図である。図１１に示すように、画像ドメイン２００の各四分円は１５のクロス‐ボクセル及び/又はボクセルを有する。上記の全てのボクセル及びクロス‐ボクセルが画像ドメイン２００の中央に対し対称に構築されているから、画像ドメイン２００の最初の四分円２０１における画像のみを画像ドメイン２００全体の画像の代表例として分析する。説明の便宜上、この第１の四分円２０１を更に分割して４つの小四分円２０１ａ−２０１ｄとする。ここで、第１小四分円２０１ａは５つのクロス‐ボクセル（Ａ−Ｅ）を、第２小四分円２０１ｂは４つのクロス‐ボクセル（Ｆ，Ｊ，Ｈ，Ｌ）、第３小四分円２０１ｃは他の４つのクロス‐ボクセル（Ｇ，Ｉ，Ｋ，Ｍ）、第４小四分円２０１ｄは１つのクロス‐ボクセル（Ｎ）及び１つの切頭ボクセル（Ｏ）を有している。
【０１７０】
４つの小四分円２０１ａ−２０１ｄが全て画像ドメイン２００において同一の領域を有しているから、各小四分円２０１ａ−２０１ｄの画像の解像度は、それに設けられたクロス‐ボクセルの数及びそのクロス‐ボクセル値の判定に用いられたボクセル値の数に比例するものと予想される。従って、小四分円２０１ａの解像度は最も高く、小四分円２０１ｄの解像度は最も低い。この結果が表１に示されている。ここで、表１は第１四分円２０１の各クロス‐ボクセルを計算するのに用いられた全てのボクセル値を列挙している。
【０１７１】
【表１】
【０１７２】
表1に示すように、各クロス‐ボクセルの値は多重ボクセル値、すなわち、2つのボクセル（５角形コーナークロス‐ボクセル“Ｏ”について）、3つのボクセル（隣接の三角形クロス‐ボクセル“Ｎ”について）から、10個のボクセル（中央菱形クロス‐ボクセル“Ｂ”について）及び11個のボクセル（中央三角形クロス‐ボクセル“Ａ”について）までのボクセル値により判定することができる。光学プローブ１２０の物理的形状を変化させることなく、発色団の特性の推定値の正確性及びその画像の解像度を、波動源及び検波器のグループ化パターン並びにこの検波器からの出力信号を操作により調整することができることをこれらの結果は示している。
【０１７３】
同様に、発色団の特性の推定値の正確性及びその画像の解像度を、第１次走査ユニットに組み込まれる第２次走査ユニットの数を制御することにより容易に調整することができる。例えば、第２次走査ユニットの予め選択されたセットのみを図８の第１次走査ユニットに組み込むことができる。このような選択はコード化することができ、従って、オペレータは、それにより、標的区域の特定領域の周りに種々の画像解像度を生じさせる所定の組合せ、及び/又は標的区域の特定領域の周りの画像解像度を調整させる所定の組合せの1つを選択することができる。なお、図11Ｂ及び11Ｃの菱形ボクセルのボクセル値（ｄａ、ｄｂ、ｄｃ、ｄｄ）を用いることなく、第1小四分円２０１ａ中の全てのクロス‐ボクセル、ＡないしＥを、同一数のボクセル値（すなわち、7個のボクセル）により推定することができ、それらについての同一の解像度を得ることできることを理解されたい。
【０１７４】
本発明の光学プローブ又は光学的画像化システムの上記走査エレメント及び走査ユニットを変形させて、異なる波動源・検波器配列及び/又は形状の光学プローブを、本発明の趣旨から逸脱することなく、提供することができる。
【０１７５】
既に、簡単に説明したように、単一の波動源が2又はそれ以上の波動発生装置を備えることができ、従って、多重波動発生装置を備えた波動源（以下、複合波動源と呼ぶ）は2つの異なる波動特性、例えば2つの異なる波長を有する電磁波を照射することができる。このような複合波動源は上述の任意の波動源・検波器配置に対しても適用することができる。例えば、図6Ｂにおいて、走査ユニットＨｆの波動源Ｓａｂ及びＳａｃを、波長が約690ｎｍ及び830ｎｍの近赤外電磁波を照射するようにアレンジし、それにより単一の走査ユニットが少なくとも２つの出力信号、すなわち、発色団のこのような異なる電磁波との異なる相互作用を表す2つの出力信号を発生させるようにすることができる。
【０１７６】
このような複合波動源を、上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすような非対称型走査ユニットを提供するために使用することができる。図13Ａないし13Ｃはこのような走査ユニットの若干の例を示すものである。
【０１７７】
図13Ａは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たす本発明による非対称型走査ユニットを模式的に示している。この例示の走査ユニットＡａは、２つの検波器Ｄａａ及びＤａｃ及びその中間に配置された複合波動源Ｓａｂを備えている。検波器Ｄａａ及びＤａｃは走査ユニットＡａの両端に配置され、複合波動源Ｓａｂは走査ユニットＡａの中心から外れた中央部に配置されている。従って、検波器Ｄａａと複合波動源Ｓａｂとの間のと距離は、第1の波動発生装置と検波器Ｄａａとの間の第1の近距離に相当するとともに、第２の波動発生装置と検波器Ｄａａとの間の第２の近距離にも相当する。同様に、検波器Ｄａｃと複合波動源Ｓａｂとの間のと距離は、第1の波動発生装置と検波器Ｄａｃとの間の第1の遠距離に相当するとともに、第２の波動発生装置と検波器Ｄａｃとの間の第２の遠距離にも相当する。従って、この非対称型走査ユニットＡａは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たしている。 図13Ｂは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たす本発明による非対称型走査ユニットの他の例を模式的に示している。この第２の走査ユニットＡｂは、２つの波動源Ｓａａ及びＳａｃ及びその中間に配置された複合検波器Ｄａｂを備えている。図13Ａの例と同様に、検波器Ｄａｂは２つの波動源Ｓａａ及びＳａｃから照射された電磁波を検出するようになっていて、この場合も上記対称要件を満たしている。
【０１７８】
図13Ａ及び13Ｂに示す上記の3−センサー配列のものは、上述の４−センサー配列のものよりも効率性に劣ると思われる。例えば、3−センサー配列の走査ユニットは領域を重複することなく標的区域を走査する。従って、そのような単一カバレッジでは発色団の特性の推定値の正確性及びその最終画像の解像度が劣るものとなるであろう。しかし、波動源及び検波器をグループ化し、3及び/又は４−センサー波動源・検波器配列を形成することにより、このような欠点を容易に回避することができる。図13Ｃは本発明による3及び/又は４−センサー波動源・検波器配列により画成された走査ユニットを模式的に示している。光学プローブ１２０Ａは２つの波動源Ｓａｂ及びＳａｄと、３つの検波器Ｄａａ、Ｄａｃ、Ｄa ｅとを有し、２つの非対称走査ユニットＡｃ、Ａｄを画成している。この場合、２つの3−センサー走査ユニットが１つの共通検波器Ｄａｃを共用している。なお、この波動源Ｓａｂ及びＳａｄ及び検波器Ｄａａ、Ｄa ｅもグループ化して対称型走査ユニットを画成するようにしてもよい。上述のように、本発明の光学プローブ又は光学的画像化システムは、対称又は非対称の第１次及び第2次走査ユニットを画成するように変形させることができる。
【０１７９】
図６Ａ−6Ｈ、図７Ａ−７Ｃ、図13Ａ−13Ｃに示す上記走査ユニットもアレンジして、種々の形状、サイズを有する光学プローブとすることができる。図1４Ａは、本発明による光学的画像化システムの円形光学プローブを例示するもので、波動源及び検波器が円形走査表面上に配置されている。図1４Ｂは、本発明による光学的画像化システムの三角形光学プローブを例示する模式図であって、この場合、センサーが三角形走査表面上に配置されている。
【０１８０】
図1４Ａの円形光学プローブ１４０は、９つの波動源（Ｓ１−Ｓ９）及び２０の検波器（Ｄ１−Ｄ１６）を円形走査表面上に配置している。要求される解像度によっては、画像化部材によりこれらのセンサーをグループ化し、種々の走査ユニットを画成するようにしてもよい。例えば、画像化部材は線状走査ユニット（例えば、Ｓ１−Ｄ３−Ｄ５−Ｓ５、Ｓ５−Ｄ９−Ｄ１０−Ｓ６、Ｓ１−Ｄ３−Ｄ１４−Ｓ９、Ｓ１−Ｄ５−Ｄ１２−Ｓ９、Ｓ３−Ｄ１８−Ｄ１９−Ｓ７など）や、長方形及び/又は台形走査ユニット（（例えば、Ｓ２−Ｄ３−Ｓ５−Ｄ７、Ｓ２−Ｓ３−Ｄ１０−Ｄ７、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ１−Ｓ１、Ｓ１−Ｄ２−Ｄ６−Ｓ８、Ｓ１−Ｄ２−Ｄ１３−Ｓ８、Ｓ１−Ｄ１８−Ｄ２０−Ｓ９、Ｓ１−Ｄ６−Ｄ１３−Ｓ９など）などを画成することができる。更に、同じく、非対称走査ユニットを走査面を横切って画成させることができる。同様に、例示の三角形光学プローブ１５０は、６つの波動源（Ｓ１−Ｓ６）及び９つの検波器（Ｄ１−Ｄ９）を有し、これらはグループ化し、非対称走査ユニット以外に、直線状、準直線状、長方形、正方形、台形又は平行四辺形の走査ユニットを画成するようにしてもよい。第1次走査ユニットを、第2次走査ユニットと組合せルことにより、又、このような走査ユニットの検波器により発信された出力信号を処理することにより、光学プローブ又は光学的画像化システムの画像化部材が、要求される画像解像度を満たす発色団及び/又はその特性の二次元及び/又は三次元分布画像を提供するようにすることができる。図1４Ａ及び１４Ｂから明らかなように、追加の波動源及び検波器が走査ユニット内部に配置されているが、これらの追加の波動源はこの走査ユニットのために電磁波を照射するものでなく、又、これらの追加の検波器も、そのために出力信号を発生しようとするものではない。
【０１８１】
なお、上記の本発明の開示は主として、発色団の特性の空間的分布の画像に向けられたが、本発明の光学プローブ及び光学的画像化システムは、その時間的分布の画像発生にも適用することができる。例えば、光学プローブを媒体の実質的同一の標的区域が或る時間間隔を以って走査されるように配列させることができる。同一の標的区域に対して異なる時間間隔で検出された出力信号の違いを得ることにより、画像化部材は標的区域における発色団の特性の時間的変化を計算し、この特性の時間的分布の画像を発生させる。その他、発色団の特性の時間的変化を、異なる時間フレームで得たこの発色団の特性の空間的分布から判定したり、その画像を提供することができる。例えば、光学プローブの走査ユニットにより標的区域の走査を繰返し、発色団の特性の時間的変化を計算する。なお、この時間的変化及びその分布は、通常、発色団の特性の相対的変化に関係する。しかし、この発色団の特性の絶対値が任意の参照時間フレームで一旦判定されたならば、この特性の前後の変化をその絶対値に容易に変換させることができ、又、その逆も可能である。
【０１８２】
本発明の上記光学プローブ及び光学的画像化システムを、媒体の標的区域中の血液又は水分量の時間的変化についての値を提供するようにアレンジすることができる。ヒトの標的区域中の血液量の時間的変化を計算する例において、酸素化ヘモグロビンの濃度［ＨｂＯ］及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度［Ｈｂ］が、方程式（1ａ）及び（１ｂ）のセットにより、又は、他の方程式（２ａ）及び（２ｂ）のセットにより計算される。一旦、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］が得られたとき、その合計（すなわち、トータルのヘモグロビン濃度［ＨｂＴ］、つまり［Ｈｂ］と［ＨｂＯ］との合計）も得られる。同じ標的区域に或る時間、位置させた検波器からの出力信号を得ることにより、総ヘモグロビン濃度の変化が得られる。標的区域を流通する血液のヘマトクリット（すなわち、血液中の赤血球の容量パーセント）が或る時間、一定レベルに保たれると仮定することにより、［ＨｂＴ］の時間的変化として、標的区域における血液量の時間的変化を直接、計算することができる。その他、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の時間的変化を方程式（６ａ）及び（６ｂ）から計算してもよく、ついで、［ＨｂＴ］の時間的変化を標的区域における［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の変化の合計として得ることができる。
【０１８３】
本発明の光学プローブ及び光学的画像化システムは、媒体の標的区域中の発色団の特性の三次元的分布の画像を得るためにも適用することができる。上述のように、電磁波は波動源により照射され、媒体の標的体中（すなわち、標的区域により画定され、所定の厚み又は深さを有する）を透過する。従って、このような三次元標的体積について1セットの波動方程式を作成することができ、検波器によって発生される出力信号が画像化部材に提供され、関連する初期及び/又は限界条件で波動方程式が解かれる。この場合、この波動方程式からの解答は媒体の標的体中の発色団の特性の三次元的分布を表すものである。画像の所定の解像度を維持するため、光学的画像化プローブ及び/又はシステムは、好ましくは、媒体の標的体中に多数のボクセルを画定するための多数の波動源及び検波器を備えるようにする。この例示の光学プローブ又は光学的画像化システムが、２つの波動源及び４つの検波器を備え、所定の解像度で、標的区域の二次元画像を発生させるものと仮定する。標的体が同一の標的区域と、所定の厚み（Ｎ個の二次元層が互いに積み重ね合わされ）とを有する場合、この光学的画像化システムは、各二次元層について同一の解像度を維持するために、約2Ｎ個の波動源と、4Ｎ個の検波器を有する必要があると思われる。しかし、このような波動源及び検波器の数は、十分な第2次走査ユニットを標的区域上に、好ましくは互いに重複するようにして、発生させることにより減少させることができる。このように、十分な数の第2次走査ユニットを画成し、組み込むよう画像化部材をアレンジすることにより光学プローブ又は光学的画像化システムが必要とする波動源及び検波器の数を少なくすることができる。しかし、光学的画像化システムからの画像の解像度は生理学的媒体中のフォトンの平均“フリーウォーク距離”（一般に約１mm）により潜在的に制限されることに留意すべきである。更に、殆どの光学的画像化システムにおいて、内在する感度の限界、電気的、機械的ノイズのため、画像の可能な最良解像度は現在のところ、数ミリの範囲又は約1mmないし5mmであると思われる。従って、1mmないし5mm、特に約1mmより小さい寸法の前記ボクセル及びクロス‐ボクセルが最終の画像の解像度を向上させることには必ずしもならない。
【０１８４】
本発明の光学プローブ及び光学的画像化システムは、発色団の様々な特性、例えば、濃度、濃度の合計、及び/又はその濃度の比などの判定にも使用することができる。上記の光学的画像化システム及び光学プローブは、、発色団の様々な特性、例えば、体積、質量、体積流量、質量流量など推定するのにも使用することができる。
【０１８５】
なお、上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、異なる発色団又はその特性の分布画像を提供するために容易に調整することができることに留意すべきである。異なる発色団は一般に異なる波長の電磁波に応答するから、この光学的画像化システム及び光学プローブの波動源を操作し、所定の発色団と相互作用し得る電磁波を照射させるようにする。例えば、波長が600nmないし1,000nmの間、例えば690nmないし830nmの間の近赤外線はヘモグロビン及びその特性の分布パターンを測定するのに適している。しかし、波長が800nmないし1,000nmの間、例えば900nmの近赤外線は媒体中の水分の分布パターンを測定するのに使用できる。特定の発色団を検出するための最適の波長の選択は一般に、発色団の光吸収及び/又は散乱特性、並びに波動源及び/又は検波器の操作特性などに依存するものである。
【０１８６】
本発明の上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、ヒトの胸部、脳、その他、上記光学的画像化法、例えば拡散光学的断層撮影法を適用し得るヒトの部位における腫瘍、病状の検出に対し臨床的に適用することができる。上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、更に、移植器官、手足、及び/又は自家移植又は同種移植された部位及び組織を流通する血液流の検査にも適用することができる。更に、上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、例えば、超音波検査図、Ｘ線、ＦＥＧ、レーザー音響診断法などに置き換わるようアレンジすることもできる。更に、上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、複雑フォトン拡散現象及び/又は非平坦外表面を伴った種々の生理学的媒体に対して適用し得るよう変更することができる。
【０１８７】
【実施例】
以下の実施例は、本発明の光学的システム及びそのための方法により得られたシミュレーション及び実験の結果を記載するものである。この全てのシミュレーション及び実験の結果は、ヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度の正確な予測及び測定を提供し得ることを示している。
【０１８８】
［実施例１］
種々の形状に配列された波動源及び検波器を有する光学プローブのために、拡散方程式（3ｂ）が数値的に解かれた。これらの式は、異なる背景光学特性を有する半無限均質拡散媒体のような生理学的媒体サンプルに対して適用された。拡散反射率は、文献、“Boundary condition for the diffusion equation in radiative transfer”,R.C.Haskellら、Journal of Optical Society of America発行、vol. 11, p.2727-2741, 1994に開示されている画像化源アプローチ法に従って計算された。Ｇの値（即ち、異なる波長でシミュレートされたＦλ 1のＦλ 2の比）は、異なる酸素飽和度（ＳＯ２）レベルで推定され、その多項式として適合させた。
【０１８９】
図１５ないし１７は、酸素飽和度（ＳＯ２）の関数としてＧをプロットしたものである。図示のように、全てのシミュレーションの結果から、Ｇと、酸素飽和度（ＳＯ２）との間に明確な1対1の相関関係が存在することが示された。更に、全ての図から、酸素飽和度に対するＧの依存性はシミュレートされた波動源−検波器形状及び背景光学特性に実質的に左右されないことを示している。
【０１９０】
従来の曲線当て嵌め法（例えば、最小ニ乗法）を適用し、多項式（10）の係数（すなわち、ａ０，ａ１，ａ２，ａ３，・・・）を数値的に推定した。例えば、780nm及び830nmの電磁波で照射され、背景減少散乱係数が１０ｃｍ−１及び総ヘモグロビン濃度が１０−４ｍｏｌ／Ｌのシステムにおいて、以下の多項式が得られ、Ｇと、酸素飽和度（ＳＯ２）との間の関係を満足に近似させ得ることが判明した。
【０１９１】
【数２５】
【０１９２】
［実施例２］
更なるシミュレーションを、背景散乱係数が７ｃｍ−１及び総ヘモグロビン濃度が２ｘ１０−４ｍｏｌ／Ｌのシステムにおいて実施した。このシミュレーションにおいて、酸素飽和度（ＳＯ２）は０から１００％に変化させた。図18は計算された酸素飽和度を、真の酸素飽和度と対照させてプロットしたものである。Ｇと、酸素飽和度（ＳＯ２）との間の相関関係を見出すために使用された背景特性は全く異なっていたが、推定された酸素濃度は正確であり、約数％のシステムエラーが認められるに過ぎなかった。
【０１９３】
［実施例３］
光学システムの1例を作り、ヘモグロビン濃度及び酸素飽和度をヒトの手足の動脈閉塞前後についてモニターした。この例においては、２つの波動源及び２つの検波器を線状に配列した図３Ａの光学システムを用いた。２つの検波器は直線的に配列し、６ｍｍ離した。２つの波動源は、各検波器の外側に配置し、左側の波動源は左側の検波器の左側に9ｍｍをおいて配置し、右側の波動源は右側の検波器の右側に9ｍｍをおいて配置した。従って、波動源−検波器の各対の近距離及び遠距離は同一であった。
【０１９４】
波動源は外径が２ｍｍで、それぞれ690nm及び830nmの波長の電磁波を照射させるためのレーザーダイオード（モデルＨＬ６７３８ＭＧ及びＨＬ８３２５Ｇ;Thorlabs社、Newton, NJ）を備えていた。フォトン検出器（モデルＯＰＴ２０２;Barr−Brown社、Newton, NJ）を検波器として使用した。
【０１９５】
加圧帯を上腕に巻き、光学プローブを前腕に配置させた。被検体を安定化させたのち、加圧帯圧力を約160mmHgに約35秒をかけて増大させ、この圧力レベルで約40秒間保ち、ついで大気圧レベルに戻した。総ヘモグロビン、酸素化ヘモグロビン、及び脱酸素化ヘモグロビンの絶対濃度をモニターし、酸素飽和度をそれから計算した。
【０１９６】
図１９は本発明に従って得られた総ヘモグロビン（HbT）濃度、酸素化ヘモグロビン（HbO）濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン（Hb）濃度の絶対濃度の経時変化をプロットしたものである。図２０は本発明に従って得られた酸素飽和度の経時変化をプロットしたものである。図示のように、ヘモグロビン濃度及び酸素飽和度はこの閉塞操作の初期において急激に減少し、その後、徐々に減少した。加圧帯圧力の解放後は、このヘモグロビン濃度及び酸素飽和度は急速に増加した。これらの結果から、本発明の光学システム及び方法がヘモグロビン濃度並びに酸素飽和度の正確な予測を提供し得ることが実証された。これらの結果は更に、この光学システムが正しい時間応答特性を有することを示している。
【０１９７】
［上記解答図式を用いた他の具体例］
上記方法に従って、例えば脱酸素化ヘモグロビン濃度の絶対値[Hb]、酸素化ヘモグロビン濃度の絶対値[HbO]、及び酸素飽和度ＳＯ２を以下の方程式（８ａ）ないし（８ｄ）及び（９ｂ）に従って得ることができる。
【０１９８】
【数２６】
【０１９９】
ここで、パラメータ“εHb”及び“εHbO”はそれぞれ脱酸素化ヘモグロビン及び酸素化ヘモグロビンの吸光係数を表し、変数“ＯＤ”は検波器により検出された光強度(すなわち、電磁波の強さ及び振幅)の対数比として表した光密度である。パラメータ“Ｂ”は路長ファクターとして従来から知られているものであり、パラメータ“ＬＳｉＤｊ”は、ｉ番目の波動源とｊ番目の検波器（Ｄｊ）との間の距離を表し、上付き文字“λ1”及び“λ２”は、システムパラメータ又は変数が波長λ1、λ2 を有する電磁波を照射したときに得られたものであることを表すものである。
【０２００】
その他、画像化部材のアルゴリズムユニット又は画像構築ユニットは、上記の‘９７２出願で開示されている多元決定反復法を用いることができ、この場合、絶対値[Hb]、 [HbO]及びＳＯ２は以下の式(１７a)ないし(１７c)により決定することができる。なお、これらの式は上記の‘９７２出願の式(１７a)ないし(１７c)に対応するものである。
【０２０１】
【数２７】
【０２０２】
ここで、パラメータ“μa”は媒体の光吸収係数を表す。なお、本発明の画像化部材は、検波器により発生された出力信号を受理し、その光密度を計算し、これをアルゴリズムユニット又は画像構築ユニットへ供給するようアレンジさせることができる。ヘモグロビンの濃度の絶対値又は変化が一旦決定されると、画像化部材は、以下に詳しく説明するように（本願と同一出願人による継続中の米国特許出願でシリアル番号（N/A），“直接的画像構築のための光学的画像化システム”（2001年2月5日出願）にも記載されており、その内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする）、実時間画像構築技法を用いてヘモグロビンの二次元又は三次元空間的及び/又は時間的分布を表す画像を発生させる。
【０２０３】
その他、ヘモグロビンの分布の変化を媒体の標的区域の光学的特性の変化を推定することにより判定することもできる。例えば、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度の変化を、2つの異なる波長を有する電磁波により測定されるその吸光係数の差異から計算することもできる。例示の数値的図式において、光子拡散方程式を、文献、Keijerら、”Optical Diffusion in Layered Media”, Applied Optics, vol.27, p.1820-1824及びHaskellら、”Boundary Conditions for Diffusion Equation in Radiative Transfer”, Journal of Optical Society of America, A, vol.11, p.2727-2741,1994に記載されている拡散近似法を適用して変形し、解くことができる。
【０２０４】
【数２８】
【０２０５】
ここで、記号“ФSC（ｒSi, ｒDi）”はi番目の波動源に応答してｊ番目の検波器により測定された正規化光密度を表し、変数“ｒSi, ｒDi”はi番目の波動源の位置と、ｊ番目の検波器の位置を夫々表し、“Δμa,i”はi番目のボクセルにおける光吸収係数の変化などの組織光動揺を表し、パラメータ“Ｍ”及び“Ｎ”は側定数及び再構築されるボクセルの数をそれぞれ表し、変数“Ｗi ｊ”は加重関数であり、これはフォトンがi番目の波動源から媒体の標的区域内の或る点へ移行し、ついでｊ番目の検波器により検出される可能性を示している。式（１９）の加重関数“Ｗi ｊ”は以下のように定義される。
【０２０６】
【数２９】
【０２０７】
ここで、パラメータ“ｈ３”はボクセルの容積を表し、“Ｄphoton”はフォトン拡散係数を表し、“v”は生理学的媒体の光の速度を表す。更に、変数“ФSC（ｒSi, ｒDi）”は正規化光密度であって、以下のように定義される。
【０２０８】
【数３０】
【０２０９】
ここで、変数“Ｉ”は、位置“ｒSi”及び“ｒDi”にそれぞれ配置されているi番目の波動源及びｊ番目の検波器を具備するセンサーアッセンブリーによって測定された出力信号を表し、変数“ＩB”は、検波器により判定された出力信号のベースラインを表している。
【０２１０】
種々の方法、例えば直接的マトリックス反転技法及び同時反復再構築技法などを適用して上記式（１９）ないし（２１）のセットを解いてもよい。組織光動揺“Δμa λ 1”及び“Δμa λ２”がそれぞれ2つの異なる波長λ1、λ2を有する電磁波の照射によって一旦推定されると、酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度の変化を以下のようにして得ることができる。
【０２１１】
【数３１】
【０２１２】
ここで、Ｌは波動源と検波器との間の距離、パラメータεHb λ 1”，εHb λ２”，εHb λ３”，εHb λ４”は、それぞれ2つの異なる波長λ1、λ2での酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの吸光係数である。
【０２１３】
前記解決図式を本発明の光学的画像化システムに組み込むことにより、従来の光学的画像化技法を超えた付加的利益が得られる。ヘモグロビン及び発色団の濃度変化の測定を可能にするＣＷＳとは反対に、前述の光学的画像化システムは、生理学的媒体のヘモグロビン又は発色団の特性の絶対値の空間的又は時間的変動を検査する直接的手段を提供するものである。これにより、医師がヘモグロビン又は発色団の特性のこのような絶対値に基づいて直接的診断を行うことができる。更に、以下に詳述するように、前記光学的画像化システムは、任意の数の波動源及び/又は検波器を殆ど任意の形状で具備する従来の光学的画像化システム及び光学プローブに容易に組み入れることができる。従って、ここに記載した本発明の具体例を容易に適用して、性能特性について妥協することなく特定の臨床的用途にカスタム化した光学的画像化システムを構築することができる。
【０２１４】
本発明の光学的画像化システムは好ましくは、上記‘972出願に開示されている解答図式の1つを用い多重波動方程式の解答を得ることにより発色団の特性の絶対値又は相対値を判定するものである。上記‘972出願に開示の要件が満たされる限り、この光学的画像化システムの操作特性が波動源及び/又は検波器の実際の形状により影響を受けることは一般的にはない。従って、本発明の光学的画像化システムは、上記の対称要件が満たされる限り、任意の数の波動源及び検波器を殆ど任意の形状に配列させることができる。しかし、本発明のセンサーアッセンブリー又は走査ユニットは、発色団の特性の推定される絶対値又は相対値の正確性、信頼性及び/又は再現性を向上し得ると予想される少ない半経験的基準に従って構築されることが好ましい。この典型的設計上の基準は：（１）各走査ユニットは好ましくは、少なくとも２つの波動源と、少なくとも２つの検波器とを具備すること;及び（２）波動源と、検波器との間の距離が検波器の限界感度範囲(殆んどのヒト及び動物の組織の場合、数センチないし10ｃｍ、特に、約５ｃｍである)を超えないことである。図4，5は上記の設計基準に従って構築された走査ユニットの少ない典型例を示している。
【０２１５】
図4は本発明の典型的な可動部材及び走査ユニットの頂部断面図である。各波動源が多重検波器に囲まれている(又はその逆)従来の波動源−検波器配置と異なり、図4の走査ユニット１２５は、その長手方向軸１２７に沿ってそれぞれ配置された2つの波動源１２２（Ｓ１及びＳ２）により画成されている。更に、走査ユニット１２５は、２つの検波器１２４（Ｄ１及びＤ２）を具備しており、これらは2つの波動源１２２の間に同じ軸１２７に沿って介在配置され、かつ、波動源１２２から実質的に同一距離を以って離間されている。従って、走査ユニット１２５は同じ軸１２７に沿って延びた走査領域を画成し、かつ、特徴的幅を有している。つまり、この幅は、波動源１２２の照射能力又は発光力、検波器１２４の感度又は検出範囲、上記媒体の光学特性により決定される。
【０２１６】
なお、図4の走査ユニット１２５は、上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすようにしている。すなわち、波動源及び検波器は、可動部材及び/又は走査ユニットの動きの間において、実質的に同一の近距離及び遠距離が維持されるよう配置されている。例えば、波動源Ｓ１と検波器Ｄ１との間の第１の近距離は、波動源Ｓ２と検波器Ｄ２との間の第２の近距離と実質的に同様であり、波動源Ｓ１と検波器Ｄ２との間の第１の遠距離が、波動源Ｓ２と検波器Ｄ１との間の第２の遠距離と実質的に同様である。この対称的配置の主な利点は電磁波が媒体の標的区域の全体領域及び体積に亘って実質的に均一に伝達され、吸収され、及び/又は散乱されるという事実である。従って、このような走査ユニットは標的区域を均一にカバーすることができ、従って、出力信号の正確性及び信頼性を改善させ(例えば、信号対ノイズ比の改善)、そこから構築される解像度も向上させることができる。
【０２１７】
更に、図4の走査ユニット１２５は、従来の光学的画像化装置の光学プローブを構築するための一般的基準とは実質的に逆の波動源−検波器配置を有している。例えば、従来の光学プローブは一般に、二次元走査領域全体に均一に分布させた多数の波動源及び検波器を有している。従って、一回の測定で走査できる媒体の面積は最大で光学プローブの走査区分に限られる。反対に、本発明の光学的画像化システムは可なり少ない数の波動源及び検波器を備え、これが可動部材の軸(例えば、長手方向軸)に沿って実質的に一次元様式で整合して配置されている。この線状配置は従来のプローブでは致命的な欠点となるであろう。なぜならば、線状に整合したセンサーにより画成される走査領域は僅か狭い紐状のものに過ぎないからである。しかし、アクチュエータ部材を配置して走査ユニットの様々な動きを発生させることにより、上記光学的画像化システムは上記走査区分よりも可なり大きい標的区域をカバーすることが可能となり、従って標的区域の全ての領域をカバーすることができる。そのため、本発明の光学的画像化システムの線状走査ユニットは媒体の標的区域よりも可なり狭いものとすることができる。このような態様の更なる利点及び利益を以下に詳述する。
【０２１８】
図５は本発明の他の例の可動部材及び走査ユニットの頂部断面図である。走査ユニット１２５は、その長手方向軸１２７に沿ってそれぞれ配置された2つの波動源１２２（Ｓ１及びＳ２）と、４つの検波器１２４（Ｄ１ないしＤ４）を具備しており、これらは2つの波動源１２２の間に同じ軸１２７に沿って実質的に同一距離を以って離間、配置されている。図５の例は、図４の例と幾つかの点で異なっている。最初に、図５の走査ユニット１２５は、図４の近距離及び遠距離形状要件を必ずしも満たす必要はない。例えば，第１と第４の検波器（Ｄ１及びＤ４）及び第２と第３の検波器（Ｄ２及びＤ３）は上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たしているが、近距離及び遠距離形状は、第１と第３の検波器（Ｄ１及びＤ３）及び第２と第４の検波器（Ｄ２及びＤ４）については異なってイる。更に、電磁波のバナナ型経路（図参照）からして、波動源１２２・検波器１２４の各対が標的区域の異なる部分をカバーするようになっていて、媒体の異なる部分を介して異なる範囲で吸収散乱された電磁波を検出し、出力信号を発生するようになっている。しかし、４つの検波器１２４の全てを2つの波動源１２２の間に同一距離を以って介在させることにより、媒体の標的区域全体が図５の波動源−検波器アセンブリーにより媒体の厚み及び/又は深さに沿って実質的に均一にカバーされることになる。従って、図５の走査ユニット１２５は全走査領域及び走査容積に亘って媒体を比較的に均一にカバーすることができる。更に、図５の走査ユニット１２５は、より長い走査領域を提供することができる。なぜならば、より多くの検波器１２４を備え、図４のものよりも、より広く軸１２７に沿って延びているからであり、それにより、一回の測定において、標的区域をより長く、かつ、より広くカバーすることが可能となる。従って、より長く、かつ、より広い走査領域をカバーできるこの走査ユニット１２５により発生される出力信号を比較することにより、媒体中の異常も，この長い走査ユニット１２５により、更に容易に検出することができるであろう。１例として、出力信号の急激な増大又は減少は、吸光係数が異常に大きい又は小さい異常部位例えば腫瘍が、出力信号を発生させる波動源・検波器対により画成される長尺の走査領域又は容積に沿って存在するかもしれないことを示唆するものである。更に、走査ユニット１２５により発生される出力信号が、より長く、かつ、より広い走査領域をカバーするため、画像化部材１４０は出力信号のより信頼性の高いベースラインを提供することができ、出力信号のより正確な自己校正を行うことができる。この自己校正手法については、図４５Ｃを参照して後述する。
【０２１９】
［変形例］
波動源・検波器配置は、本発明の範囲を逸脱することなく、異なる構成の走査ユニットを提供すべく変形することができる。例えば、走査ユニットは、３又はそれ以上の波動源(又は検波器)を有していてもよく、この場合、少なくとも２つ又は全ての波動源(又は検波器)を走査ユニットの長手方向軸に沿って実質的に直線状に配置させてもよい。検波器(又は波動源)は、更に２又はそれ以上の数の波動源(又は検波器)の間に、走査ユニットの長手方向軸又は可動部材の長手方向軸に沿って配置させてもよい。その他、走査ユニットは少なくとも２つの波動源(又は検波器)を有していてもよく、この場合、第１の波動源(又は検波器)は、走査ユニットの上記軸を横切る一方の側に配置させ、第２の波動源(又は検波器)は、走査ユニットの上記軸を横切る他方の側に配置させる。このような波動源(又は検波器)は走査ユニットの長手方向軸又は可動部材の長手方向軸との関係で、又は走査ユニット内の対称点との関係で、対称的に配置させることができる。
【０２２０】
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を具備してなり、その各々が静止的又は可動的に配置された部材と結合している。この光学的画像化システムは図１のものと実質的に同様にアレンジすることができる。例えば、前記本体１１０、少なくとも１つの波動源１２２及び少なくとも１つの検波器１２４を有する少なくとも１つのセンサーアセンブリー(図１の可動部材１２０に対応する)、本体１１０及び可動部材１２０の少なくとも１つの標的区域との関係での前記の動きを生じさせるアクチュエータ１３０と、センサーアセンブリー１２０からの信号を受理し、発色団の特性及び/又はその分布の画像を発生させる画像化部材１４０とを具備してなる。
【０２２１】
［作動］
１例として、本体は標的区域との関係で動きを生じるよう配置し、他方、センサーアセンブリーは本体の走査ユニットに対し固定させてもよい。波動源及び検波器がこの本体に固定され、その間の一定の幾何学的配置を維持するから、アクチュエータ部材はこの本体を移動させることにより、この本体の一回の動きでセンサーアセンブリーと本体とを一体的に移動させることができる。この例は機械的構成が簡単で、センサーアセンブリーと本体と間の固定により機械的支持が強化されるために有用である。
【０２２２】
他の例では、アクチュエータ部材がセンサーアセンブリー及び本体の別々の動きを生じさせ、それによりセンサーアセンブリー及び本体の各々が相互の関係でも、標的区域との関係でも別々に移動する。複雑な設計及び制御要件にも拘らず、この例は標的区域の異なる領域を、センサーアセンブリー及び/又は本体のこまごました、変化に富んだ移動路に沿って走査する場合においてセンサーアセンブリーに大きな柔軟性が与えられるという点で有利である。
【０２２３】
上記の光学的画像化システムに関係する他の具体例も図４の本発明の形態に適用することができる。例えば、アクチュエータ部材が１以上の動きを、連続的に、間欠的に、又は周期的に発生するようにしてもよい。アクチュエータ部材は、更に、そのような動きを、一定速度又は時間及び/又は標的上の位置との関係で変化する速度で発生するものであってもよい。その他、アクチュエータ部材は、そのような動きを同時に又は連続的に発生するよう構成されていてもよい。
【０２２４】
［コネクターの使用］
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは少なくとも１つの前記波動源及び少なくとも１つの前記検波器と、アクチュエータ部材と、可動部材を含む少なくとも１つの光学プローブ、コンソール（本体）と、コネクターとを具備してなる。一般に、アクチュエータ部材は、波動源、検波器及び/又は可動部材の少なくとも１つの動きを少なくとも１つの曲線路に沿って発生させる。アクチュエータ部材は更に、光学プローブとコンソールとの間の種々の伝達を提供する。例えば、コネクター部材は電力ライン及び/又は電線を含み、電力供給及び/又アナログ又はデジタルデータ通信を提供してもよい。コネクター部材は光ファイバーなどの光路を含み、光学プローブと、コンソールとの間に光信号を伝達させるようにしてもよい。更に、コネクター部材は光学プローブとコンソールとの間の機械的支持を提供したり、アクチュエータ部材により発生した移動、回転、旋回又は往復力をケーブル又はユニバーサルジョイントなどの電力伝達路を介して可動部材に伝達するものでもよい。
【０２２５】
１例において、光学プローブの可動部材は少なくとも１つの波動源及び検波器を含む。電力は光学プローブの内部電力機構により又はコネクター部材を介してコンソールから供給される。アクチュエータ部材は光学プローブに付加又は配置し少なくとも１つの波動源及び検波器を移動させたり、又はコンソール内に配置してもよく、この場合、並進、回転、旋回又は往復力がコネクター部材を介して可動部材へ伝達される。同様に、画像化部材の或る部分又は全体を光学プローブ及びコンソールのいずれかに配置させることができる。
【０２２６】
他の例では、コンソールは少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を有していてもよい。光学プローブの可動部材は、コンソールの波動源から電磁波を受理し、これを媒体の標的区域へ伝達させたり、標的区域からの電磁波を検出し、これをコンソールの検波器へ向けて伝達するだけの程度の最小の器具を含むに過ぎない。一つの典型例において、可動部材は、走査面に２つの孔を画成しても良い。第１の光ファイバーが波動源と第１の孔との間に配置され、第２の光ファイバーが検波器と第２の孔との間に配置される。この第１の孔と、第２の孔とを媒体との適当な光学的結合を形成するようにアレンジすることにより，標的区域をコンソールに配置された波動源及び検波器により、又はコネクター部材の光路を介して間接的に走査することができる。上記例と同様に、電力を光学プローブへ、それ自身の内部電力機構により、又はコンソールの外部又は主電力機構からコネクター部材を介して電力を供給することができる。アクチュエータ部材は光学プローブ内に配置し、第１及び第２の孔の少なくとも１つを標的区域の異なる領域上に、又は、生理学的媒体の異なる標的区域上に移動させてもよい。その他、アクチュエータ部材はコンソール内に配置し、それにより発生された並進、回転、旋回又は往復力をコネクター部材を介して機械的に可動部材へ伝達させてもよい。同様に、画像化部材を光学プローブ及びコンソールのいずれかに配置させてもよい。
【０２２７】
［任意のユーザー用スクリーン］
上記例において、任意のスクリーンを光学プローブに設け、オペレータが生の画像(例えば、検波器により発生された出力信号などのシステム変数の分布パターンの画像)、処理画像(例えば、生の画像を処理することにより得られる関数又は解答の分布パターンの画像)、及び/又は最終画像(例えば、発色団の特性及びその分布の画像)を見ることができるようにする。その他、画像化部材がコンソールに配置された場合、光学プローブはデータ伝達ユニットを含むことができ、それによりデータを画像化部材へ実時間ベース、間欠ベース又は周期ベースで伝達させることができる。光学プローブは更に、種々の信号を一時的に、又は恒久的に保存するためのメモリーユニット又は記憶部材を有するものであってもよい。
【０２２８】
［上記変形例の利点］
本発明のこの形態の上記例は従来の技術を超えた種々の利益を提供し得る。まず、嵩さ又は重量の大きい構成部材、例えば電力源、波動発生装置(ランプ、レーザー源又は駆動装置など)、光検出器、検出器駆動装置及び/又は回路基板などはコンソール内に配置することができ、必須部材 (例えば、光窓及び光ファイバー)は携帯用プローブ内に配置させる。従って、可動部材はコンパクトなサイズで、軽量にすることができる。第２に、上記光学プローブが構成部材が少なくて済むから、部材の変動による内在的誤差も抑制することができる。第３に、上記光学プローブは、継続的又は周期的モニタリング及び患者の標的区域の発色団の特性の画像化のため、患者が装着し得る半携帯製品として構築することができる。
【０２２９】
［携帯用プローブの使用］
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは少なくとも１つの携帯用プローブと、コンソール（本体）とを備えている。この携帯用プローブは、少なくとも１つの可動部材とアクチュエータ部材とを具備してなり、これら部材の構成は上述のものと同一ないし同様のものでよい。例えば、可動部材は少なくとも１つの前記波動源及び検波器を有する。アクチュエータ部材は、少なくとも１つの曲線方向に沿う可動部材の少なくとも１つの動きを発生させる。コンソールは一般に、画像化部材の少なくとも１部を含むようアレンジされる。
【０２３０】
１例として、上記の携帯用プローブ及びコンソールは、上記通信をその間に実行するためのコネクター部材を介して互いに操作自在に接続されている。１例として、携帯用プローブはコンソールから着脱自在の別製品として提供される。この携帯用プローブは好ましくは、少なくとも１つの波動源、少なくとも１つの検波器、ミニチュアモータアセンブリーのようなクチュエータ部材、及び電力を上記の携帯用プローブの構成部材に供給する内部電力機構を具備してなる。更に、この携帯用プローブは、データ保存ユニット又はデータ伝達ユニットを有し、データが一時的に保存され、又は遠隔操作的にンソールに向けて伝達されるようになっている。この携帯用プローブは別の画像化部材を設け、二次元又は三次元の生の画像、処理画像又は標的区域内の発色団又はその特性を示す最終画像を発生するようにしてもよい。内部電力機構は充電可能で、携帯用プローブの操作が所定時間継続されるようにすることが好ましい。この例の主な利点は、種々の標的区域の定常的又は周期的モニタリング及び/又は画像化を目的として、この携帯用プローブを患者が装着することができ、或いは患者の中に移植することができるということである。
【０２３１】
［波動源・検波器の直線状配列］
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは少なくとも２つの波動源と、少なくとも２つの検波器を具備し、これらが波動源及び検波器を貫通する線に沿って実質的に直線状に配置されている。
波動源及び検波器を直線状に配置することにより、一般に走査ユニットはその線に沿って長くなり，長く，標的区域よりも狭い走査領域を有することになる。クチュエータ部材を介して、波動源及び/又は検波器の上記動きを発生させることにより、本発明の光学的画像化システムは、より小さい走査ユニットを用いて標的区域全体を走査することができる。
【０２３２】
［直線状配列の利点］
本発明の上記形態は、多くの付加的利益を提供する。従来の光学的画像化システムは一般には、標的区域をカバーするよう単一で、大きいプローブに依存するものであった。従って、従来の光学的画像化システムはその走査表面に多数の波動源及び検波器を配置させる必要があった。多数の波動源及び検波器を組み込むことにより、従来技術では種々の欠点が生じることになる。すなわち、そのようなプローブは、嵩及び重量が一般に大きくなる。すなわち、プローブを標的区域の曲面と適合するようアレンジさせない限り、幾つかの波動源及び/又は検波器は起伏のある標的区域との工学的結合が乏しいものとなる。仮にこのプローブに適合面を形成させたとしても、そのような標的‐特異的プローブは利用が制限される。更に、得られる出力信号及び最終画像は、センサー間の内在的部材変動に起因するノイズが可なり含まれるものとなるであろう。対照的に、本発明の光学的画像化システムは、一般にセンサーの数が少ない走査ユニットを有し，その多く又は全てが走査ユニットの長手方向軸に沿って整列されている。従って、狭いセンサーストリップとして形成された走査ユニットは標的の起伏により容易に適合し得るものとなる。クチュエータ部材を用い、走査ユニットが標的区域の異なる領域へ並進ないし回転移動するようにしたから、上記光学的画像化システムは、非常に小さい走査ユニットを用いて全走査領域を走査することができ、同時に標的区域とのすぐれた定常的光結合を維持することができる。更に、上記光学的画像化システムは必要とする波動源及び検波器の数が少なくて済むから、製造コストが軽減され、内在的部材変動に起因するノイズも抑制することができる。
【０２３３】
［走査ユニットの例］
上述のように、クチュエータ部材が走査ユニットの動きを発生させ、走査ユニットの走査領域よりも実質的に大きい媒体の標的区域をカバーするようになっている。以下の図は可動部材に種々の動きを発生させるようにしたクチュエータ部材の典型的配置を説明している。なお、説明の便宜上、図５に示した具体例が、図５２−５８の走査ユニットの例として選択された。
【０２３４】
図５２は、本発明に従って直線状移動可能に配列された図５の走査ユニットの模式図である。上述のように，可動部材１２０は２つの波動源１２２と、該波動源１２２間に介在する４つの等間隔離間の検波器１２４とを有する。好ましい例において、これら波動源１２２及び検波器１２４は同じものとなっている。すなわち、走査ユニット１２５は実質的に長尺のもので、その長手軸に沿って延びている。静止本体１１０は好ましくは、媒体の所望の標的区域より若干大きいサイズのものであって、それにより本体１１０はこの標的区域全体をカバーすることができる。この例において、本体１１０は長方形(又は正方形)をなし、走査ユニット１２５を所定位置に収納させ(すなわち、走査ユニット１２５長さ又は高さと適合する)、かつ、動きを可能にするものである。クチュエータ部材１３０、例えばステッパーモータ・アセンブリー、は直線路に沿って走査ユニット１２５を直線的に移動させる。この直線路は長方形(又は正方形) 本体１１０の上下辺と実質的に平行となっている。なお、本体１１０の少なくとも１部は、デッドエリア又はブラインドスポットであり、走査ユニット１２５が信頼性を有する測定をし得ない部分である。このデッドエリアは、通常、本体１１０の角部又はエッジ部に隣接する部分に限られている。このデッドエリアのサイズ(又は幅)は例えば本体１１０のエッジ部と波動源１２２との間の距離に依存する。このデッドエリアは、本体１１０の貴重な場所を浪費させるものであるから、本体１１０の形状を走査ユニット１２５のサイズ、形状、並びに走査ユニット１２５の移動曲線路に適合させて小さくすることが好ましい。
【０２３５】
走査ユニットの精密な動きを発生させるため、静止本体１１０に１以上のガイドトラック１６０、つまり、線状通路を画成するものを設けてもよい。ガイドトラック１６０は本体１１０のハウジング内に配置させ、ガイドトラック１６０の存在が標的区域の異なる領域を横切る走査ユニット１２５の動きを邪魔しないようにする。その他、静止本体１１０にバリア１７０をそのエッジ部に沿って設け、走査ユニット１２５の動きがこのバリア１７０により決められた領域内に限定され、このバリア１７０を越える走査ユニット１２５の配置及び動きが防止されるようにしてもよい。
【０２３６】
アクチュエータ部材は走査ユニットを所定の並進速度で直線的に移動させる。その他、アクチュエータ部材に制御機構を設けて、ユーザー(医師)が可動部材(又は走査ユニット)を操作し、適当な速度で所望のガイドトラックに沿って移動させたり、走査ユニットの異なる曲線路に沿う異なる動きの間の休止を生じさせたりしてもよい。なお、他の要因が同一と仮定して、走査ユニットの速度は一般に発色団の特性の推定値の正確性に悪影響を与え，最終画像の解像度にも悪影響を与えることを理解されたい。従って、アクチュエータ部材は、オペレータが走査ユニットの最適速度を選択し得るようアレンジする。なお、最適速度は、幾つかのファクターに基づいて決定されるが、そのファクターとして、走査ユニット又は可動部材の形状、最終画像の所望とする解像度、光学的画像化システムの各構成部材の周波数応答性、媒体の光特性、標的区域のサイズなどを挙げることができるが，これらに限定されない。
【０２３７】
図１を参照すると、操作において、可動部材１２０が、一般に本体１１０の1側近傍、例えばその底部１１４又はハウジング１１２の1側である開始位置に配置される。光学的画像化システム１００の本体１１０は媒体上に配置され可動部材１２０の走査ユニット１２５が標的区域の第1の領域に配置され、光学的結合が形成される。波動源１２２と検波器１２４が駆動され、電磁波が標的区域に向けて照射され、ついでそこから検出される。アクチュエータ部材１３０が駆動され可動部材１２０をハウジング１１２の底部１１４から実質的に直線状にハウジング１１２の頂部１１６に向けて上方向、すなわち、可動部材１２０の長手方向軸１２７に対し垂直な方向に並進させる。この上方向直線状並進の間、走査ユニット１２５は標的区域の各領域を走査し、検波器１２４は、その標的区域の各領域の発色団又はその特性の光学特性、空間的又は時間的分布を表す出力信号を発生させる。一旦、可動部材１２０が本体１１０の頂部１１６に到達すると、アクチュエータ部材１３０により可動部材１２０がその開始位置(すなわち、底部１１４)へ同じ経路を反対方向に沿って戻される。この下方向直線状並進の間、走査ユニット１２５は再び同一の標的区域の同様又は異なる領域上を通過し、検波器１２４が出力信号を発生させる。上記走査工程は可動部材１２０が標的区域を横切る上記往復動を完了したときに終了する。
【０２３８】
図３４を参照すると、本体１１０はハウジング１１２の全長を横切って延びる直線状ガイドトラック１１８を有する。可動部材１２０はこのガイドトラック１１８上に移動自在に配置され、可動部材１２０の直線状移動の間、それにより案内される。なお、このガイドトラック１１８はハウジング１１２の内側に配置され、従って、このガイドトラック１１８の存在が走査ユニット１２５の標的区域の異なる領域を横切る移動において邪魔になることはない。例えば、ステップモータアセンブリーからなるアクチュエータ部材１３０ハ、長方形の本体１１０の上面１１６及び底面１１４と実質的に平行な直線路に沿う走査ユニット１２５の直線的並進を発生させる。なお、本体１１０の少なくとも１部はデッドエリア又はブラインドスポットであり得るもので、そこは走査ユニット１２５が信頼性を有する測定をし得ない部分である。このデッドエリアは、通常、本体１１０の角部及び/又はエッジ部に隣接する部分に限られている。このデッドエリアのサイズは例えば本体１１０のエッジ部又は角部と波動源１２２又は検波器１２４との間の距離に依存する。このデッドエリアは、本体１１０の貴重な場所を浪費させるものであるから、本体１１０の形状を走査ユニット１２５のサイズ、形状、並びに走査ユニット１２５の移動曲線路に適合させて小さくすることが好ましい。
【０２３９】
図５２に示すように、操作に際し、可動部材１２０が媒体の所望の標的区域上に配置され、走査ユニット１２５が長方形の標的区域の１側に通常隣接する標的区域の第１の領域に配置され、波動源１２２及び検波器１２４が標的区域の第１の領域と光学的結合を形成するようにする。ついで、アクチュエータ部材１３０の駆動により走査ユニット１２５をこの第１の領域から、長方形の標的区域の隣接する側又は反対側である標的区域の第２の領域へ直線的に並進させる。この走査ユニット１２５の直線的並進の間において、検波器１２４が出力信号を継続的に発生するように、この並進の間、波動源１２２及び検波器１２４がその媒体との光学的結合を維持するよう操作される。画像化部材はこの出力信号並びに他の信号であってシステム変数又はパラメータ(例えば、光密度信号、解答信号、分布信号、画像信号など)を表す信号を受理、採取する。画像化部材は、この出力信号からの高周波ノイズを取り除き、走査ユニット１２５によって得られた測定素子の１つのセット（図４Ｂないし図６Ｄとの関連で以下に説明する“ボクセル”と呼ばれるもの）についての発色団の特性の一連の代表値を判定する。走査ユニット１２５が一旦、標的区域の反対側に到達したとき、走査ユニット１２５は標的区域の第２の領域から、出発点の第１の領域へ戻るよう並進する。画像化部材は、この第２の動きの間において、ボクセルの同一又は異なるセットについての発色団の特性の他の一連の代表値を判定する。最終画像の要求される解像度に応じて、この並進は所定時間又は所定回数を以って繰り返すことができる。この走査プロセスの終了後、画像化部材は上記代表値の複数連を再組織化し、発色団の特性の二次元の空間的分布を提供し、標的区域についての空間的分布の最終画像を発生させる。
【０２４０】
図５３は、図５の走査ユニットにより得られた画像の模式図であり、本発明に従って走査ユニットを標的区域を横切って直線的に並進させて得られたものである。この図から明らかなように、全標的区域は、素子の組、すなわちボクセルに分割され、この場合、各長尺のボクセル１５１が標的区域の実質的な高さ又は全体の高さを通してボクセル軸１５３に沿って延びている。このボクセル１５１は、可動部材１２０の曲線路と実質的に平行なボクセル方向に連続的に配列されいる。なお、a， b， c， hとして表されているボクセル１５１は標的区域の均質な領域(すなわち、異常のない領域)をカバーしており、ｄ， e， f， gとして表されているボクセル１５１はそこの異常性を表している。
【０２４１】
各ボクセル１５１は、媒体の標的区域の小さな領域を表し、この領域において、画像化部材が検波器１２４からの出力信号を採取し、対応するボクセルを画成し波動源及び検波器に適用された波動方程式を解くことにより発色団の特性の代表値(以下、ボクセル値と呼ぶもの)を判定する。例えば、前記の式（１）、（２）及び/又は（６）を適用し、各ボクセルについて空間的に平均化されたヘモグロビン及び/又は酸素飽和度の濃度の絶対値又は相対値が計算される。すなわち、画像化モジュールは、各ボクセル１５１について検波器１２４により発信された出力信号を空間的にグループ化し、各ボクセル１５１の発色団の特性の空間的平均値を計算する。なお、面積平均ボクセル値は、検波器１２４が標的区域全体を通して媒体の実質的に同一の深さをカバーする感度域を有するものである限り、体積平均ボクセル値と実質的に同様ないし同一とすることができる。
【０２４２】
各ボクセル１５１は一般に全標的区域を通して同一のボクセル高さを有する。例えば、走査ユニット１２５が直線路(又は、所定の半径の回転中心の周りを回転する)に沿って移動するとき、ボクセル高さは、可動部材１２０の曲線路と直交する方向に沿って測定される走査ユニット１２５の有効高さに相当する。しかし、走査ユニット１２５を曲線路又は２以上の異なる直線路に沿って移動させることにより、ボクセル１５１は種々の高さを有することができる。しかし、ボクセル１５１が全標的区域を通して同一の高さを有し、それによりデータ取得手法及びデータ処理手法が、より簡単な電気回路及び/又はアルゴリズムによって行われるようにすることが好ましい。
【０２４３】
走査ユニット１２５が、その長手方向軸１２７に対し直交する経路に沿って移動するとき、走査ユニット１２５は最大の走査高さを提供することができる。この場合、ボクセル高さは実質的に走査ユニット１２５の高さと同一であり、更に、ボクセル軸１５３は走査ユニット１２５の長手方向軸１２７と実質的に平行となる。更に、ボクセル１５１は走査ユニット１２５の移動の間、走査ユニット１２５によって逐次配列されるから、多重ボクセル１５１が可動部材１２０の曲線路に沿って並んで連続的に配列されることになる。
【０２４４】
ボクセル１５１の物理的形状により決定されるボクセル高さ及びボクセル軸とは対照的に、ボクセル幅はボクセル１５１の特徴的寸法を構成する。従って、ボクセル幅は種々の基準、例えば、限定されるものでないが、最終画像の解像度、光学的画像化システム１００の種々の部分の機械的及び電気的特性などに従って取り扱うことができる。なお、ボクセル幅は最終画像の解像度の直接的標識であってもよい。なぜならば、画像化部材は各ボクセル１５１についての発色団の特性の代表値を判定し、それに基づいて最終画像を発生するように配置されているからである。例えば、高解像度画像化モードにおいて、画像化部材は、可動部材１２０の曲線路に沿う全ての所定の距離で上記の空間的平均ボクセル値を夫々計算する。この距離は、例えばデータ取得ユニットのサンプリング速度を増大させることにより、走査ユニット１２５の幅よりも小さくなるように操作することもできる。従って、走査ユニット１２５の各走査面積は２又はそれ以上のボクセル１５１を含むものであってもよい。反対に、低解像度画像化モードにおいて、画像化部材は、可動部材１２０の曲線路に沿って、より大きい距離で上記の空間的平均ボクセル値を夫々判定するよう配列されている。従って、各操作面積はボクセル１２５の僅か１部分であってもよく、又は、反対に、各ボクセル１５１が走査ユニット１２５の１又はそれ以上の走査領域を包含するのに十分な幅を有するものとしてもよい。
【０２４５】
なお、ボクセル１５１の幾何学的形状は、走査ユニット、アクチュエータ部材、及び/又は画像化部材の強調操作により決定される。従って、ボクセルの形状、特にボクセル１５１の特徴的寸法は、走査ユニット、アクチュエータ部材及び画像化部材のいずれかの操作特性を調整することにより操作することができる。例えば、走査ユニットの波動源及び検波器の所望数を選択することにより、更に、所定の幾何学的配列に基づいてこれらを配置させることにより、ボクセルの夫々又は全てが所定の形状及びサイズを有するようにアレンジすることができる。アクチュエータ部材は走査ユニットの速度及び曲線路の起伏を変化させるよう調整することができ、それらの結果、ボクセルが種々のサイズ及び/又は配向を有することになる。画像化部材も、出力信号を固定、変動又は順応させたサンプリング速度で受理し、サンプリングするよう調整することができる。画像化部材は、更に、波動源及び検波器を種々の形状にグループ化することにより、これらセンサーの多重走査ユニットを画成するよう操作することができる。すなわち、最適な形状、サイズを有するボクセルを発生させたり、所定の経路に沿ってボクセルを配列させるために、走査ユニット、アクチュエータ部材及び画像化部材を操作、同期させることは当業者にとって単なる選択の問題である。
【０２４６】
図５４は、図５の検波器により発信された出力信号の二次元的空間分布の１例を示し、これは本発明に従って検波器を標的区域を横切って直線的に並進させて得られたものである。本図において、縦軸は検波器１２４から発生した出力信号の強度又は振幅を表し、横軸は直線的並進路に沿う走査ユニット１２５の位置、又は走査ユニット１２５の移動距離を表すものである。この例の出力信号１５０の二次元的分布から、標的区域が夫々異なる光学特性を表す少なくとも２つの異なった部分を含んでもよいことが分かる。第１の部分１５２において、出力信号１５０は実質的に平坦であり実質的に同一の信号強度を維持している。この部分１５２は一般に、図５３の標的区域の領域a， b， c， hに相当し、走査ユニット１２５の出発及び終点位置を表している。対照的に、これら領域a， b， c， hの間に介在する第２の部分１５４において、出力信号１５０は比較的曲げられていて、強度がより小さくなり、これは標的区域に沿う位置に従って変化している。このことは、標的区域の第２の部分１５４に腫瘍のような異常が存在することを示唆している。後述のように、出力信号１５０のこのような第１の部分１５２及び２の部分１５４の識別は，出力信号１５０のベースラインを計算するための、更に、光学的画像化システムのためのこのような出力信号１５０の自己校正のためのベースとなる。なお、出力信号１５０の第２の曲線部分１５４は、仮に出力信号１５０が逆の極性を有する場合、或いは異常が種々の発達段階において異なる光学特性を有する場合は、第１の平坦部分１５２よりも大きい強度を有するものであってもよい。
【０２４７】
図３４と同様に、波動源１２２及び検波器１２４はついで標的区域の同一の領域の出発点へ、又は標的区域の隣接する異なる領域へ移動され、これに電磁波を照射することにより、更にそこからの電磁波を検出することにより、更に出力信号の他のセットを発生することにより該領域を走査する。この走査プロセスを完了したのち、画像化部材により出力信号から高周波ノイズを除去し、ボクセルを再編成して発色団の特性の二次元又は三次元空間的又は時間的分布を提供し、標的区域の少なくとも実質的な部分についての空間的及び/又は時間的分布の画像を発生させる。異なるセットのボクセルが異なるボクセル方向に形成されたとき、画像化部材はこれらボクセルの交差部又は重複部として定義されるクロス‐ボクセルを構築することができる。
【０２４８】
可動部材が前方への直線的並進のみ又は往復動を行うか否かに関係なく、画像化部材は画像ドメインにクロス‐ボクセルを発生させることができる。例えば、直線的並進の間、画像化部材は測定部位のそれぞれにおいてＸ軸に沿って一連の垂直ボクセルを逐次画成することができる。これは、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ４−Ｓ２及びＳ１−Ｄ２−Ｄ３−Ｓ２からなる走査ユニットにより発生する出力信号を利用することに行われる。この直線的並進が完了したのち、画像化部材は更に、一連の補助的水平ボクセルを逐次、Ｙ軸に沿って画成することができる。言いかえらば、標的区域がこの並進の間において定常状態にあると仮定することにより、可動部材は波動源及び検波器を再グループ化し補助的走査ユニットを形成することができる。例えば、位置Ａ及びＤにある波動源Ｓ１が、位置Ｂ及びＣにある検波器Ｄ１とグループ化され、それによりＳ１（Ａにある）−Ｄ１（Ｂにある）−Ｄ１（Ｃにある）−Ｓ１（Ｄにある）から成る走査ユニットが形成される。更に、他の補助的走査ユニットも画成される。例えば、Ｓ１（Ａにある）−Ｄ２（Ｂにある）−Ｄ２（Ｃにある）−Ｓ１（Ｄにある）；Ｓ１（Ａにある）−Ｄ２（Ｂにある）−Ｄ３（Ｃにある）−Ｓ２（Ｄにある）；Ｓ１（Ａにある）−Ｄ１（Ｂにある）−Ｄ３（Ｃにある）−Ｓ２（Ｄにある）；Ｄ４（Ａにある）−Ｓ２（Ｂにある）−Ｓ２（Ｃにある）−Ｄ４（Ｄにある）などである。なお、これらの補助的走査ユニットは全て、上記の‘972出願に記載されている対称要件を満している。このような対称が要求されない場合は、画像化部材は更に、非対称走査ユニット、例えば、Ｓ１（Ａにある）−Ｄ１（Ｂにある）−Ｄ１（Ｃにある）−Ｓ２（Ｄにある）などを画成することができる。
【０２４９】
一旦、上記水平及び垂直ボクセルが画像ドメイン中に画成されたとき、画像化部材は更に、水平ボクセルと交差する垂直ボクセルを識別することによりクロス‐ボクセルを画成することができる。画像化部材は更に、交差する垂直ボクセルと水平ボクセルのボクセル値からクロス‐ボクセル値を計算することができる。ボクセル及びクロス‐ボクセル、更にそれらの値に関する詳細については、本願と同一出願人による継続中の米国特許出願でシリアル番号（N/A），“Optical Imaging System for Direct Image Construction”;同じく継続中の他の米国特許出願でシリアル番号（N/A），“Optical Imaging System with Symmetric Optical Probe”（2001年2月5日出願）にも記載されており、この両者の内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。なお、このクロス‐ボクセルは、走査ユニット又は可動部材をすくなくとも２つの非平行曲線路に沿って移動させることによっても画成することができる。例えば、図３４に示す例において、アクチュエータ部材は走査ユニットをＸ方向に直線状に並進させている。画像化部材により一連の垂直ボクセルが逐次、Ｘ方向に沿って画成された後、アクチュエータ部材が可動部材を所定角度、例えば９０度、時計方向に回転させ、走査ユニット又は可動部材を上に向けて直線的に並進させる。ついで、この画像化部材により一連の水平ボクセルが逐次、Ｙ軸に沿ってされる。標的区域内にこれら垂直及び水平ボクセルの交差領域を識別することにより、この画像化部材によって画像ドメインにクロス‐ボクセルが構築される。つ
【０２５０】
［回転並進］
図５５は、本発明に従って走査ユニットを回転又は旋回のために配置させた図５の走査ユニットの模式図である。アクチュエータ部材が走査ユニット１２５を所定の中心位置、例えば中点１２９の周りを回転させるように配置されている。従って、この走査ユニット１２５の回転又は旋回が、走査ユニット１２５の半分の長さの半分に実質的に相当する半径を有する円弧状又は円形走査領域をカバーするようになっている。本体１１０は、走査ユニット１２５により画成される走査領域の形状、サイズと適合し、かつ、デッドエリアが小さくするように円弧状又は円形に形成され、かつ、そのような寸法となっている。
【０２５１】
アクチュエータ部材は走査ユニットの回転、旋回の異なる形を発生するようにアレンジすることもできる。例えば、アクチュエータ部材は、走査ユニットの一端部近傍を回転中心とするように走査ユニットを回転させてもよい。走査ユニットの回転、旋回により、走査ユニットの半分の長さよりも大きい直径、又は走査ユニットの長さの２倍の直径を有する円弧状又は円形走査領域を生じさせる。その他、アクチュエータ部材を、２又はそれ以上の動きを発生させるようアレンジし、異なる半径及び/又は異なる回転中心を有する円弧状又は円形走査領域の組合せからなる走査領域を走査ユニットが画成するようにしてもよい。更に、アクチュエータ部材が、上述のような円弧状又は円形動作が直線状並進と組み合わされるよう走査ユニットを操作させるようにしてもよい。上述のような走査領域を与えようとする場合に、任意のコントローラを用い、多重の所定の曲線路に沿うアクチュエータ部材の動きを細かく制御するようにしてもよい。
【０２５２】
［走査ユニットの多重動作］
上述のように、アクチュエータ部材は、少なくとも２つの異なる可動部材の動きを、少なくとも２つの異なる曲線路及び/又は少なくとも２つの異なる曲線方向に沿って生じさせるものでもよい。このような動きを、その間の予め選択された幾何学的配置を満足すように仕立てることもできる。例えば、１曲線路(又は曲線方向)の少なくとも１部分が、他の曲線路(又は曲線方向)の少なくとも１部分を実質的に横断するものであってもよい。このような曲線路は、デカルト座標系、円柱座標系、球形座標系などの直交軸で例示されるような、互いに直交するものであってもよい。特に、標的区域が実質的に多角形の場合、アクチュエータ部材により、可動部材の動き又は変位が、標的区域の第１の側から第２の反対側に向う第１の曲線路に沿い、第２の側から第３の側に向う第２の曲線路に沿い、更に第３の側から第１又は多角形標的区域の他の側に向う第３の曲線路に沿ってなされるようしてもよい。
【０２５３】
図５６Ａないし５６Ｃ及び５７に示す具体例において、アクチュエータ部材は走査ユニットの多重動作が生じるようにアレンジされている。すなわち、走査ユニットのデカルト座標系のＸ軸に沿う直線状並進(可動部材と共に)、９０度の時計回りの回転、更にその後のＹ軸に沿う他の直線状並進である。図５６Ａ、５６Ｂ、５６Ｃは図５に示す走査ユニットを本発明に従って、それぞれＸ方向並進、９０度回転及びＹ方向並進させた場合の模式図である。図５６Ａないし５６Ｃの具体例を組み込んだ光学的画像化システムは図５２Ａのものと実質的に同一であるが、アクチュエータ部材が可動部材１２０を本体１１０の回転とは独立して移動させる点(例えば、その直線状並進)で異なる。
【０２５４】
操作に際し、アクチュエータ部材が駆動され、本体１１０をその第１の形態に位置させる。本体１１０は媒体上に置かれ、標的区域の少なくとも実質的部分をカバーし、可動部材１２０(走査ユニット１２５と共に)は、長方形標的区域の１垂直辺に隣接する標的区域の第１の領域に配置される。波動源１２２及び検波器１２４は標的区域の第１の領域と光結合を形成するように注意深く位置決めされ、それにより波動源１２２が電磁波をこの標的区域の第１の領域に効果的に照射し、検波器１２４がこの第１の領域から出力信号を発生し得るようにしている。
【０２５５】
図５６Ａにおいて、アクチュエータ部材(図示しない)は、可動部材１２０を標的区域の第１の領域から離れ、Ｘ軸(Ｘ−並進)に沿って反対の第２の領域に向けて直線的に並進させるようにしている。波動源１２２及び検波器１２４は媒体との光結合が維持されるよう操作され、それにより、検波器１２４は、このＸ−並進の間において発色団の特性の空間的分布を表す出力信号を発生することができる。走査ユニット１２５を適当に操作し、アクチュエータ部材と同期させることにより、画像化部材(図示しない)は所定の速度で出力信号を採取することができる。従って、垂直に延びたボクセル１６１の１セットが走査ユニット１２５の曲線路に沿って逐次画成される。走査ユニット１２５の長手方向軸１２７がＹ軸に沿って延びているため、ボクセル１６１もＹ軸に沿って延び(すなわち、Ｙ軸延出ボクセル)、走査ユニット１２５と実質的に同一の高さを有すると共に所定の幅(これはＸ−並進の速度及び画像化部材のデータ取得ユニットのサンプリング速度により決定される)を有するものとなる。更に、走査ユニット１２５の直線的並進路がＸ軸と平行であるため、Ｙ軸延出ボクセルはＸ軸に沿って連続的に配列される。Ｙ軸延出ボクセルの夫々における空間的平均化信号に基づいて波動方程式を解くことにより、画像化部材が各Ｙ軸延出ボクセルについてボクセル値を計算する。
【０２５６】
一旦、可動部材１２０が標的区域の反対側の垂直辺又はその近傍に到達すると、アクチュエータ部材が、図５６Ｂに示すように、本体１１０をその中心を回転中心として９０度、時計方向に回転させることにより本体１１０がその第２の形態に変位される。この本体１１０の９０度回転により、可動部材１２０(走査ユニット１２５と共に)が長方形標的区域の上面に、又は上面に沿って変位される。画像化部材は、本体１１０及び/又はアクチュエータ部材と同期して駆動され、この本体１１０の回転の間において出力信号のサンプリングを行わない。
【０２５７】
図５６Ｃにおいて、アクチュエータ部材は、可動部材１２０(走査ユニット１２５と共に)を標的区域の上面から、Ｙ軸(Ｙ−並進)に沿って反対の底面に向けて直線的に並進させるようにしている。このＹ−並進の間において、波動源１２２及び検波器１２４も媒体との光結合が維持されるよう操作され、それにより、画像化部材が検波器１２４からの出力信号を所定の速度でサンプリングすることになる。従って、水平方向延出ボクセル１６３の他のセットが走査ユニット１２５の曲線路に沿って逐次画成される。走査ユニット１２５の長手方向軸１２７がＸ軸に沿って延びているため、１セットの水平方向延出ボクセル１６３がＸ軸に沿って形成される(すなわち、Ｘ軸延出ボクセル)。更に、走査ユニット１２５の直線的並進路がＹ軸と平行であるため、Ｘ軸延出ボクセルはＹ軸に沿って連続的に並んで配列される。Ｘ軸延出ボクセルの夫々における空間的平均化信号に基づいて波動方程式を解くことにより、画像化部材が各Ｘ軸延出ボクセルについてボクセル値を計算する。
【０２５８】
一旦、可動部材１２０(及び走査ユニット１２５)が標的区域の反対側に到達すると、この走査プロセスは終了することになる。ついで、画像化部材は、Ｙ軸延出ボクセル１６１と、Ｘ軸延出ボクセル１６３との間の重複又は交差領域を同定することにより１セットのクロス‐ボクセル１６５を画成し、各クロス‐ボクセル１６５で交差するＹ軸延出ボクセル１６１−Ｘ軸延出ボクセル１６３の各対についてのボクセル値から直接、クロス‐ボクセル１６５の一連のクロス‐ボクセル値を計算する。このクロス‐ボクセル値に基づいて、画像化部材は標的区域の少なくとも実質的部分について、発色団の特性の二次元又は三次元空間的分布の画像を生成させる。
【０２５９】
図５７は、本発明に従って図５の走査ユニットを標的区域を横切って、順次、Ｘ軸並進、回転及びＹ軸並進させることにより得られた画像の模式図である。上述のように、画像化部材は、互いに交差しクロス‐ボクセル１６５を画成する２つのボクセル１６１，１６３の直交セットを画成する。この場合、各クロス‐ボクセル１６５はＹ軸延出ボクセル１６１及びＸ軸延出ボクセル１６３よりも実質的に小さいため、発色団の特性の絶対値の空間的及び/又は時間的分布の高解像度の画像を発生させることができる。
【０２６０】
一般に、ボクセル１６１，１６３の特徴的寸法、例えば垂直方向Ｙ軸延出ボクセル１６１の幅及び/又は水平方向Ｘ軸延出ボクセル１６３の高さは、出力信号のサンプリング速度などを制御することによりＸ軸並進及びＹ軸並進の速度を操作することにより調整することができる。したがって、Ｘ軸並進及びＹ軸並進の間、同一の並進速度を維持することにより、クロス‐ボクセル１６５の幅及び高さが同一になり、正方形のクロス‐ボクセルが生じることになる。若しくは、Ｘ軸並進及びＹ軸並進の間、異なる速度を採用することにより、及び/又はこの速度を時間的に変化させることにより、クロス‐ボクセル１６１は異なる寸法の長方形を有する物となる。これにより、画像の解像度を手動的に又は順応的に制御することができる。例えば、直線的並進(又は他の動き)の速度を減少させて、より小さな長方形又は正方形クロス‐ボクセルを得て、そこから、画像化部材が正確性及び解像度に優れた最終画像を提供するようにしてもよい。この特徴的寸法は画像化部材による出力信号のサンプリング速度を操作することにより同様に調整することができる。
【０２６１】
標的区域上の可動部材の多重動作を得るために，種々の態様を採用することができる。例えば、可動部材、走査ユニット及び/又はセンサーの異なる動きを生じさせるために、１又はそれ以上のアクチュエータ部材を使用することができる。例えば、特定の曲線路に沿って特異な動きを発生するように各アクチュエータ部材を操作することにより、及び/又は、可動部材が異なる曲線路の異なるガイドトラックに沿って案内されるように単一のアクチュエータ部材を操作することにより可動部材の多重動作を得ることができる。このような態様は可動部材の動きの微妙な制御を可能にするが、その代わり、より多くの部品、より多くの複雑な制御用アルゴリズムを必要とすることになる。その他、図５６Ａないし５６Ｃに示すように、光学的画像化システムは、アクチュエータ部材及び可動部材の双方を固定された可動本体を有するものであってもよい。この可動本体との関連で可動部材の動きが発生するようにすると共に、可動部材の動きに実質的に依存しない標的区域との関連で可動部材の他の動きが発生するようにアクチュエータ部材をアレンジすることにより、単一のアクチュエータ部材を用いて、多数の異なる曲線路に沿う異なる動きを可動部材に発生させることができる。更に、可動部材及び可動本体の動きを互いに同期させ、走査ユニットの所定の動きが標的区域の異なる領域上に形成されるようにしてもよい。
【０２６２】
［走査ユニット／可動部材の同時の異なる動作］
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは、可動部材(及び/又はその走査ユニット)の少なくとも２つの異なる動きを同時に発生させることにより、クロス‐ボクセルを直接生じさせるようにアレンジしたアクチュエータ部材を有するものでもよい。本発明のこの形態の例が図５８にしめされている。
図５８は、本発明に従って図５の走査ユニットを、Ｘ−Ｙ方向線状同時並進させるようにアレンジしたものの模式図。一般に、このような態様を組入れた光学的画像化システムは、図５２及び５６Ａのものと実質的に同一であるが、図５８のアクチュエータ部材(図示しない)が、可動部材１２０の直線的並進がＸ軸に沿ってなされると共にその往復動がＹ軸に沿って同時になされるようアレンジされている点で異なる。
【０２６３】
操作に際し、静止(又は可動)本体１１０が媒体の標的区域上に配置され、可動部材１２０が、その第１の領域に位置決めされる。波動源１２２及び検波器１２４もこの標的区域の第１の領域と適当な光結合が形成されるよう配置され、これらの駆動により電磁波がこの領域に対し照射され、この標的区域からの電磁波が検出されるようになっている。アクチュエータ部材は可動部材１２０をＸ軸に沿って並進させるとともに、可動部材１２０をＹ軸に沿っても往復動させる。したがって、可動部材１２０(走査ユニット１２５と共に)は実質的にシヌソイド様の経路に沿って標的区域を走査することができる。本発明の好ましい態様として、走査ユニット１２５で標的区域を走査させ、同時に、画像化部材により、所望の時間間隔及び/又は標的区域上の所定の部位における出力信号をサンプリングするようにしてもよい。なお、このシヌソイド様の経路の詳細な形状(すなわち、振幅、周波数、位相角など)はＸ軸並進並びにＹ軸往復動の速度により決定される。
【０２６４】
一旦、可動部材１２０が標的区域の反対側又はその近傍に到達したとき、オペレータは標的区域の走査を終了させ、本体１１０を更なる走査のため、媒体の次の標的区域へ手動で移動させることができる。若しくは、アクチュエータ部材又は補助的動作発生部材を用いて、本体１１０を次の標的区域へ機械的に並進及び/又は回転させてもよい。
【０２６５】
なお、出力信号の正確性は、同一標的区域に対し、同一の走査プロセスを繰り返すこと、あるいは異なる走査プロセスを行うことにより向上させることができる。例えば、可動部材１２０を，Ｙ軸往復動を伴った後方Ｘ軸並進を介して標的区域の出発点の第１領域へ戻してもよい。この場合、アクチュエータ部材は、可動部材１２０が反対方向を実質的にシヌソイド経路に沿って移動するようにアレンジすることができ、画像化部材は、この後方向の動きの間、同一又は同様のサンプリング速度で、同一又は同様の測定位置での出力信号をサンプリングするようアレンジすることができる。各ボクセルでこの前方及び後方移動の間の多重出力信号を得ることにより、更に、この信号を平均化することにより、出力信号の信号対ノイズ比を著しく改善することができる。その他、アクチュエータ部材が異なるシヌソイド経路を発生するようにしたり、画像化部材が異なる位置及び/又は異なるサンプリング速度で出力信号をサンプリングするようにしてもよい。したがって、標的区域の各測定位置でこの前方及び後方移動の間にボクセルの少なくとも２つセットを画成することができる。更に、少なくとも１セットのクロス‐ボクセルを、異なる軸に沿って延びたボクセルの多重セットから発生させることができ、解像度の向上した最終画像を発生させることができる。更にその他、本体１１０を標的区域との関連で可動の部品としてアレンジすることによりボクセル及びクロス‐ボクセルの更なるセットを得ることができる。所望に応じて、可動部材がＹ軸往復動を行い、かつ、Ｘ軸に沿って、より遅い速度で移動し、又は所望の位置で止まるようにしてもよい。標的区域の高さ全体が走査ユニットにより走査されない限り、可動部材は正常のＸ軸並進を継続することはない。この態様は、小さく、かつ、短い可動部材を用いて標的区域全体を走査できるという利点を提供するものである。
【０２６６】
画像化部材による出力信号のサンプリングパターンを調整したり、操作することによりボクセル及びクロス‐ボクセルの多重セットを得ることができる。例えば、可動部材１２０の曲線路の特徴の如何を問わず、画像化部材をアクチュエータ部材と同期させ、それにより標的区域の所定の部位で画像化部材が出力信号をサンプリングできるようにする。従って、オペレータはアクチュエータ部材又は画像化部材を操作して出力信号のサンプリングモードを制御し、ボクセル及び/又はクロス‐ボクセルの形状を調整することができ、それにより最終画像の解像度を改善することができる。
【０２６７】
図５８の光学的画像化システムにより得られる主な利点は、このシステムが少ない数の波動源及び/又は検波器を必要とするに過ぎないことである。走査ユニットが好ましくは標的区域のものと実質的に同一の特徴的寸法(例えば、高さ又は半径)を有するものであるところの図５２ないし５６に示す態様とは対照的に、図５８の光学的画像化システムは、標的区域のものよりも実質的に小さい高さ及び/又は幅を有する走査ユニットを使用し、これを標的区域の全体を横切る少なくとも２方向に移動させ、標的区域の実質的部分を走査するものである。より短い走査ユニットを垂直方向に往復動させることにより、この走査ユニットは標的区域の全体の高さをカバーすることができる。更に、この走査ユニットを水平方向に並進させることにより、この走査ユニットは標的区域の全幅を走査することができる。このようにして、上記の光学的画像化システムは、単一波動源−単一検波器配置を採用することができ、これは標的区域のほんの僅かな部分の走査領域を有する走査ユニットを画定することになる。
【０２６８】
可動部材(及び/又は走査ユニット)の移動路の特徴は、それにより画成されるボクセルの形状及び/又はサイズを必ずしも決定付けるものではない。例えば、可動部材のシヌソイド経路は、可動部材のシヌソイド経路に沿って配列された曲がったボクセルを必ずしも生じさせるものではない。画像化部材がシヌソイド経路に沿って所定の時間間隔で出力信号を採取するとき、ボクセルは曲がった境界、種々の高さ及び幅を有する者となり、実質的にシヌソイド経路に沿って配列されるであろう。しかし、この画像化部材をアクチュエータ部材と同期させ、任意の位置で出力信号を採取する場合、得られるボクセルを操作して実質的に同一の高さ及び幅を有するようにし、これらを殆ど所望の方向に向けて配置させることができる。更に、可動部材のＹ成分速度(すなわち、Ｙ軸往復動速度)をＸ成分速度(すなわち、Ｘ軸往復動速度)よりも実質的に速くなるように維持した場合、得られるボクセルはほぼ長方形のものとなる。同じ理由から、画像化部材が、時間的ドメインにおける異なる時間間隔に相当するところの全ての水平及び垂直距離(すなわち、同一の空間間隔)で出力信号を採取するように、この画像化部材をアクチュエータ部材と同期させることにより、ボクセルを合同正方形となるように配列させることができる。
【０２６９】
アクチュエータ部材が２又はそれ以上の曲線路に沿って２又はそれ以上の異なる動きを生じるようにし、それにより画像化部材が２又はそれ以上の方向に沿うボクセル又は測定エレメントを画成するようにしてもよい。例えば、図５８の態様のものは、画像化部材がＸ軸に沿ってのみでなく、Ｙ軸に沿ってもボクセルを画成することができる。すなわち、画像化部材は直線状並進路に対し直交する方向に１セット以上のボクセルを画成することができる。Ｘ軸並びにＹ軸に沿う速度を操作することにより、更に、サンプリング位置又は間隔をその動きと同期させることにより、ボクセル及びクロス‐ボクセルの形状、サイズを容易に制御することができる。
【０２７０】
可動部材の２つの同時移動により得られるボクセルは、可動部材の２つの逐次的及び/又は非平行移動により得られる図５７のクロス‐ボクセルに凡そ相当する。これは、任意の曲線路に沿う可動部材の任意の動きについて一般化することができる。例えば、アクチュエータ部材は、可動部材を径方向に直線的に並進(往復動)させながら、可動部材を回転させることができる。このような配置は一般に、径方向に沿う１連の螺旋形の層を生じさせ、この場合、螺旋形の層の各折り返し部分には多数のアーチ型のボクセルが含まれる。このように、回転速度を径方向の並進速度より大きく維持することにより、この螺旋層は、各シェル（ｓｈｅｌｌ）が多数のアーチ型のボクセルを含む同心シェルに似たものとなる。このようなボクセルの詳細については、本願と同一出願人による継続中の米国特許出願，“Optical Imaging System for Direct Image Construction”;同じく継続中の他の米国特許出願，“Optical Imaging System with Symmetric Optical Probe”（双方とも2001年2月5日出願）にも記載されており、この両者の内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。
【０２７１】
静止及び可動波動源／検波器によるクロス‐ボクセルの生成：
本発明の更に他の形態として、光学的画像化システムは、少なくとも１つの可動波動源及び/又は検波器を光学的画像化システムの可動部材に組み込むことにより、更に、少なくとも１つの静止検波器及び/又は波動源を光学的画像化システムの静止部材に組み込むことにより、クロス‐ボクセルを直接発生させるようになっている。
【０２７２】
図５９は本発明に係わるそのような走査ユニットの例の上部断面図である。この場合、４つの波動源１２２の全てが静止本体１１０の両側に沿って配置され、他方、３つの検波器１２４の全てが可動部材１２０に与えられている。アクチュエータ部材(図示しない)は、標的区域のＸ軸に沿う走査ユニット１２５の直線状並進又は往復動を生じさせるようになっている。従って、波動源１２２は媒体の標的区域との関係で実質的に静止しており、検波器１２４は波動源１２２並びに標的区域との関係で可動になっている。波動源１２２及び検波器１２４は走査ユニットを画成し、この走査ユニットは可動部材１２０の直線状移動路に対し或る角度を以って延びていて、更にその形状(例えば、サイズ、形状、角度など)が可動部材１２０の動きの間に変化するようになっている。
【０２７３】
操作に際し、静止本体１１０及び可動部材１２０は標的区域の第１の領域に配置され、それにより波動源１２２は標的区域との静的光結合を形成し、他方、検波器１２４は標的区域の第１の領域にて移動自在に光結合を形成している。波動源１２２及び検波器１２４の駆動により、電磁波の照射と検出が行われる。アクチュエータ部材は可動部材１２０及びその検波器１２４を標的区域の１側から反対側へ、標的区域のＸ軸にほぼ相当する直線路に沿って移動させる。画像化部材(図示しない)のデータ取得又はサンプリング速度に応じて、可動部材１２０及びその検波器１２４の各対が、可動部材１２０の直線並進路(Ｘ軸)に対し種々の角度で長尺のボクセル１７１を形成する。検波器１２４は、各長尺ボクセル１７１の全領域又は全体積について空間的に平均化された代表的出力信号を発生する。画像化部材はこの出力信号を受理、サンプリングし、各長尺ボクセル１７１のボクセル値を判定する。画像化部材は更に、２又はそれ以上のボクセルの交差部を識別し、クロス‐ボクセル１７３をそこに発生させる。この交差ボクセルのボクセル値に基づいて、画像化部材はこのようなクロス‐ボクセルのそれぞれのクロス‐ボクセル値を計算する。可動部材１２０が標的区域の反対側又はその近傍に到達すると，走査プロセスが終了し、本体１１０は更なる走査のため、媒体の次の標的区域へ移動される。若しくは、アクチュエータ部材を、同一又は異なる曲線路に沿って同一の標的区域の走査プロセスが繰り返されるようにアレンジしてもよい。
【０２７４】
なお、静止波動源１２２と、可動検波器１２４との間の幾何学的関係は標的区域におけるその位置に応じて変化し、従って、走査ユニット１２５は一般に、その動きの間、異なる形状、サイズを有する延びたボクセル１７１を画成することを理解されたい。このような不規則なボクセルは走査ユニット１２５に適用される波動方程式の解答を得るのに複雑さが増大し，従って，それらは，実質的に同一の形状、サイズを有するものと比較して好ましくない。この長尺のボクセル１７１における形状、サイズの違いは種々の配置により抑制することができる。例えば、アクチュエータ部材及び画像化部材を同期させ、それによりデータのサンプリングが標的区域の所定の位置で行われるようにし、所定の形状のクロス‐ボクセルを形成するようにすることである。クロス‐ボクセルの形状、サイズ及びその分布パターンは波動源と、検波器との間の幾何学的配置を調整することにより、又は、それらの速度を変化させることにより、又は、走査ユニットの曲線移動路の形状を操作することにより制御することができる。従って、走査ユニット、アクチュエータ部材及び/又は画像化部材についての最適な配置は当業者が任意に選択することができよう。
【０２７５】
図３７の走査ユニットはアングルド(angled)ボクセル１６１，１６３を画成するもので、その形状、サイズは可動部材１２０の動きの間で変化する。なぜならば、静止波動源１２２と、可動検波器１２４との間の幾何学的関係が標的区域上における可動部材１２０の位置に応じて変化するからである。このようなボクセル１６１，１６３は、このような静止波動源１２２及び可動検波器１２４に適用される波動方程式の解答を得るのにより複雑な分析ないし数値図式を必要とする。従って，それらは一般に、実質的に同一の形状、サイズを有するものと比較して好ましくない。このアングルドボクセルにおける形状、サイズの違いは種々の配置により補償することができる。例えば、アクチュエータ部材及び画像化部材を同期させ、それにより信号又はデータのサンプリングが標的区域の所定の位置で行われるようにし、所定の形状のボクセルを形成するようにすることである。クロス‐ボクセルの形状及びその分布パターンは波動源と、検波器との間の幾何学的配置を調整することにより、又は、検波器の移動速度を変化させることにより、又は、走査ユニットの曲線移動路の起伏を操作することにより制御することができる。従って、上記態様における走査ユニット、アクチュエータ部材及び/又は画像化部材についての最適な配置は当業者が任意に選択することができよう。所望に応じ、少なくとも１つの波動源を可動部材に配置させ、若しくは、少なくとも１つの検波器を静止本体に設けてもよい。更に、上記波動源−検波器配置を逆にし、波動源の全てを可動部材に配置させ、検波器の全てを静止本体に配置させてもよい。
【０２７６】
Ｂ．分布の２／３次元画像生成：
［実施例］
上述のように、出力信号の正確性及び画像の解像度は、同一の標的区域について同一の走査プロセスを繰り返したり、あるいは異なる走査プロセスを行うことにより向上させることができる。例えば、画像化部材のサンプリングパターンを調整したり、あるいはアクチュエータ部材により発生する動きの経路及び/又は速度を操作することによりクロス‐ボクセルの多重セットを構築することができる。なお、図５９の態様は更に、少数の波動源及び検波器を組み込み、それらの走査ユニットの高さ及び幅が標的区域のものよりも実質的に小さいものとしている。
【０２７７】
本発明の上記光学的画像化システムは、発色団の特性の二次元及び/又は三次元分布の画像を実施的に実時間ベースで発生させることができる。複雑で時間のかかる画像再構築プロセスを必要とする従来の光学的画像化システムとは対照的に、上記光学的画像化システムはそのような画像を、ボクセル及び/又はクロス‐ボクセルの広範なボクセル値及び/又はクロス‐ボクセル値から直接、発生させることができる。例えば、図５２ないし図５９の光学的画像化システムは標的区域のサイズ、波動源及び検波器の数、可動部材及び走査ユニットが通る曲線路の細かな形状などの如何を問わず、実時間画像構築アルゴリズムを含むことができる。上記光学的画像化システムは画像の種々の解像度のために容易に調整することができる。例えば、装置の複雑な再調整を必要とする従来のものとは対照的に、上記光学的画像化システムはデータサンプリング速度、可動部材の動きの速度、波動源及び検波器のグルーピング又はサンプリングパターンなどを調整するだけでよい。これらの調整はオペレータによって行うことができる。
【０２７８】
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは、可動本体及び可動部材を含むようアレンジし、それによりこの可動部材を標的区域内に移動させ、更に、上記可動本体を媒体の異なる標的区域上に移動させることにより、生理学的媒体の標的区域における発色団の特性の分布の画像を発生させることができる。
【０２７９】
図６０は本発明の他の光学的画像化システムの模式図である。この光学的画像化システム２００は一般に、可動本体２１０と、少なくとも１つの可動部材２２０と、アクチュエータ部材２３０と、画像化部材２４０とを具備してなる。可動本体２１０は媒体の標的区域の少なくとも実質的部分をカバーする形状及びサイズを有し、好ましくは、可動部材２２０の少なくとも１部を囲むように形成されている。可動本体２１０は一般的に、少なくとも１つの可動ユニット２１２を具備し、これは可動本体２１０を媒体の異なる標的区域上に移動させるものである。このような可動ユニット２１２の例としては、限定的ではないが、車輪、ローラ、キャタピラーなどが挙げられる。可動部材２２０は図１ないし３、図５２ないし５８に記載したものと同様ないし同一のものでよい。例えば、可動部材２２０は、前記図面の任意のもののようにアレンジされた少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を含むものであってもよい。１又はそれ以上のアクチュエータ部材２３０が操作自在に可動本体２１０と可動部材２２０の双方に接続され、可動本体２１０の少なくとも１つの第１次動作を少なくとも１つの第１次曲線路に発生させ、更に可動部材２２０の少なくとも１つの第２次動作を少なくとも１つの第２次曲線路に発生させる。アクチュエータ部材２３０も可動本体２１０及び/又は可動部材２２０の曲線並進、回転、旋回又は往復動を同時に又は逐次的に生じさせる。
【０２８０】
図６０に示すものと類似する例として、図３８に示すように、操作において、可動本体１１０及び可動部材１２０が開始位置に夫々配置される。可動本体１１０は媒体上に置かれ、それにより走査ユニット１２５が媒体の標的区域の第１の領域に配置されるようにする。波動源１２２及び検波器１２４がついで駆動され、アクチュエータ部材１３０が可動部材１２０を標的区域の隣接領域に向けて実質的に直線状に並進させる。可動部材１２０が標的区域の他方の側に到達したとき、操作プロセスが終了し、又は可動部材１２０が走査プロセスを継続させながら標的区域の第１の領域に戻されル。可動部材１２０が標的区域の全領域の走査をし終わったとき、可動ユニット１１９が駆動され、光学プローブ及び/又は全光学的画像化システムを媒体の第２の標的区域に移動される。
【０２８１】
なお、任意の案内部材を媒体の標的区域上に配置させ、可動部材が複数の標的区域を横切って走行するようにしてもよい。この案内部材は好ましくは、可撓性材料から作られ、その形状が異なる標的区域の異なる起伏に適合するように構築する。例えば、環状案内部材をヒトの頭の周りに、又は乳房のすそ部に適合させるようにしてもよい。可動部材をこの案内部材と係合させ、それに沿って移動させ、その間、走査ユニットが頭又は乳房の周りを走査するようにする。可動部材をこの公知の空間座標を有する案内部材の曲線路に沿って好ましい又は所定の速度で走行させることにより、光学的画像化システムは頭又は乳房の周りの出力信号(発色団の特性)の連続的な二次元又は三次元分布を容易に得ることができる。更に、この二次元パターンは、従来の光学的画像化技術で従来必要としていた画像マーカーに依存することなく、組み合わせて三次元分布パターンとすることができる。従って、この態様は媒体中の発色団の特性の二次元又は三次元画像の実時間構築に寄与することができる。
【０２８２】
Ｄ．自己校正
［ベースライン法］
本発明の更なる形態として、光学的画像化システムは、検波器により発信された出力信号のベースライン又はバックグラウンド(背景)強度(以下、単にベースラインと呼ぶ)を計算するよう構成されている。このベースラインに基づいて、上記光学的画像化システムは、検波器、センサーアセンブリー、光学プローブ又はこのシステムのポータブルプローブの自己校正を行うことができる。この自己校正光学的画像化システムは少なくとも１つの前記波動源、少なくとも１つの前記検波器、及び画像化部材を含む。
【０２８３】
好ましくは、この画像化部材は、例えば、出力信号の算術平均、加重平均又は集合平均により、或いは出力信号の少なくとも１部を低域濾波器を介して処理することにより、出力信号から高周波ノイズを除去するようにする。この画像化部材は、夫々異なるプロフィール(例えば、平坦、直線的又は曲線的なもの)及び異なる強度(例えば、フラットな又は変化のある)を示す出力信号の異なる部分又はセグメントを識別するようアレンジされている。画像化部材が、出力信号が実施的に平坦なプロフィールで、実質的に同様の強度のものである１又はそれ以上の部分を同定したとき、それは出力信号の平坦部分に相当する標的区域の領域が均質な物質、つまり正常組織及び細胞により殆ど構成されていることを一般に示すものである。画像化部材はついで出力信号のベースラインを計算する。これは出力信号の平坦部分又は直線状部分の強度を算術平均、幾何平均又は加重平均することにより行われる。画像化部材はついで、点又は正規化された自己校正出力信号、例えば、出力信号とベースラインとの間の相違信号のベースラインに対する比として定義される正規化光密度信号を計算する。この光密度信号は画像化部材へ供給され、そこで波動源及び検波器に適用された１セットの波動方程式が解かれ、その解答は媒体の標的区域の異なる領域における発色団の特性の空間的平均化分布を表すものとなる。
【０２８４】
上記自己校正プロセスが実質的に実時間ベースで行われることが好ましい。これは、光学的画像化システムの可動部材が第１の標的区域から次の区域へ移動する前に、画像化部材が、この第１の標的区域の異なる領域を横切る出力信号を採取し、そのベースラインを計算し、正規化された光学密度信号を発生させ、更に出力信号、光密度信号及び/又は画成される各ボクセルでの発色団の特性の分布を適宜表示するようにアレンジされることが好ましいことを意味するものである。
【０２８５】
本発明のこの形態は、従来技術を超えた幾つかの利点を提供するものである。すなわち、従来の光学的画像化技術がサンプル媒体中又はファントム(phantom)中の中間ベースラインの演繹的推定を必要とするのとは対照的に、本発明の光学的画像化システムは媒体の単一のベースラインを推定し、このベースラインを標的区域及び/又は媒体全体を通して使用する。従って、この光学的画像化システムは、その性能に妥協することなく、多重ベースラインを推定することを必要としないで済む。更に、上記光学的画像化システムは発色団の特性の空間的分布の画像を実質的に実時間で発生させることができる。更に、プローブ又はセンサー、例えば上記光学的画像化システムの波動源及び検波器はファントムと標的区域との間で前後に移動させたり配置させたりする必要がない。従って、プローブと、媒体の標的区域との間の光結合を劣化させる虞がなく、従って、得られる画像の解像度を向上させることができる。
【０２８６】
出力信号の平坦部分又は、逆に，出力信号の残りの部分(すなわち、平坦でない部分又は曲線部分)は種々の整理の仕方により同定することができる。第１に、出力信号(又は、改善された信号対ノイズ比を有する濾波された出力信号)の１部又は全部を所定の閾値に従って異なる複数の部分に分割することができる。この閾値は、平坦部分についての最小カットオフ値として選択し、それによりこの平坦部の全てのデータ点がこの閾値と同一ないしそれより大きい値を有するようにする。若しくは、この閾値が非平坦で曲がった部分についての最大カットオフ値であるようにし、この非平坦又は曲がった部分の全てのデータ点がこの閾値と同一ないしそれより小さい値を有するものであるようにする。この閾値の性質の如何を問わず、出力信号はこの平坦及び非平坦部で強度が変わることになる。従って、画像化部材は二次的カットオフ範囲又は偏差範囲を備えるものでもよく、その場合、この範囲から外れた如何なるデータ点もこの平坦又は非平坦部に含まれることはない。
【０２８７】
この閾値を求めるため、異なる方法及び/又は配置を採用することができる。例えば、画像化部材によりオペレータに標的区域の異なる領域を横切って得られた出力信号を提供し、オペレータが出力信号の平坦部又は非平坦部又は曲線部についての閾値を手動で選択で鬼るようにする。閾値は、出力信号の局所的(又はグローバル)最大値又は局所的(又はグローバル)最小値である参照値を同定することにより順応的に判定してもよい。一旦、参照値が同定された場合は、閾値は所定の数式により容易に決定することができる。例えば、この参照値に所定の因数を掛けることにより、又はこの参照値を所定の因数で割ることにより、又はこの参照値から所定のオフセットを引くことにより、又はこの参照値に所定のオフセットを加えることにより決定することができる。若しくは、画像化部材により、可動部材の曲線移動路に沿って検波器により発生された多重出力信号の累積平均を計算することにより決定することができる。又、グローバル累積平均を利用して、閾値、参照値、所定の因数及び/又は所定のオフセットを求めることもできる。
【０２８８】
画像化部材により、媒体の少なくとも２つの異なる標的区域についての複数のベースラインを計算するようにしてもよい。この多重ベースライン(局所的ベースラインと呼ぶ)は分析して、その有効性を確認し、異常細胞又は異常組織の存在により歪められていない正しいものを選択する。例えば、可動部材が何ら異常の存在しない標的区域に置かれたとき、この標的区域の全域について出力信号は平坦になる。従って、ベースラインは全体の出力信号の平均として容易に計算することができる。標的区域に正常の細胞又は組織と共に異常の細胞又は組織が存在する場合、画像化部材はその出力信号を少なくとも２つの部分、すなわち、１つの平坦部分と、他の非平坦部分とに分けるか、或いはその出力信号の平坦な部分又はセグメントを探し当てる。ベースラインはこの出力信号の平坦部分の平均として計算される。しかし、標的区域の大部分又は全体が異常の細胞又は組織からなるものとすると、出力信号は最大カットオフよりも大きいものとなるか、又は最小カットオフよりも小さいものとなり、更に、標的区域全体に亘って比較的平坦なプロフィールを示すこともある。このような標的区域が、検査されるものの最初である場合、あるいは画像化部材がこのような標的区域の出力信号の平均値に基づいて閾値が順応的に決定されるようにアレンジされていた場合、オペレータは誤って、そのような平均値が正常領域の出力信号の正しいベースラインと認識してしまうことがある。少なくとも２つの異なる標的区域において少なくとも２つのベースラインを推定することにより、オペレータは多重の局所的ベースラインを比較することができ、あるいは、画像化部材がこの異なる標的区域からの複数のベースライン間の矛盾を認知してオペレータに警告を与えることができるから、そのような誤診を防止することができる。、
【０２８９】
多重標的区域からの局所的ベースラインが実質的に同一でない場合、或いは所定値から大きく外れていた場合、画像化部材は１つの代表的、平均化又はグローバルベースライン(以下、グローバルベースラインと呼ぶ)を選択し、そのグローバルベースラインを用いて出力信号を正規化する。若しくは、オペレータ又は画像化部材が異なる標的区域の多重ベースラインから単一のベースラインを選択し、それをグローバルベースラインとして使用することができる。その他、少数の選択された局所的ベースライン又は全てのベースラインを平均化してグローバルベースラインを計算することもできる。この場合、多重の局所的ベースラインが算術平均、幾何平均、加重平均されグローバルベースラインが求められる。
【０２９０】
グローバル又は複合媒体画像が多重標的区域の多重局所画像からなるものである場合、画像化部材は各標的区域の複数の局所的ベースラインに基づいて、又は単一のグローバルベースラインに基づいて各局所的画像を発生させる。例えば、局所的標的区域の局所的画像は、複数の標的区域について得られた複数の局所的ベースラインの夫々に基づいて構築される。複合媒体画像は多重の局所的ベースラインにより得られた多重の局所的画像を整合することにより得ることができる。その他、グローバルベースラインは計算され又は選択され、全ての局所的画像はそれに基づくものとなる。一般に、各アプローチはそれ自身に伴う利点、欠点を有する。例えば、潜在的又は急性脳卒中の有無を同定するために、複合画像が脳の周りについて要求される場合、外生器官(例えば、耳、目)及び脳の周りの異なる頭蓋骨の厚みが脳の周りの異なる標的区域における異なる局所的ベースラインを生じさせる。もし、グローバルベースラインが多重局所的ベースラインから計算され、全ての局所的画像を得るために使用される場合、全ての画像の画素が同一の輝度スケール及び/又は色スケールを媒体全体に亘って有するものとなる。このような複合媒体画像は、医師が比較診断を行うことを可能にするが、軽い脳卒中症状を探り当てることはできないものと思われる。なぜならば、このものは１つの局所的標的区域の中に隠されていて、軽い脳卒中症状と同一ないし大きい強度のグローバルベースラインによって被されているからである。反対に、複合画像が多重局所的画像からなり、夫々が個々の局所的ベースラインに基づくものである場合、各局所的画像はそれ自身の輝度スケール及び/又は色スケールを有するものとなる。上記の軽い脳卒中症状が局所的画像中には見出せないとしても、医師は各局所的画像を別々に分析しなければならないものと思われる。
【０２９１】
このような不都合を回避するための１つの方法は、局所的標的区域の夫々において正常細胞又は組織と異常細胞又は組織とのコントラストを人為的に高めることである。例えば、潜在的異常が同定されたとき、画像化部材によりこの異常に相当する信号を増幅させ、この増幅された信号がグローバルベースラインの強度により隠されないようにする。特別のマーカー又はカラーをこの高揚させた画像に付加して医師に対し警告を発するようにしても良い。複合媒体画像を乳房の周りに必要とされる例においては、或る腫瘍が光学的画像化システムの走査ユニット又はそれにより画成される標的区域と同程度又はそれよりも大きい場合が或る。その結果、少なくとも１つの局所的画像が正常細胞又は組織のベースラインよりも実質的に大きいか又は小さい区なることが或る。グローバルベースラインがこのような異常なベースラインにより歪められるのを防止するため、多重局所的標的区域から得られた個々の局所的ベースラインを比較して、グローバルベースラインを計算するに際し、このような歪んだベースラインを考慮しないように画像化部材をアレンジすることができる。
【０２９２】
本発明の上記説明は主に、発色団の特性の空間的分布の画像を提供することに向けられたが、本発明はその時間的分布の画像を発生させる場合についても適用することができる。先に簡単に説明したように、可動部材の走査ユニットを或る時間に亘って実質的に同じ領域を走査させるようにアレンジすることができる。媒体の同じ領域について異なる時間で検出される出力信号の差異から、その領域の発色団の特性の時間的変化を画像化部材が計算し、その特性の時間的分布パターンの画像を発生することができる。若しくは、異なる時間フレームで得た発色団の特性の２又はそれ以上の空間的分布から、時間的分布を判定し、その画像を提供するようにしてもよい。例えば、可動部材及びその走査ユニットが標的区域の走査プロセスを繰り返すようにし、標的区域の各部位における発色団の特性の時間的分布パターンを計算するようにしてもよい。なお、この時間的変化は通常、発色団の特性の値の相対的変化に関係する。しかし、発色団の特性の絶対値が任意の参照時間フレームで一旦決定されると、その特性についての以前の、又はその後の変化をその絶対値に容易に変換することができるし、その逆も同様である。
【０２９３】
本発明に係わる上記の光学的画像化システム、光学プローブ及び方法は、媒体の標的区域における血液又は水分量の時間的変化についての値を提供し得るものであることに留意されたい。ヒトの特定の標的区域における血液量のこのような時間的変化を得る具体例において、酸素化ヘモグロビンの濃度［ＨｂＯ］及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度［Ｈｂ］が、方程式（1ａ）及び（１ｂ）のセットにより、又は、他の方程式（２ａ）及び（２ｂ）のセットにより計算される。一旦、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］が得られたとき、その合計（すなわち、トータルのヘモグロビン濃度［ＨｂＴ］、つまり［Ｈｂ］と［ＨｂＯ］との合計）も得られる。同じ標的区域に或る時間、位置させた検波器からの出力信号を得ることにより、総ヘモグロビン濃度の変化が得られる。標的区域を流通する血液のヘマトクリット（すなわち、血液中の赤血球の容量パーセント）が或る時間、一定レベルに保たれると仮定することにより、［ＨｂＴ］の時間的変化として、標的区域における血液量の時間的変化を直接、計算することができる。若しくは、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の時間的変化を方程式（６ａ）及び（６ｂ）から計算してもよく、従って、［ＨｂＴ］の時間的変化を標的区域における［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の変化の合計として得ることができる。
【０２９４】
本発明の光学的画像化システム、光学プローブ及び方法は、媒体の標的区域中の発色団の特性の三次元的分布の画像を得るためにも適用することができる。上述のように、電磁波は波動源により照射され、媒体の標的体中（すなわち、標的区域により画定され、所定の厚み又は深さを有する）を透過する。従って、このような三次元標的体積について1セットの波動方程式を作成することができ、検波器によって発生される出力信号が画像化部材に提供され、関連する初期及び/又は限界条件で波動方程式が解かれる。この場合、この波動方程式からの解答は媒体の標的体中の発色団の特性の三次元的分布を表すものである。画像の所定の解像度を維持するため、光学的画像化システム又はそのプローブは、好ましくは、媒体の標的体中に多数のボクセルを画定するための十分な数の波動源及び検波器を備えるようにする。この例示の光学プローブ又は光学的画像化システムが、２つの波動源及び４つの検波器を備え、所定の解像度で、標的区域の二次元画像を発生させるものと仮定する。標的体が同一の標的区域と、所定の厚み（Ｎ個の二次元層が互いに積み重ね合わされ）とを有する場合、この光学的画像化システムは、各二次元層について同一の解像度を維持するために、約2Ｎ個の波動源及び/又は4Ｎ個の検波器を有する必要があると思われる。しかし、このような波動源及び検波器の必要数は、標的区域上にて、好ましくは多重の異なる曲線方向に、波動源及び検波器の十分な動きを発生させるようアクチュエータ部材を操作することにより減少させることができる。しかし、この波動源及び検波器の必要数は一般に可動部材の動きの数又は複雑さ、並びに画像化部材による出力信号のサンプリング速度に逆比例する。従って、アクチュエータ部材を、走査ユニットの動きを多く発生させるようにアレンジすることにより、又は画像化部材が出力信号をより早い速度でサンプリングするようにアレンジすることにより光学的画像化システムが必要とする波動源及び検波器の数を少なくすることができる。しかし、光学的画像化システムからにより得られる画像の基本的解像度は生理学的媒体中のフォトンの平均“フリーウォーク距離”（一般に約１mm）により潜在的に制限されることに留意すべきである。更に、殆どの光学的画像化システムにおいて、内在する感度の限界、電気的、機械的ノイズのため、画像の可能な最良解像度は現在のところ、数ミリの範囲又は約1mmないし5mmであると思われる。従って、1mmないし5mm、特に約1mmより小さい寸法の前記ボクセル及びクロス‐ボクセルが最終の画像の解像度を向上させることには必ずしもならない。
【０２９５】
本発明の光学的画像化システム、光学プローブ及び方法は、非侵襲的診断及び侵襲的診断の双方において使用することができる。例えば、この光学プローブを被検体の外表面の標的区域に非侵襲的に配置することができる。若しくは、極小化光学プローブをカテーテルの先端に施し、それを被検体の内部標的区域に侵襲的に配置することができる。光学的画像化システムは、発色団の広範な特性、例えば濃度、その合計及び割合など、それに付いての値、例えば、体積、質量、重量、体積流量、質量流量などを判定するのに、使用することができる。
【０２９６】
［波動源／検波器配置の例］
図４２Ａないし図４２Ｄは、本発明に係わる光学的画像化システムの波動源及び検波器の配置の例を示している。この例の光学的画像化システムは典型的に、走査表面１２０ａ−１２０ｄを有する光学プローブを具備してなり、これら表面に複数の波動源１２２及び検波器１２４(以下、これらをまとめて単にセンサーと呼ぶ)が配置される。
【０２９７】
一般に、波動源１２２及び検波器１２４の各対が機能的ユニットを表す走査エレメントを形成しており、この機能的ユニットから波動源１２２が電磁波を媒体の標的区域に向けて照射し、検波器１２４が媒体の標的区域と相互作用し、そこから発生する電磁波を検出するようになっている。検波器１２４はついで、走査エレメントを横切って検出された電磁波の量を表すところの対応する出力値信号又はデータ点信号を発生させる。波動源１２２及び検波器１２４の１グループ又は走査エレメントの１グループは更に走査ユニット１２５を画成し、これは一般に、本発明の光学プローブの有効走査領域を形成している。その結果、センサー１２２，１２４のグループは多重出力値信号又はデータ点信号の集合に相当する出力信号を発生させる。なお、これら信号の夫々は対応する走査エレメントで発生したものである。走査ユニット１２５の形状及びその走査領域は、センサーアセンブリー及び/又は波動源／検波器配置の幾何学的配列により主として決定される。例えば、波動源１２２及び検波器１２４の数、その間の幾何学的配列、走査エレメントのための波動源１２２及び検波器１２４のグルーピング、波動源１２２の照射能及び発光力、検波器１２４の検出感度などにより決定される。例えば、図４２Ａの例では、２つの検波器１２４が２つの波動源１２２の間に手、好ましくは等間隔で配置されている。したがって、センサー１２２，１２４は、走査領域１２０ａ上に“直線状”走査ユニット１２５ａを画成し、これはその長手方向軸１２７に沿って実質的に長くなっている。図４２Ｂの例では、１列の波動源１２２が検波器１２４の第２の列の真上に実質的に平行に配置されていて、走査領域１２０ｂ上に実質的に長方形又は正方形の“面積”走査ユニット１２５ｂを形成している。図４２Ｃの例では、センサーの４つの平行列が形成されていて、その夫々において、２つの検波器１２４(又は波動源１２２)が２つの波動源１２２(又は検波器１２４)の間に配置されている。これらセンサー１２２，１２４は、実質的に長方形又は正方形ではあるが、図４２Ａに示す走査ユニット１２５aよりも実質的に幅広で、図４２Ｂに示す走査ユニット１２５ｂよりも大きくなっている。なお、これらセンサー１２２，１２４のグルーピング次第で、光学プローブ１２０cの走査ユニット１２５cが異なる形状を有する多重走査ユニット１２５a、１２５bを画成することができる。対照的に、図４２Ｄの例では、波動源１２２の周りに検波器１２４が配置され、円形走査領域１２０ｄ上に実質的に円形の走査ユニット１２５ｄを画成している。この円形走査領域１２０ｄの波動源１２２及び検波器１２４はグループ化して前記の“直線状”走査ユニット１２５ａ及び“面積”走査ユニット１２５ｂを画成するようにしてもよい。
【０２９８】
本発明の波動源は一般に、媒体と光結合を形成し、それに対して電磁波を照射するように配置されている。この光学的画像化システム又はその光学プローブに使用される波動源は、例えば１００ｎｍ−５，０００ｎｍの範囲、３００ｎｍ−３，０００ｎｍの範囲、特に５００ｎｍ−２，５００ｎｍの近赤外域の所定の波長を有する電磁波を照射し得るものであれば、任意のものを使用することができる。しかし、後述のように、典型的な波動源は約６９０ｎｍ又は約８３０ｎｍの波長を有する近赤外電磁波を照射するようにアレンジされる。波動源は更に、異なる波動特性、例えば異なる波長、位相角、周波数、振幅、調波などを有するものであってもよい。若しくは、同一、類似又は異なる信号波を、類似又は相互に区別し得る波長、位相角、周波数、振幅又は調波を有するキャリア波に重ねた電磁波を照射するものであってもよい。図４２Ａないし４２Ｄに示す例において、各波動源１２２は２つの異なる波長、例えば約６６０ｎｍないし７２０ｎｍ、例えば６９０ｎｍ及び約８１０ｎｍないし８５０ｎｍ、例えば８３０ｎｍを有する電磁波を照射するようにアレンジされている。
【０２９９】
同様に、前記の検波器は、上記の電磁波を検出し、それに応答して出力信号を発生するようにアレンジされていることが好ましい。この光学的画像化システム又はその光学プローブに使用される検波器は、上記範囲の波長を有する電磁波に対し適当な検出感度を有する者であれば、如何なるものであってもよい。この検波器は更に、上記の任意の波動特性を有する電磁波を検出し得るよう構築されていてもよい。更に、この検波器は、多重波動源から照射された多重セットの電磁波を検出し、従って、多重出力信号を発生させるものであってもよい。
【０３００】
［出力信号の例］
図４３Ａ及び４３Ｂは、本発明の前記検波器により発生された出力信号の例を説明するものである。図中、横軸は、光学的画像化システムの光学プローブに沿う、又は生理学的媒体に沿う軸方向距離、又、縦軸は、媒体の標的区域中の検波器により測定された出力信号の振幅を表している。各出力信号は一般に、多重出力値信号又はデータ点信号からなり、夫々の信号は各走査ユニットの各走査エレメントの検波器により検出された電磁波に相当している。説明の関係上、媒体の最左端に位置する標的区域(図の原点近傍)は“第１”の標的区域と呼ぶことにし、媒体の最右端に位置する標的区域は“最終”の標的区域と呼ぶことにする。図４３Ａに示すように、この例示の出力信号１５０は第１の部分又は領域１５２ａ（すなわち、第１番目の標的区域からｉ番目の標的区域）並びに第２の部分又は領域１５２ｂ（すなわち、第ｊ番目の標的区域からＭ番目の標的区域）において比較的平坦なプロフィールを示している。この平坦領域１５２ａ、１５２ｂ間には、直立した鐘型部１５４ａ（すなわち、第（ｉ＋１）番目の標的区域から（ｊ−１）番目の標的区域）が形成され、ここにおける出力信号１５０の振幅は軸方向との関係で変化している。図４３Ｂの出力信号１５０は図４３Ａのものと似た起伏を有するが、２つの平坦部１５２ａ及び１５２ｂとの間に逆鐘型部１５４ｂ（すなわち、第（ｉ＋１）番目の標的区域から（ｊ−１）番目の標的区域）が介在している点で異なる。
【０３０１】
大部分が正常組織からなる媒体において、出力信号１５０の平坦部１５２ａ及び１５２ｂは一般に、正常細胞又は組織に対応するものであり、従って、その媒体についての背景出力信号レベル(以下、出力信号の“ベースライン”と呼ぶ)を構成する。これと対照的に、直立した又は逆向きにした鐘型部１５４ａ及び１５４ｂは一般に、種々の発達段階の異常な組織又は細胞(腫瘍組織、悪性又は良性癌腫、例えば腺維癌腫、フルイド・サックス（fluid sacks）など)を表している。曲線部１５４ａ及び１５４ｂは更に、正常な解剖組織又は細胞(例えば、血管、連結組織など)であって、背景組織又は細胞のものと異なる光学特性を有するものを表す場合もある。
【０３０２】
酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度、酸素飽和度、血液量、他の発色団の特性を推定する場合、検波器により発信さされた出力信号を校正する必要がある。これはセンサーを初期化したり、又は媒体の標的区域の種々の走査エレメントに存在する特有の差異を補償するためのものである。更に、光学的画像化システムに使用される信号処理アルゴリズムは、一般に出力信号自体ではなく、出力信号が参照出力信号により正規化又は校正されるところの出力信号の割合(例えば、光密度)を必要とする。したがって、本発明の形態の１つは、出力信号自体の特性に基づいて出力信号の自己校正を行うことができる光学的画像化システムを提供することである。
【０３０３】
［自己校正ＯＩＳの例］
図４４は、生理学的媒体の標的区域における発色団及びその特性の分布の画像を発生させるための、本発明による自己校正光学的画像化システムの例を示す模式図である。この光学的画像化システム１００は一般に、少なくとも２つの波動源１２２と、少なくとも２つの検波器１２４と、電源１０２とを含む。光学的画像化システム１００は更に、ハードウエア(電気回路、プロセッサー、又は集積回路)又はソフトウエア、例えば信号分析器１６０、信号処理機１７０及び画像処理装置１８０を含み、夫々が操作自在に他のものと接続され、かつ、１又はそれ以上の機能ユニットを有していてもよい。
【０３０４】
［信号分析器］
信号分析器１６０は、１又はそれ以上のセンサー１２２，１２４と操作自在に接続され、したがって、信号分析器が媒体の標的区域における発色団(又はその特性)の分布画像を発生させるために必要とする種々の入力及び出力信号をモニターすることができるようになっている。例えば、信号分析器１６０は、１又はそれ以上の受信ユニットを有し、これらは波動源１２２と操作自在に接続され、照射された電磁波の特性をモニターすることができるようになっている。各受信ユニットは更に検波器１２４とも接続し、そこから媒体の第１の標的区域における発色団(又はその特性)の分布を表す第１の出力信号を受理することができるようになっている。この受信ユニットは更に、外部データ、操作パラメータ、及び/又はオペレータにより供給され、若しくはコード化された他のコマンド又は制御信号を受理するようアレンジされていてもよい。
【０３０５】
信号分析器１６０は更に、サンプリングユニット、閾値ユニット、比較ユニット、選択ユニットなどの他の機能ユニットを有していてもよい。サンプリングユニットは受信ユニットからの前記入力又は出力信号、又はデータを受理し、所定周波数の信号をアナログ及び/又はデジタルモードで採取するようになっている。閾値ユニットはサンプリングユニットと操作自在に接続され、閾値又はカットオフ振幅(又は範囲)を判定するものであり、この判定したものは後続の機能ユニット、例えば、比較ユニット、選択ユニットなどにより使用される。閾値振幅又は範囲は予め選択することができ、閾値ユニットにてコード化される。この閾値振幅(又は範囲)はオペレータにより手動で閾値ユニットに供給される。若しくは、この閾値振幅(又は範囲)は第１の出力信号自体から計算することもできる。例えば、閾値ユニットは、第１の標的区域で測定された第１の出力信号の局所的最大又は最小振幅の１つ又はそれ以上を識別し、この第１の出力信号の少なくとも１つ又は全部の平均振幅を計算し、媒体についての多重標的区域内で測定される多重出力信号からグローバル最大又は最小振幅を判定する。この振幅を参照振幅として指定した後、閾値ユニットが閾値振幅を計算する。これは例えば、参照振幅に一般に１．０未満である所定の因数を掛けることにより、又はこの参照振幅に対し他の所定の因数を加えたり引いたりすることにより、又は上記最大又は最小振幅を代入することにより閾値振幅を生じさせる関数を用いることにより求めることができる。閾値ユニットは若しくは所定の閾値域でコード化されたもの、所定の閾値域を含むもの、オペレータから所定の閾値域を受理するもの、上記最大又は最小振幅に基づいて閾値域を計算するものであってもよい。比較ユニットは一般に閾値ユニットと連通し、そこから閾値振幅又は閾値域を受理し、それを第１の出力信号の振幅と比較する。選択ユニットは比較ユニットからの結果を受理し、同一又は実質的に同様の振幅を有する第１の出力信号の多重点又は部分を選択する。より具体的に述べると、閾値ユニットが閾値振幅を与えるようアレンジされている場合に、選択ユニットは閾値振幅より大きい(又は小さい)振幅を有する第１の出力信号の点又は部分を選択する。しかし、、閾値ユニットが閾値域を与えるような場合には、選択ユニットは閾値域に入る(又はは入らない)第１の出力信号の多重点又は部分を選択する。
【０３０６】
［信号処理機］
信号処理機１７０は信号分析器１６０と操作自在に接続され、第１の出力信号自体から得られた第１のベースラインにより第１の出力信号を“自己校正”するようアレンジされている。信号分析器１６０と同様に、この信号処理機１７０は平均化ユニット及び校正ユニットのような機能ユニットを備えている。平均化ユニットは選択ユニットにより選択された第１の出力信号の点又は部分の同様の振幅を平均化し、その平均値を第１の出力信号のベースラインとして指定する。例えば、平均化ユニットは上記の点又は部分の同様の振幅の算術平均、幾何平均、加重平均又は集合平均を行う。第１の出力信号から第１のベースラインが得られると、校正ユニットは、この第１のベースラインにより第１の出力信号を正規化又は非寸法化(non−dimensionalize)し、自己校正第１出力信号を提供する。この自己校正第１出力信号は例えば、その振幅の第１のベースラインに対する比(すなわち、第１の出力信号の、光密度信号を得るための第１のベースラインに対する比)又はその振幅の差の第１のベースラインに対する比である。
【０３０７】
［画像処理装置］
画像処理装置１８０は信号処理機１７０と操作自在に接続され、自己校正された第１の出力信号に基づいて発色団(又はその特性)の画像を構築するようアレンジされている。典型的な画像処理装置１８０は、アルゴリズムユニットと、画像構築ユニットとを備えている。このアルゴリズムユニットは、所定の幾何学的配列に従って配置された波動源１２２及び検波器１２４に適用される１セットの波動方程式を解くための少なくとも１つの解答図式でコード化され、あるいは、それを有している。このアルゴリズムユニットに自己校正された第１の出力信号を、他の必要な初期及び/又は境界条件と共に、このアルゴリズムユニットに供給することにより、アルゴリズムユニットは上記波動方程式を解き、酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度、酸素飽和度、血液量、他の広範な発色団の特性の少なくとも１つを表す１セットの解答を提供する。画像構築ユニットはついで、この１セットの解答を受理し、上述の発色団の特性の空間的分布を表す画像を構築する。所望に応じて、画像構築ユニットは、第１の出力信号の分布パターン、自己校正された第１の出力信号自体の分布パターンなどに関する画像を構築するようにアレンジされていてもよい。
【０３０８】
［自己校正システムの利点］
本発明の上記光学的画像化システム及び方法は従来の光学的画像化装置を超えた幾つかの利点を有する。従来の装置の最も深刻な問題の１つは、その光学プローブ又はセンサーが、その出力信号のベースラインの演繹的推定を必要とするという事実である。例えば、光学プローブ又はセンサーが参照媒体(例えば、ファントム)内、又は被検体の参照領域内に配置され、出力信号が検波器により発信され、ベースラインが参照媒体又は領域の光学特性に基づいて推定されるようになっている。光学プローブ又はセンサーはついで取り除かれ、走査されるべき被検体の標的区域上に配置される。周知のように、このような校正方法は、標的区域と参照媒体又は領域との間の光学特性の内在的相違のため、得られる信号誤差の主な原因となるということである。更に、光学プローブ又はセンサーを参照領域から標的区域へ移し変えるということは、センサーと、標的区域との間のみならずセンサーと、参照媒体(又は領域)との間の首尾一貫しない光結合がもたらされ、それによりノイズが増大することになる。これに対し、本発明の光学的画像化システムでは、光学プローブ又はセンサーを第１の標的区域から移動及び/又は再配置させることなく、同一の標的区域から第１の出力信号及びその第１のベースラインを得ることがオペレータにとって可能になる。上記光学的画像化システムが、同一の光結合(自己校正と呼ぶ)の下で、同一の媒体の同一の標的区域からベースラインを得るものであるから、本発明の光学的画像化システムでは上述のような参照測定を必要としない。したがって、首尾一貫しない光結合に伴う誤差を回避することができる。更に、上記光学的画像化システムが、同一の標的区域から第１の出力信号及びその第１のベースラインを推定できるから、この光学的画像化システムは、より正確で、信頼性の高い結果を提供することができる。更に、このようなベースラインを推定するためのデータ処理アルゴリズムが簡単なため、この光学的画像化システムは実質的に実時間ベースで発色団の特性の画像の構築が可能になる。
【０３０９】
［具体例の変形例］
上記光学的画像化システム及びその方法は、本発明の範囲から逸脱することなく、種々の点で変形することが可能である。
第１に、波動源及び検波器の数、並びにその間の配列は、ここに記載した本発明の実現において臨界的なものではないことを理解されたい。したがって、事実上、任意の数の波動源及び検波器を、この光学的画像化システムの光学プローブ又は可動部材に、任意の幾何学的配列で組み入れることができる。例えば、可動部材は、電磁波の多重セットを照射し得る単一の波動源を備えたものであってもよい。本発明の自己校正機構を、波動源及び検波器の各対により形成された各走査エレメントに対し適用することができる。この場合、波動源及び検波器の各対は、異なる波動特性を有する電磁波の多重セット、同一又は異なる信号波で異なる又は同一のキャリア波に重ねたものなどを照射するものでもよい。波動源も電磁波を連続的に、周期的に、又は間欠的に照射するようにアレンジすることができる。
【０３１０】
上述の係属中の‘972出願に記載されているように、波動源及び検波器は、信号ベースライン並びに発色団の特性の推定絶対値の正確性、信頼性及び/又は再現性を向上し得ると予想される少数半経験的基準に従って構築されることが好ましい。この典型的設計上の基準は：（１）各走査ユニットは好ましくは、少なくとも２つの波動源と、少なくとも２つの検波器とを具備すること;及び（２）波動源と、検波器との間の距離が検波器の限界感度範囲(殆んどのヒト及び動物の組織の場合、数センチないし10ｃｍ、特に、約５ｃｍである)を超えないことである。更に、波動源及び検波器は、好ましくは、走査ユニットがその全域に亘って連続的走査領域を形成するように配列するようにし、それにより走査ユニットの１回の測定により全走査領域がカバーされる出力信号を発生するようにする。この目的のため、波動源及び検波器は、それらの限界距離を超えることのない間隔で離間されることが好ましい。波動源と検波器との間の最適間隔の選択は、当業者にとって任意に選択し得るものであり、幾つかの要因により決定される。例えば、限定的ではないが、生理学的媒体の光学特性（例えば、吸光係数、散乱係数など）、波動源の照射能力、検波器の検出感度、走査エレメント及び走査ユニットの形状、光学プローブにおける波動源及び/又は検波器の個数、これらの間の幾何学的配置、各走査エレメント及び各走査ユニットにおける波動源及び検波器のグループ化などの要因が挙げられる。
【０３１１】
［フィルターの使用］
光学的画像化システムは、出力信号並びにベースライン及び自己校正出力信号を含む後の信号の信号対ノイズ比を改善するために、フィルターを備えてもよい。従って、フィルターユニットは出力信号が信号分析器及び信号処理装置により処理される前に、出力信号を取り扱うようにアレンジされることが好ましい。単一の出力信号が各標的区域(又は媒体)について得られるとき、フィルターユニットは、出力信号から高周波ノイズを除去することができる低域濾波器を備えることが好ましい。しかし、光学プローブが単一の標的区域から多重出力信号を発生するようにアレンジされている場合は、種々の平均化法を介して信号対ノイズひを改善することができる。これは例えば、その多重出力信号を算数平均又は幾何平均することにより行うことができる。更に、フィルターユニットは上記出力信号を加重平均又は集合平均するものでもよい。このような濾波操作はアナログ及び/又はデジタルモードで行うことができる。
【０３１２】
［スプラインユニットの使用］
光学的画像化システムは出力信号の隣接部分又はデータ点の振幅の急激な変化又はジャンプをなだらかするためのスプラインユニットを有するものであってもよい。従って、スプラインユニットは補間アルゴリズム又は等価回路又はソフトウエアを含むものであってもよい。
【０３１３】
［信号分析器/信号処理装置配列］
本発明に係わる上記の信号分析器及び信号処理装置は実質的に実時間ベースで操作されるようアレンジされていることが好ましい。例えば、一旦、光学プローブが第１の標的区域に配置され、検波器が第１の出力信号を発信したとき、信号分析器は同様の振幅を有する第１の出力信号の部分を識別し、信号処理装置は光学プローブが隣接する標的区域へ再配置される前に、自己校正された第１の出力信号を提供する。なお、この信号処理装置は光学プローブが他の標的区域へ再配置される前に、必要な画像を提供するようにアレンジされていてもよい。従って、本発明の光学的画像化システムは、発色団の特性の二次元及び/又は三次元分布の画像を実質的に実時間ベースで発生させることができる。
【０３１４】
本発明の信号分析器は更に、上述のものとは異なる種々のアルゴリズムを用いて出力信号の異なる点又は部分を識別するようにアレンジしてもよい。例えば、出力信号の振幅のみに焦点を当てる代わりに、出力信号の他の特性を計算し、評価するものでもよい。この場合の他の特性としては、出力信号の曲率であって、その第１の導関数（derivative）の値により示されるもの(又は傾斜)、又は出力信号の凹凸性であって、その第２導関数のちにより評価されるもの、又は局所最大又は最小の数及び位置などを挙げることができる。例えば、出力信号が僅かな増大又は減少を示したとき、その撓み点の同定はこの出力信号の第１及び/又は第２導関数値を分析することにより容易になる。更に、このような二次パラメータを出力信号の振幅と共に考慮することにより、異なる部分又はセグメントを出力信号に沿って同定することができ、ここで、各部分又はセグメントは異なるプロフィール(例えば、平坦、傾斜、凸部、凹部)を表す。
【０３１５】
一般に、実質的に平坦なプロフィールを有するとともに、同様の振幅を有する出力信号の部分は、出力信号のそのような部分を表す標的区域の領域が正常細胞及び組織のような均質の物質から殆ど構成されていることを示唆するものである。反対に、曲がったプロフィールを有し、振幅が変化する出力信号の部分は、そのような部分に相当する標的区域の領域が、正常組織又は細胞のような媒体の背景のものと異なる光学特性を有することを示唆するものである。従って、このような領域はどちらかと言えば異常細胞を含むことを意味する。しかし、これらが単に正常な接合構造又は神経血管組織を反映している可能性もある。この正常領域と異常領域との間の境界の識別は出力信号の第１及び/又は第２導関数を分析することにより容易になるであろう。
【０３１６】
本発明の光学的画像化システムの信号分析器は出力信号の平坦部(又は直線部)を、或いは逆に出力信号の残りの部分、すなわち平坦でなく、湾曲した部分を同定するようにアレンジされる。上述のように、信号分析器は出力信号の各点の振幅を閾値振幅又は閾値域と比較するものである。若しくは、信号分析器は出力信号を複数の短いセグメントに分割し、個々のセグメントについて平均振幅を判定し、この平均値を閾値振幅又は閾値域(これらは局所的又はグローバル最大又は最小振幅であり得る)と比較するものであってもよい。しかし、この閾値の性質の如何を問わず、この出力信号は平坦部分でも、平坦でない部分でもその振幅が変化することがある。従って、信号分析器が２次的カットオフ振幅又は偏差のカットオフ域を有し、それにより、このカットオフ閾値を満足しない出力信号の点が平坦部分又は非平坦部分に含まれないようにしてもよい。
【０３１７】
［ベースライン分析］
媒体の特定の標的区域から得た出力信号のベースラインの正確性を確かにするため、隣接の標的区域から他のベースラインを得て、これを特定の標的区域からのベースラインと比較してもよい。本発明の自己校正光学的画像化システムはこの目的を果たすもので、これは、異なる標的区域から得た複数のベースラインが媒体全体を通して実質的に同一でない場合に複合ベースラインを判定するようにしたアルゴリズム及び方法を提供することによりなされる。
【０３１８】
図４５Ａないし４５Ｃは、本発明に従って検波器により発生させた出力信号の更なる例を示している。ここで、各図は、第１、第２、第３の標的区域から得た出力信号を表し、ここでは各標的区域が多重走査エレメント及び走査ユニットによりカバーされるようになっている。図示のように、図４５Ａ及び４５Ｃの出力信号は異なる振幅を有するが、第１及び第３標的区域では夫々平坦なプロフィールを有している。これに対し、図４５Ｂの出力信号は第２標的区域では軸方向に沿って減少している。図４５Ａの出力信号の振幅が図４５Ｃのものと実質的に異なるものでないとき、又はその間の差が所定の許容範囲内のものであるときは、図４５Ａないし４５Ｃの出力信号のデータ点を平均化し媒体のベースラインとすることができる。しかし、その差が無視できないものであるときは、図４５Ａ及び４５Ｃは、第１及び第３の標的区域の１つが主として正常な組織又は細胞からなるものと思われ、そこからの出力信号が媒体の背景出力信号を表し、これに対し、２つの標的区域の他のものは異常の組織又は細胞からなるものと思われ、従って、そこからの出力信号は、異常細胞、組織又は第１及び第３の標的区域全体を覆うような大きなサイズの塊の存在のため、上方又は下方に傾斜したり、歪んだりしていることを明示するものである。信号分析器にオペレータから閾値振幅又は閾値域が供給された場合、この信号分析器は標的区域のデータ点を比較し、ベースラインを推定するために使用される出力信号の選択点を特定する。しかし、この信号分析器が出力信号自体から適応させて選択点を同定する場合(例えば、局所的又はグローバル最大又は最小を識別し、それにより閾値振幅又は閾値域を計算して)、信号分析器は媒体のベースラインを計算するため、どのデータ点を採用するかを見分けなければならない。１例として、ベースラインを隣接する標的区域から得て、それを図４５Ａ及び４５Ｃからのベースラインと比較するようにする。より高い(又はより低い)振幅の領域が１つの部位に限られ、より低い(又はより高い)振幅の領域がその部位の周りにあるような場合は、より低い(又はより高い)振幅の領域が背景正常組織又は細胞である可能性が大きく、より高い(又はより低い)振幅の領域が異常細胞、組織又は塊を含んでいる可能性が大きい。その他、信号分析器は異なる振幅値をオペレータに提供し、オペレータが手動で正常及び/又は異常領域を選択すること可能にする。
【０３１９】
場合によっては、複数の異なる標的区域から得られた出力信号が、同様であるが同一のベースラインを生じ得ないかも知れない。従って、信号分析器を、多重ベースラインから複合又は平均ベースラインを得て、その複合ベースラインを利用して媒体の全標的区域から得た出力信号を正規化するようにアレンジしてもよい。上述のように、多重ベースラインを算術平均、幾何平均、加重平均又は集合平均してもよい。その他、オペレータが単一のベースラインを選択し、それを複合ベースラインとして指定するように信号分析器を構成してもよい。その他、各出力信号(又は、そのグループ)を、そこから計算されたベースラインにより正規化してもよい。信号処理装置が自己校正信号を発生し、画像処理装置が多重局所画像(例えば、各走査領域又は標的区域当り１つ)を構築する場合、複合画像を、各標的区域(又はそのグループ)で使用された個々のベースラインに基づいて多重局所画像から作ることができる。この態様は、生理学的媒体が異なる光学特性を有する種々の解剖構造を含む場合に特に有利である。例えば、自己校正光学的画像化システムにより、脳を走査し、潜在的又は実際の脳卒中症状を検出することができる。脳の組織及びそれを囲む頭蓋骨は通常、少なくとも僅かに異なる光学特性を示し、頭蓋骨の厚みも脳の部位により異なる。複合ベースラインが多重ベースラインから計算され、脳の異なる部位から測定された出力信号を正規化するのに使用される場合、全ての画像画素は同一の程度の正規化を有するもの、つまり、同一の輝度スケール及び/又は色スケールを媒体全体に亘って有するものとなる。均一な背景レベルを有するこのような画像は、医師が比較診断を行うことを助けるが、軽い脳卒中症状を探り当てることはできないものと思われる。なぜならば、このものは、より高い振幅のベースラインにより正規化された１つの標的区域の中に隠されているからである。反対に、画像が個々のベースラインに基づく自己校正出力信号から構築されたものである場合、各標的区域はそれ自身の輝度スケール/又は色スケールを有するものとなる。従って、上記の軽い脳卒中症状が画像中に必ずしも失われていないとしても、医師は各画像を別々に分析しなければならないものと思われる。このような不都合を回避するための１つの方法は、各標的区域に含まれる背景解剖構造と異常組織とのコントラストを人為的に高めることである。例えば、潜在的異常が同定されたとき、画像化部材により境界ラインを識別し、この境界ライン及び/又は異常部位に相当する信号を増幅させ、この増幅された信号が、複合ベースラインに基づく画像のカラースケール又は輝度スケールにより隠されないようにする。特別のマーカー又はカラーをこの高揚させた画像に付加して医師に対し警告を発するようにしてもよい。
【０３２０】
なお、本発明にかかわる光学的画像化システムの上記配列は、本発明の範囲から逸脱することなく変形し得ることを理解されたい。例えば、信号分析器、信号処理装置、画像処理装置などの上記機能ユニットは更に変化させるたり、組み合わせたり、光学的画像化システムの他の部位に一体化させたりすることができる。このような機能ユニットは更に、相互に異なる形で操作自在に接合させることもできる。同様に、信号分析器の受信ユニット及びサンプリングユニットを一緒にしてもよい。画像処理装置も信号分析器の上記ユニットと操作自在に連結させてもよい。
【０３２１】
［自己校正システムの用途］
本発明の上記自己校正光学的画像化システム及び方法は媒体の標的区域中の血液又は流体容積の時間的変化を提供するのに使用することができる。継続中の米国特許出願，“Optical Imaging System with Movable Scanning Unit”に記載されているように、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度は上記の‘９７２出願で開示されているアルゴリズムの１つに従って計算することができる。一旦、この濃度が得られたときは、その合計(ヘモグロビン濃度の合計)も得ることができる。標的区域に或る時間、位置させた検波器からの出力信号を得ることにより、総ヘモグロビン濃度の変化が得られる。標的区域を流通する血液のヘマトクリット（すなわち、血液中の赤血球の容量パーセント）が或る時間、一定レベルに保たれると仮定することにより、標的区域のヘマトクリットの時間的変化との関連で、標的区域における血液量の時間的変化を直接、計算することができる。この場合、光学的画像化システムは出力信号のベースラインを計算し、上述のように、自己校正出力信号を提供することができる。その他、光学的画像化システムは更に、或る時間に亘って同一の標的区域から多重ベースラインを計算し、時間平均複合ベースラインを得、そして時間補償自己校正出力信号を提供することができる。
【０３２２】
本発明の上記説明は主として、発色団の特性の空間的分布の画像を得るための光学的画像化システムの自己校正に向けられたが、本発明は、その時間的分布の画像発生のための光学的画像化システムにも適用することができる。例えば、光学プローブを特定の標的区域が或る時間に亘って走査されるように配列させることができる。この標的区域において異なる時間間隔で検出された出力信号の違いを得ることにより、信号分析器及び信号処理装置はベースラインを確定し、時間についての自己校正された第１の出力信号を提供することができる。画像処理装置はついで、標的区域における発色団の特性の時間的変化を表す画像のフレームを構築することができる。その他、子の光学的画像化システムは、先のパラグラフで説明したように、時間平均ベースライン及び時間補償自己校正出力信号を提供することができる。なお、発色団の特性の時間的変化は、通常、相対値に関係し、従って、祖の絶対値を直接提供することはない。しかし、この発色団の特性の絶対値が任意の参照時間フレームで一旦判定されたならば、その絶対値を前方向又は後方向に連続的に計算することにより、この特性の前後の変化をその絶対値に容易に変換させることができる。
【０３２３】
本発明の自己校正配列及び方法は、生理学的媒体中の発色団の特性の三次元分布の画像を得るための光学的画像化システムに利用することができる。上述のように、波動源により照射された電磁波は、標的区域及び媒体の所定の深さ又は厚みにより画成される標的容積を通過する。従って、検波器はこの媒体の特定の標的層の光学的情報をそれぞれ担持した多重出力信号を発生させることができる。このような出力信号が一旦、得られると、前記のアルゴリズムによりベースラインを推定することができる。例えば、単一のベースラインを標的容積全体に対して指定することができる。その他、多重ベースラインを標的容積の各深さ又は各層で好ましく画成することができる。多重ベースラインが使用される場合、これらのベースラインが互いに平均化又は正規化され、従って、三次元画像が均一なグレースケール又はカラーグレードで構築されることになる。
【０３２４】
波動方程式の解答を得るために、任意の分析図式又は数値図式を用いることができるが、本発明の具体的アルゴリズムは上記の米国特許出願’９７２に開示されている解答図式を組入れることが好ましい。例えば、脱酸素化ヘモグロビン濃度の絶対値[Hb]、酸素化ヘモグロビン濃度の絶対値[HbO]、及び酸素飽和度ＳＯ２を上記の米国特許出願’９７２の方程式（８ａ）ないし（８ｄ）及び（９ｂ）に従ってそれぞれ得ることができる。その他、アルゴリズムユニットは、上記の‘９７２出願で開示されている多元決定反復法を利用することができる。この場合、絶対値[Hb]、 [HbO]及びＳＯ２がそれぞれ上記の米国特許出願’９７２に開示されている式(１７a)ないし(１７c)により決定することができる。その他、発色団の特性の変化を媒体の標的区域の光学的特性の変化を推定することにより判定することもできる。例えば、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度の変化を、2つの異なる波長を有する電磁波により測定されるその吸光係数の差異から計算することもできる。例示の数値的図式において、光子拡散方程式を、文献、Keijerら、”Optical Diffusion in Layered Media”, Applied Optics, vol.27, p.1820-1824及びHaskellら、”Boundary Conditions for Diffusion Equation in Radiative Transfer”, Journal of Optical Society of America, A, vol.11, p.2727-2741,1994に記載されている拡散近似法を適用して変形し、解くことができる。上記図式の詳細については、上記の米国特許出願‘９７２に開示されている。これらの各図式において、出力信号は上記の方法により得られたベースラインにより校正することができる。
【０３２５】
本発明の光学的画像化システムの光学プローブの波動源及び検波器は上記の米国特許出願’９７２に開示されている具体例を満足するようアレンジすることができる。すなわち、波動源及び検波器は実質的に同一の近距離及び遠距離を有するようにアレンジすることができる。例えば、図４２Ａ及び４２Ｂの走査ユニット１２５ａ及び１２５ｂにおいて、第1の波動源と第１の検波器との間の第1の近距離が、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と実質的に同一である。更に、第1の波動源と第２の検波器との間の第1の遠距離が、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と実質的に同一である。この対称的配置の主な利点は、波動源により照射された電磁波が媒体の標的区域の全体領域及び体積に亘って実質的に均一に伝達され、吸収され、及び/又は散乱されるという事実である。従って、このような走査ユニットは標的区域を均一にカバーすることができ、従って、検波器から発信される出力信号の正確性及び信頼性を改善させ(例えば、信号対ノイズ比の改善)。
【０３２６】
本発明の自己校正光学的画像化システム、光学プローブ及び方法は、非侵襲的診断及び侵襲的診断の双方において使用することができる。例えば、この自己校正光学プローブを被検体の外表面の標的区域に非侵襲的に配置することができる。若しくは、極小化自己校正光学プローブをカテーテルの先端に施し、それを被検体の内部標的区域に侵襲的に配置することができる。光学的画像化システム及び光学プローブは、発色団の広範な特性、濃度の合計又は差異及び/又はその割合を判定するのに使用するすることができる。上記の光学的画像化システム及びプローブは更に、広範な発色団の特性の計算に利用することができる。例えば、体積、質量、重量、体積流量、質量流量などの判定に使用することができる。上述のように、この発色団は種々の物質を含むことができる。例えば、媒体の溶媒、媒体中に溶解する溶質、及び/又は媒体に含まれる他の物質などであり、これらは夫々媒体を通過する電磁波と相互作用するものである。発色団の例としては、限定を意図するものではないが、シトクロム、ホルモン、酵素、神経伝達物質、薬品伝達物質、たんぱく質、コレステロール、アポたんぱく質、脂質、炭水化物、シトソーム、血球、シトソル、酸素化ヘモグロビン、脱酸素化ヘモグロビン、水などを挙げることができる。発色団の特性の具体例としては、限定を意図するものではないが、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度、酸素飽和度、血液量などを挙げることができる。
【０３２７】
Ｅ．実施例：
なお、上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、異なる発色団又はその特性の分布画像を提供するために容易に調整することができることに留意すべきである。異なる発色団は一般に異なる波長の電磁波に応答するから、この光学的画像化システム及び光学プローブの波動源を操作し、所定の発色団と相互作用し得る電磁波を照射させるようにする。例えば、波長が600nmないし1,000nmの間、例えば690nmないし830nmの間の近赤外線はヘモグロビン及びその特性の分布パターンを測定するのに適している。しかし、波長が800nmないし1,000nmの間、例えば900nmの近赤外線は媒体中の水分の分布パターンを測定するのに使用できる。特定の発色団を検出するための最適の波長の選択は一般に、発色団の光吸収及び/又は散乱特性、並びに波動源及び/又は検波器の操作特性などに依存するものである。
【０３２８】
本発明の上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、ヒトの胸部、脳、その他、上記光学的画像化法、例えば拡散光学的断層撮影法を適用し得るヒトの部位における腫瘍、病状の検出に対し臨床的に適用することができる。上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、更に、移植器官、手足、及び/又は自家移植又は同種移植された部位及び組織を流通する血液流の検査にも適用することができる。更に、上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、例えば、超音波検査図、Ｘ線、ＦＥＧ、レーザー音響診断法などに置き換わるようアレンジすることもできる。更に、上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、複雑フォトン拡散現象及び/又は非平坦外表面を伴った種々の生理学的媒体に対して適用し得るよう変更することができる。なお、上記の光学的画像化システム、そのプローブ及び方法は、波動源及び検波器がむしろ静止的にプローブに配置されている従来の光学的画像化システムに対しても適用することができる。
【０３２９】
本発明の上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、本願と同一出願人による継続中の米国特許出願でシリアル番号（ｎ/a），“Optical Imaging System with Movable Scanning Unit”;同じく継続中の他の米国特許出願でシリアル番号（n/a），“Optical Imaging System for Direct Image Construction” ;同じく継続中の他の米国特許出願でシリアル番号（n/a），“Optical Imaging System with Symmetric Optical Probe”（全て、2001年2月６日出願）に記載の他の発明及び実施例に組み込むことができること、或いはそれらに適用し得るものであることを理解されたい。なお、これらの全ての出願の内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。
【０３３０】
以下の実施例は、本発明の上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法を例を説明するものである。これらの結果は、この例示の光学的画像化システムが、ヒトの胸部組織の標的区域における血液量及び酸素飽和度の二次元分布画像を信頼性よく、かつ正確に提供し得ることを示している。
【０３３１】
具体例の光学的画像化システム５００が女性の胸部組織の標的区域における血液量及び酸素飽和度の二次元分布画像を得るために構築された。図６１は本発明の基本的光学的画像化システムを模式的に示すものである。
この光学的画像化システム５００は、典型例として、ハンドル５０１と、メインハウジング５０５とを具備している。ハンドル５０１はポリ塩化ビニル(PVC)及びアクリル材料から作られており、２つの制御スイッチ５０３a、５０３bを備え、このシステム５００の種々の構成部材の動作を制御するようにしている。メインハウジング５０５は、更に本体５１０、可動部材５２０、アクチュエータ部材５３０、画像化部材(図示しない)、１対のガイドトラック５６０を具備している。
【０３３２】
本体５１０は実質的に四角形のブロック状(３．０７５ｘ２．８ｘ２．６３(インチ))に形成され、その側面に沿ってバリアが設けられている。本体５１０は更に、四角形の可動部材５２０(１．５ｘ２．８ｘ１．０５３(インチ))と移動自在に接合されている。この可動部材５２０はガイドトラック５６０により定められた経路に沿い、かつ、本体５１０の１側と平行に直線状に並進し得るようになっている。
【０３３３】
可動部材１２０は、図３（ｃ）のものと同様の波動源−検波器配置を有する構成されている。例えば、可動部材５２０は２つの波動源５２２(Ｓ1及びＳ2)を有し、夫々異なる波長の電磁波を照射し得るものとなっている。より具体的には、波動源５２２は２つのレーザーダイオード(HL8325G及びHL6738MG;ThorLabs, Inc., Newton, NJ)を有し、それぞれのレーザーダイオードが波長６９０nm及び８３０nmの電磁波を照射し得るようになっている。可動部材５２０は更に、４つの検波器５２４、すなわちフォトダイオード、Ｄ1、Ｄ２、Ｄ３、Ｄ4（OPT202, Burr-Brown, Tucson, AZ）を有し、これらは波動源５２２の間に実質的に直線状に配置されている。波動源５２２及び可動部材５２０は互いに等間隔で直線的に離間していて、この波動源５２２及び可動部材５２０によって画成される走査ユニット(すなわち、Ｓ1、Ｄ１、Ｄ４、Ｓ２からなる第1の走査ユニット及びＳ1、Ｄ２、Ｄ３、Ｓ２からなる第２の走査ユニット)が上記の近距離−遠距離の要件、つまり、係属中の上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすようにしている。
【０３３４】
アクチュエータ部材５３０は、高解像度直線動作型ステッパーモータ(モデル26000、Haydon Switch and Instrument, Inc., Waterbury, CT)、とモータコントローラ(Spectrum PN 42103, Haydon Switch and Instrument, Inc.)とを具備している。アクチュエータ部材５３０は本体５１０上に装着され、可動部材５２０と移動自在に係合し、可動部材５２０をガイドトラック５６０に沿って直線的に並進させるようになっている。ガイドトラック５６０は直線路に沿って固定され、かつ、メインハウジング５０５に固着されている。個々では、一対のプレシションガイド(モデル6725Ｋ１１，McMaster-Carr Supply, Santa Fe Spring, CA)がガイドトラック５６０として使用されている。
【０３３５】
画像化部材には内側ハンドル５０１及びデータ取得カード(DAQCARD 1200, National Instruments, Austin, TX)が設けられている。メインハウジング５０５はアクリル材料からなり、前面が開口するようになっている。このメインハウジング５０５の前面５０６にはＰｅｒｓｐｅｘ非輝度アクリルシートが設けられていて、波動源５２２及び検波器５２４を機械的損傷から保護するための保護スクリーンとして使用されている。
【０３３６】
操作に際し、可動部材５２０がそのスタート位置(すなわち、本体５１０の最左端)に配置された。オペレータがシステム５００の主電源をオンにし、走査システムソフトウエアを作動させて波動源５２２及び検波器５２４を同調させた。ヒト被検体の胸部を準備させ、光学的画像化システム５００の本体５１０をその胸部へ配置させ、可動部材５２０のセンサー５２２，５２４が胸部の第１の標的区域内に置かれ、その間に適当な光結合が形成されるようにした。この第１の標的区域が、ハンドル５０１の１つのコントロールスイッチ５０３aを入れることにより走査された。波動源５２２は所定の波長を有する電磁波をこの第１の標的区域に向けて照射し、検波器５２４はこの第１の標的区域からのこの電磁波を検出し、それにより走査が開始された。アクチュエータ部材５３０は可動部材５２０をガイドトラック５６０に沿う本体５１０の１側に沿って徐々に並進させた。
【０３３７】
波動源５２２は所定のシーケンスでそのレーザーダイオードを発光させるよう同期させた。例えば、その第１のレーザーダイオードＳ1を波長が６９０ｎｍの電磁波を照射するようにアレンジし、検波器５２４はその電磁波を検出し、それに応答して第１のセットの出力信号を発生させた。この第１の照射及び検出期間の間、すんわち、一般に約１ミリ秒の間(デューティサイクル（duty cycle）は１：１０ないし１：１，０００)、他の全てのレーザーダイオードはオフにして干渉ノイズを抑制するようにした。この照射及び検出の終了後、この波動源の第１のレーザーダイオードＳ1をオフにし、波動源の第１のレーザーダイオードＳ２をオンにし、波長６９０ｎｍの電磁波を照射させた。検波器５２４はその電磁波を検出し、それに応答して第２のセットの出力信号を発生させた。他のレーザーダイオードは同じく、この第２の照射及び検出期間の間、オフ状態を維持させた。同様のプロセスが波動源の第２のレーザーダイオードＳ１、更に波動源の第２のレーザーダイオードＳ２まで繰り返された。この場合、双方の第２のレーザーダイオードは波長８３０ｎｍの電磁波を逐次照射するようアレンジされていた。
【０３３８】
画像化部材を更に波動源５２２及び検波器５２４と同期させ、出力信号の上記セットを所定のサンプリング速度でサンプリングした。特に、波動源Ｓ1、Ｓ２と、検波器Ｄ１、Ｄ４とからなる第1の走査ユニット及び波動源Ｓ1、Ｓ２と、検波器Ｄ２、Ｄ３とからなる第２の走査ユニットを画定することによって上記出力信号が処理されるよう画像化部材をアレンジした。この第１及び第２の走査ユニットは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たす波動源−検波器配置を有するものであった。従って、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度が、式(１ａ)ないし(１ｄ)により得られ、酸素飽和度ＳＯ２が式(１e)により得られた。更に、血液量の相対値(すなわち、その経時変化)が上述のように標的区域中のヘマトクリットの変化を評価することにより計算された。
【０３３９】
アクチュエータ部材５３０も上記の照射‐検出プロセスと同期させ、波動源５２２及び検波器５２４が全標的区域を、又は標的区域の第１の領域全体をできるようにし(すなわち、電磁波を照射し、それを検出し、出力信号を発生させること)、その後、これらセンサーをアクチュエータ部材５３０を介して標的区域の次の隣接する領域に移動させた。なお、アクチュエータ部材５３０により可動部材５２０を所定の経路に沿って並進させ、可動部材５２０が標的区域の連続する領域を順次走査するようにした。この可動部材５２０の後方への直線的移動の間においても同様に、標的区域の同一又は異なる領域での上記の照射‐検出プロセスが繰り返されるようにした。の可動部材５２０の直線状往復動を終了した後、走査プロセスを終了させ、オペレータは他の制御スイッチ５０３bを押し、信号を画像化部材へ送り、それにより画像構築プロセスが開始され、標的区域における酸素飽和度の空間的分布並びにその中の血液量の経時変化の二次元画像が与えられた。
【０３４０】
図４７Ａ及び図４７Ｂは正常及び異常胸部組織における血液量変化の二次元画像を示すもので、いずれも、図４６の光学的画像化システムにより測定されたものである。図４８Ａ及び図４８Ｂは正常及び異常胸部組織における酸素飽和度の二次元画像を示すもので、いずれも、図４６の本発明の光学的画像化システムにより測定されたものである。これら図から明らかなように、この光学的画像化システムにより、正常組織が最大の血液量の部位においてより高い酸素飽和度(例えば、７０％を超えて)を示すことがわかった。しかし、異常組織の対応する部位では、そのより高い酸素飽和度は６０％と低かった。
【０３４１】
発明の詳細な説明との関連で種々の実施例を説明したが、これらは、単に説明のためであり、請求項に記載した本発明の範囲を制限するものでないことに留意すべきである。他の関連する具体例、形態、利点及び/又は変更は以下の請求の範囲に包含されるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の光学的画像化システムの模式図。
【図２】 図２Aは、本発明の多重走査ユニットを画成する光学的画像化システムの光学プローブの模式図、図２Bは、図２Ａのものとは逆の波動源−検波器配置を有する本発明の多重走査ユニットを画成する光学的画像化システムの光学プローブの模式図。
【図３】 図３Ａは、同一の近距離及び遠距離を有する２つの波動源と２つの検波器を有する本発明のサンプル光学システムの模式図、図３Ｂは、近距離及び遠距離を有する２つの波動源と２つの検波器を有する本発明の他のサンプル光学システムの模式図、図３Ｃは、２つの波動源と４つの検波器を有する本発明の更に他のサンプル光学システムの模式図。
【図４】 本発明の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図５】 本発明の他の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図６】 図６Ａは、本発明の線状走査ユニットの模式図、図６Ｂは、図６Ａのものとは逆の波動源−検波器配置を有する本発明の他の線状走査ユニットの模式図、図６Ｃは、本発明の正方形走査ユニットの模式図、図６Ｄは、図６Ｃのものとは逆の波動源−検波器配置を有する本発明の他の正方形走査ユニットの模式図、図６Ｅは、本発明の長方形走査ユニットの模式図、図６Ｆは、本発明の台形走査ユニットの模式図、図６Ｇは、図６Ｆのものとは逆の波動源−検波器配置を有する本発明の他の台形走査ユニットの模式図、図６Ｈは、反転した波動源−検波器配置を有する本発明の他の台形走査ユニットの模式図。
【図７】 図７Aは、本発明の準線状走査ユニットの模式図、図７Ｂは、本発明の長方形走査ユニットの模式図、図７Ｃは、本発明の平行四辺形走査ユニットの模式図。
【図８】 図８Ａは、本発明に係わる図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第1のセットの模式図、図８Ｂは、本発明に係わるもので、図８Ａの走査ユニットにより発生されたボクセル及びクロス‐ボクセル、並びに結果として得られるボクセル値及びクロス‐ボクセル値の模式図。
【図９】 図９Ａは、本発明に係わる図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第２のセットの模式図、図９Ｂは、本発明に係わるもので、図９Ａの走査ユニットにより発生されたボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図、図９Ｃは、本発明に係わるもので、図９Ｂの得られたボクセル値及びクロス‐ボクセル値の模式図。
【図１０】 図１０Ａは、本発明に係わる図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第３のセットの模式図、図１０Ｂは、本発明に係わるもので、図１０Ａの走査ユニットにより発生されたボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図、図１０Ｃは、本発明に係わるもので、図１０Ｂの得られたボクセル値及びクロス‐ボクセル値の模式図。
【図１１】 図１１Ａは、本発明に係わる図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第４のセットの模式図、図１１Ｂは、本発明に係わるもので、図１１Ａの走査ユニットにより発生されたボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図、図１１Ｃは、本発明に係わるもので、図１１Ｂの得られたボクセル値及びクロス‐ボクセル値の模式図。
【図１２】 本発明に係わるもので、図8ないし図１１のボクセル及びそれから得られるクロス‐ボクセルの模式図。
【図１３】 図１３Ａは、本発明に係わるもので、対称要件を満足する非対称走査ユニットの模式図、図１３Ｂは、本発明に係わるもので、対称要件を満足する他の非対称走査ユニットの模式図、図１３Ｃは、本発明に係わるもので、対称要件を満足する更に他の非対称走査ユニットの模式図。
【図１４】 図１４Aは、本発明に係わる光学的画像化システムの円形光学プローブの例を示す模式図、図１４Ｂは、本発明に係わる光学的画像化システムの三角形光学プローブの例を示す模式図。
【図１５】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値(すなわち、Ｆ１のＦ２に対する比)を酸素飽和度の関数として示すプロット図。
【図１６】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値を酸素飽和度の関数として示す他のプロット図。
【図１７】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値を酸素飽和度の関数として示す更に他のプロット図。
【図１８】 本発明に係わるもので、異なる背景散乱係数と総ヘモグロビン濃度を有する媒体中の計算された酸素濃度と、真の酸素飽和度との関係を示す更に他のプロット図。
【図１９】 本発明に係わるもので、総ヘモグロビン（ＨｂＴ）濃度と、酸素化ヘモグロビン（ＨｂＯ）濃度と、脱酸素化ヘモグロビン（Ｈｂ）濃度の経時変化を示すプロット図。
【図２０】 本発明に係わるもので、酸素飽和度の経時変化を示すプロット図。
【図２１】 本発明に係わる光学的画像化システムを示す模式図。
【図２２】 図２２Ａ及び図２２Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図２１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量のそれぞれの画像を示す写真図。
【図２３】 図２３Ａ及び図２３Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図２１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【図２４】 図２４Ａは、同一の近距離及び遠距離を有する２つの波動源と２つの検波器を有する本発明のサンプル光学システムの模式図、図２４Ｂは、近距離及び遠距離を有する２つの波動源と２つの検波器を有する本発明の他のサンプル光学システムの模式図、図２４Ｃは、２つの波動源と４つの検波器を有する本発明の他のサンプル光学システムの模式図。
【図２５】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値(すなわち、Ｆ１のＦ２に対する比)を酸素飽和度の関数として示すプロット図。
【図２６】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値を酸素飽和度の関数として示す他のプロット図。
【図２７】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値を酸素飽和度の関数として示す更に他のプロット図。
【図２８】 本発明に係わるもので、異なる背景散乱係数と総ヘモグロビン濃度を有する媒体中の計算された酸素濃度と、真の酸素飽和度との関係を示す更に他のプロット図。
【図２９】 本発明に係わるもので、総ヘモグロビン（ＨｂＴ）濃度と、酸素化ヘモグロビン（ＨｂＯ）濃度と、脱酸素化ヘモグロビン（Ｈｂ）濃度の経時変化を示すプロット図。
【図３０】 本発明に係わるもので、酸素飽和度の経時変化を示すプロット図。
【図３１】 本発明に係わる光学的画像化システムを示す模式図。
【図３２】 図３２Ａ及び図３２Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図３１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量のそれぞれの画像を示す写真図。
【図３３】 図３３Ａ及び図３３Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図３１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【図３４】 本発明に係わるもので、線移動するようアレンジされた走査ユニットの模式図。
【図３５】 本発明に係わるもので、回転又は旋回するようアレンジされた走査ユニットの模式図。
【図３６】 本発明に係わるもので、Ｘ軸移動及びＹ軸往復動を同時にするようアレンジされた走査ユニットの模式図。
【図３７】 本発明に係わるもので、クロス‐ボクセル又はクロス測定エレメントを発生するようアレンジされた走査ユニットの模式図。
【図３８】 本発明に係わるもので、可動光学的画像化システムの模式図。
【図３９】 本発明に係わる光学的画像化システムを示す模式図。
【図４０】 図４０Ａ及び図４０Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図３９の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量のそれぞれの画像を示す写真図。
【図４１】 図４１Ａ及び図４１Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図３９の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【図４２】 図４２Ａないし図４２Ｄはいずれも本発明に係わる光学的画像化システムの波動源−検波器配置を例示する模式図。
【図４３】 図４３Ａ及び図４３Ｂはいずれも本発明に係わる検波器により発生した出力信号を例示する模式図。
【図４４】 本発明に係わるもので、典型的な自己校正光学的画像化システムの模式図。
【図４５】 図４５Ａ及び図４５Ｂはいずれも本発明に係わる検波器により発生した出力信号の他の例を示する模式図。
【図４６】 本発明に係わる光学的画像化システムの他の例を示す模式図。
【図４７】 図４７Ａ及び図４７Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図４６の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量の変化をそれぞれ示す画像の写真図。
【図４８】 図４８Ａ及び図４８Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図４６の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【図４９】 本発明に係わる光学的画像化システムを示す模式図。
【図５０】 本発明の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図５１】 本発明の他の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図５２】 本発明に係わるもので、線移動するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図。
【図５３】 本発明に係わるもので、図５２の走査ユニットにより得られた画像の模式図。
【図５４】 本発明に係わるもので、図５２の検波器により発信された出力信号の二次元空間的分布の例を示すグラフ図。
【図５５】 本発明に係わるもので、回転するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図。
【図５６】 図５６Ａは、本発明に係わるもので、Ｘ軸に沿って線状移動するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図、図５６Ｂは、本発明に係わるもので、回転するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図、図５６Ｃは、本発明に係わるもので、Ｙ軸に沿って線状移動するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図。
【図５７】 本発明に係わるもので、図５６Ａないし５６Ｃの走査ユニットにより得られた画像の模式図。
【図５８】 本発明に係わるもので、Ｘ軸移動及びＹ軸往復動を同時にするようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図。
【図５９】 本発明の他の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図６０】 本発明に係わるもので、可動光学的画像化システムの模式図。
【図６１】 本発明に係わる光学的画像化システムの例を示す模式図。
【図６２】 図６２Ａ及び図６２Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図６１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量のそれぞれの画像を示す写真図。
【図６３】 図６３Ａ及び図６３Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図６１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【発明の属する技術分野】
本発明は、大略的に（i）種々の生理学的媒体における発色団又はその特性の空間的及び/又は時間的分布に関する情報を与えるためのシステム及び方法；及び/又は(ii) 種々の生理学的媒体の種々の特性、例えば酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度（及び/又はそれらの比）の絶対値を判定するためのシステム及び方法に関する。より具体的には、本発明は、非侵襲性自己校正光学撮像システム、移動性センサーアッセンブリーを備えた光学的プローブ、実時間画像構築アルゴリズム及びその方法に関する。センサーアッセンブリーは対称的に配置された光学センサー、例えば波動源及び/又検出器を具備するものであってもよい。本発明は、ベール・ランバート方程式、改良ベール・ランバート方程式、光子拡散方程式及びこれらの均等物などの波動方程式に基づき操作される光学画像化システム及び/又光学的プローブに適用することができる。本発明は更に、上記の波動方程式を解決することにより上記の絶対値を得るための装置及び方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
数学的基礎
近赤外分光法は、動物及びヒト被検体のおける種々の生理学的特性を非侵襲的に測定するのに使用されてきた。この近赤外分光法の根底をなす基本的原理は、生理学的媒体、例えば組織及び細胞が、種々の光吸収性及び/又は光拡散性発色団を含み、これらが伝達、透過された電磁波と相互作用を奏するということに基づくものである。例えば、生理学的組織は、比較的低い吸収性の近赤外波に対し強く拡散する種々の発色団を含んでいる。生理学的媒体中の多くの物質は、その中を伝播する近赤外光と相互作用し、干渉し合うものと思われる。例えば、ヒトの組織及び細胞は多数の発色団、例えば水分、シトクロム、脂質などを含み、その内、脱酸素化及び酸素化ヘモグロビンは６００nmないし９００nmのスペクトル領域において、最も優勢的な発色団である。そのため、近赤外分光器は生理学的媒体中の酸素レベルを組織ヘモグロビン酸素飽和（以下、単に酸素飽和と略記する）の点で測定するのに適用されてきた。この近赤外分光法及び拡散光画像化についての技術的背景については、例えば、下記非特許文献１及び２に記載されている。近赤外分光法については種々の技術的発展がなされている。例えば、時間分解分光法（TRS）、位相変調分光法（PMS）及び連続波分光法（CWS）などである。
【０００３】
［ＴＲＳ］
TRS技術はパルス時間測定及びパルス符号変調などの操作原理に基づくものである。特に、これは生理学的媒体への、又は、からの電磁波の流入流出間の時間遅れを測定する。典型的には、このTRSは生理学的媒体に対し、数ピコ秒のオーダーの持続時間を有する電磁波のインパルス又はパルス系列を与えることを行う。光子拡散は組織の特徴を、検出器により受理された遅延パルスのタイミングのみならず、受理された強度時間座標図を以って符号化する。従って、伝達されたパルスの“きれいな”レプリカを受理する代わりに、返送信号はやがて広がり、振幅が著しく減少する。従って、TRSは或る限定された期間に亘って返送信号の強度を測定するが、この期間は遅延された返送信号の全体を検出するのに十分な長さのものである。入力インパルス又はパルスのそのような形状変化及び振幅減衰に基づいて、光子の異なる到着時間及び光源（波動源）と検出器との間の平均時間遅れが用いられ、例えば返送信号のデコンボルーション（逆重畳）を介しての組織吸収及び組織拡散が得られる。ついで、この横断された組織についての情報（光路長さ及びその変化）が即座に得られる。このTRS技術の詳細については、例えば、下記非特許文献３及び４に記載されている。これら全ては発明の背景として参照のために本明細書に組み込まれるものとする。
【０００４】
［ＰＭＳ］
PMS技術は、波動源により照射され、生理学的媒体を介して伝達された位相変調電磁波を使用するものである。このPMSの典型的例として、ホモダインシステム、ヘテロダインシステム、単側波帯システム及びトランスミッター・レシーバー・クロス‐カップリング及び位相修正アルゴリズムに基づく他のシステムを挙げることができる。TRSと同様に、PMSシステムは減衰された電磁波の強度をモニターするものである。更に、このPMSシステムにおいては、周波数領域パラメータ、例えば波動の強度とは関係のない電磁波の位相ずれを測定する必要がある。このような時間領域及び周波数領域の情報に基づいて、PMSシステムは生理学的媒体の発色団の吸収係数及び/又拡散係数のスペクトルを測定し、ヘモグロビン濃度の絶対値を計算する。このPMSの詳細については、例えば下記特許文献１及び下記非特許文献５に記載されている。これらはその全体を参照文献として本明細書に組み込まれるものとする。
【０００５】
［ＣＷＳ］
対照的に、CWSシステムは非インパルス的で位相変調されていない電磁波を使用する。つまり、CWSシステムは生理学的媒体に対し、少なくとも実質的に同一の振幅の電磁波を適当な期間に亘って適用するものである。検出側では、このCWSシステムは照射され、検出された電磁波の強度を測定するだけであり、その周波数領域パラメータを何ら評価するものではない。
【０００６】
均質で半無限モデルにおいて、上記TRS及びPMSは、一般に、光子拡散方程式を解くことにより生理学的媒体の吸収係数及び減少散乱係数のスペクトルを得るのに使用され、それにより酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度及び組織の酸素飽和度を推定するものである。これとは反対に、CWSは一般に改良ベール・ランバート方程式を解き、酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの相対値又は濃度変化を計算するために使用される。
【０００７】
ヘモグロビン濃度並びに酸素飽和を与え得るという機能にも拘らず、TRS及びPMSは装置が大規模になり、従って高価となるという主な欠点を伴う。例えば、TRSの装置はパルス発生機と検出器を必要とする。他方、PMSは、周波数領域パラメータを判定するための付加的ハードウエア及び信号処理能力を必要とする。CWSはより低いコストで製造することができる。なぜならば、CWSが実施に際し必要とするものは、強度測定を行うだけのものでよいからである。しかし、その利用性は一般に限定されたものである。なぜならば、CWSはヘモグロビン濃度の変化のみを予測するもので、その絶対値を予測することはできず、ヘモグロビン濃度のそのような変化から組織の酸素飽和度を予測することはできない。従って、CWSは酸素飽和度を提供することはできない。この従来技術は更に、その臨床的適用の前に光学プローブの演繹的校正を必要とし、それは例えばテスト被検体の生理学的媒体の参照媒体中の、又は生理学的媒体の均質な領域中のベースラインを測定することに行われる。更に、従来技術は全て、発色団の特性の二次元又は三次元的分布の画像を発生させるため、複雑な画像復元アルゴリズムを必要とする。
【０００８】
従って、外部の測定値又はデータに依存することなく、それ自体で自己校正でき、更に実質的実時間ベースでの発色団の分布の二次元及び/又三次元的画像及び/又発色団の特性の二次元及び/又三次元的画像を与えることができるようなより効率的な画像構築アルゴリズムを組み込むことができるような、より効率的で、信頼性を有し、コンパクトで、比較的安価な光学的撮像システムについての必要性が存在する。更に、発色団及び/又はその特性の絶対値を測定することができ、単一の測定で生理学的媒体のより大きい標的領域を走査することができる光学的プローブについての必要性が存在する。更に、生理学的媒体におけるヘモグロビンの濃度の絶対値及び酸素飽和度を測定するための新規なCWSシステム及び方法が存在する。
【特許文献１】
米国特許第5,820,558号
【非特許文献１】
Neuman,M.R.,“Pulse Oximetry: Physical Principles, Technical Realization and Present Limitations,”Adv. Exp. Med. Biol., vol.220, p.135-144,1987
【非特許文献２】
Severinghaus,J.W.,“History and Recent Developments in Pulse Oximetry,”Scan. J. Clin. and Lab. Investigations, vol.53, p.105-111, 1993
【非特許文献３】
D.A.Boasら、Proc. Natl. Acad. Sci., vol.91, p.4887(1994); R.P.Spencer及びG.Weber,Ann.(N.Y.) Acad. Sci. vol.158, p.3631(1996)
【非特許文献４】
J.Sipior等, Rev. Sci. Instrum., vol.68, p.2666(1997)
【非特許文献５】
B.Chance,Rev. Sci. Instrum., vol.69, p.3457(1998)
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、大略的に（i）種々の生理学的媒体における発色団又はその特性の空間的及び/又は時間的分布に関する情報を与えるためのシステム及び方法；及び/又は(ii) 種々の生理学的媒体の種々の特性、例えば酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度（及び/又はそれらの比）の絶対値を判定するためのシステム及び方法に関する。より具体的には、本発明は、非侵襲性自己校正光学撮像システム、移動性センサーアッセンブリーを備えた光学的プローブ、実時間画像構築アルゴリズム及びその方法に関する。本発明は、ベール・ランバート方程式、改良ベール・ランバート方程式、光子拡散方程式及びこれらの均等物などの波動方程式に基づき操作される光学画像化システム及び/又光学的プローブに適用することができる。本発明は更に、上記の波動方程式を解決することにより上記の絶対値を得るための装置及び方法に関する。
【００１０】
本発明の１つの形態において、システムが生理学的媒体中の発色団の濃度を判定するようになっている。このシステムは、生理学的媒体中に、異なる波動特性を有する電磁線の少なくとも２つのセットを照射するためのソースモジュールと、該生理学的媒体中を透過した電磁線を検出するための検出器モジュールと、上記ソースモジュールから照射され、上記検出器モジュールで検出された電磁線から発色団の濃度の少なくとも1つの絶対値を判定するための処理モジュールとを具備するものであってもよく、この場合、上記判定は上記ソースモジュールからの電磁線の連続波の強度測定に基づいて行われる。
【００１１】
本発明は更に、生理学的媒体の標的領域における1又はそれ以上の発色団及びその特性の分布を表す画像を発生させるシステムを提供するものである。このシステムは、少なくとも１つの波動源と、少なくとも１つの検波器を有する光学的プローブを具備するものであってもよく、ここで上記波動源は生理学的媒体の第1の標的区域へ電磁線を照射するよう構成され、上記検波器は生理学的媒体の第1の標的区域からの電磁線を検出し、それに応答する第1の出力信号を発生させるよう構成されている。このシステムは更に、上記の第1の出力信号を受理、サンプリングし、複数の振幅値を得るよう構成された信号分析器を具備するものであってもよい。この振幅値は後に分析され、実質的に同様の振幅を有する第1の出力信号のサンプルの少なくとも１セットが判定される。このシステムは更に、上記第1の出力信号から第1のベースラインを計算するよう構成された信号プロセッサーを具備するものであってもよく、ここで該第1のベースラインは上記分析器により判定された実質的に同様の振幅を表すものである。上記信号プロセッサーは更に上記第1の出力信号とその第1のベースラインを操作することにより自己校正第1出力信号を提供することができ、ここで上記第1のベースラインは同様の振幅の代表的振幅を表すものである。
【００１２】
本発明は更に、生理学的媒体中の発色団の濃度を判定するための方法を提供する。
【００１３】
本発明の他の形態において、システムが生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビン及びその特性の分布についての情報を提供するようになっている。このシステムは、少なくとも１つの波動源と少なくとも1つの検波器を装着し得る可動部材を具備するものであってもよく、ここで上記の少なくとも１つの波動源は、近赤外電磁線を標的区域に照射し得るよう構成され、上記の少なくとも1つの検波器は、該標的区域からの近赤外線照射を検出し、それに応答して出力信号を発生させるよう構成されている。このシステムは更に、標的区域との関連で少なくとも1つの曲線路に沿って移動するようにさせた少なくとも1つの可動部材と連結するアクチュエータと、該少なくとも1つの曲線路に沿って設けられた上記の少なくとも１つの検波器によって発生した出力信号に基づいてヘモグロビン又はその特性の分布を判定するプロセッサーとを具備するものであってもよい。
【００１４】
本発明の他の形態において、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビン及びその特性の分布についての情報を提供する上記システムは、波動源と検波器とを有する光学的プローブを具備し、ここで上記波動源は、近赤外電磁線を生理学的媒体の第1の標的区域に照射し得るよう構成され、上記検波器は、該生理学的媒体からの近赤外線照射を検出し、それに応答して第1の出力信号を発生させるよう構成されている。このシステムは更に、上記第1の出力信号を受理、サンプリングし、複数の振幅値を得るようにした分析装置を具備するものであってもよい。この振幅値は後に分析され、実質的に同様の振幅を有する第1の出力信号のサンプルの少なくとも１セットが判定される。このシステムは更に、上記第1の出力信号から第1のベースラインを計算するよう構成された信号プロセッサーを具備するものであってもよく、ここで該第1のベースラインは上記分析器により判定された実質的に同様の振幅を表すものである。上記信号プロセッサーは更に上記第1の出力信号とその第1のベースラインを操作することにより自己校正第1出力信号を提供することができる。
【００１５】
本発明の更に他の形態として、生理学的媒体の標的区域に近赤外電磁線を照射するように構成された少なくとも１つの波動源と、近赤外電磁線を検出し、検出された近赤外電磁線に応答して出力信号を発生させる少なくとも1つの検波器とを備えた光学的プローブを有する光学的撮像システムからの校正出力信号を得るための方法が提供される。
【００１６】
本発明の他の形態は、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビン及びその特性の分布を表す画像を発生することができる光学的プローブを提供することである。この光学的プローブは複数の波動源及び検波器を具備してなるものである。これらの波動源は生理学的媒体に近赤外電磁線を照射するように構成され、他方、検波器は近赤外電磁線を検出し、検出された近赤外電磁線に応答して出力信号を発生させるように構成されている。
【００１７】
本発明の具体的態様には以下のような特徴を有する1又はそれ以上のものが含まれる。
【００１８】
すなわち、複数の対称的に配置された走査ユニットであって、それぞれが、第1の波動源と、第２の波動源と、第1の検波器と、第２の検波器とを具備してなる。この第1の波動源は第２の検波器よりも第1の検波器に近づけて配置されている。また、第２の波動源は第１の検波器よりも第２の検波器に近づけて配置されている。第1の波動源と第１の検波器との間の第1の近距離は、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と実質的に同等である。又、第1の波動源と第２の検波器との間の第1の遠距離は、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と実質的に同等である。この第1及び第２の波動源は、第1及び第２の波動源の少なくとも１つにより照射された近赤外電磁線の検出に応答して出力信号を発生するように構成されている。この出力信号は近赤外電磁線の、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビンとの光学的相互作用を表すものである。
【００１９】
他の具体的態様において、上記光学的プローブは４つの対称的走査ユニットを具備するものであってもよく、この場合、第１の走査ユニットは第４の走査ユニットと一致し、第２の走査ユニットは第３の走査ユニットと一致する。各走査ユニットは、第1の波動源と、第２の波動源と、第1の検波器と、第２の検波器とを具備してなる。第1及び第２の波動源は、第1及び第２の検波器と同期し、出力信号を発生するように構成され、この出力信号は、近赤外電磁線の、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビンとの電磁波的相互作用を表すものとなっている。
【００２０】
他の具体的態様において、上記光学的プローブは、第１の走査部材を規定する少なくとも１つの第１の波動源及び少なくとも1つの第１の検波器と、第２の走査部材を規定する少なくとも１つの第２の波動源及び少なくとも1つの第２の検波器とを具備するものであってもよい。この第１、第２の走査部材は、上記第１及び第２の波動源が線対称又は点対称で配置された走査ユニットを規定するものである。これら走査部材には、夫々、上記第１及び第２の検波器も線対称又は点対称で配置されている。
【００２１】
本発明は、光学的プローブを有する光学的撮像システムにより、生理学的媒体の標的区域の二次元又は三次元画像を発生させるための方法を含むものである。これら画像は生理学的媒体中のヘモグロビン及びその特性の空間的又は時間的分布を表すものである。この光学的プローブは複数の波動源及び複数の検波器を具備してなるものである。これらの波動源は生理学的媒体に近赤外電磁線を照射するように構成され、他方、検波器は近赤外電磁線を検出し、検出された近赤外電磁線に応答して出力信号を発生させるように構成されている。上記方法は、夫々が少なくとも１つの波動源と、少なくとも1つの検波器とを具備する複数の走査部材を提供する工程を含む。この方法は更に、夫々が少なくとも２つの上記走査部材を具備する複数の走査ユニットを規定し、上記標的区域を１又はそれ以上の走査ユニットで走査することを含む。この方法は更に、該走査ユニットの夫々により発生された出力信号をグループ化する工程と、該走査ユニットの入力及び出力に適用される波動方程式の解答セットを得る工程とを含む。この方法は更に、該解答セットからヘモグロビン及びその特性の少なくとも１つの分布を判定する工程と、この分布の１又はそれ以上の画像を提供する工程とを含む。
【００２２】
本発明の他の形態において、生理学的媒体の標的区域中の１又はそれ以上のヘモグロビンの特性を表す画像を発生させるシステムが提供され、このシステムは、アクチュエータと連結され、少なくとも１つの曲線路に沿って上記標的区域との関連で移動するよう構成された可動支持部材を具備する。このシステムは更に、上記支持部材に装着された１又はそれ以上の波動源と、１又はそれ以上の検波器とを含み、それにより長手軸、走査領域及び走査容積と関連させた走査ユニットを形成している。この１又はそれ以上の波動源は生理学的媒体の標的区域中に近赤外電磁線を照射し得るよう構成され、上記の１又はそれ以上の検波器は、該標的区域からの近赤外線照射を検出し、それに応答して出力信号を発生させるよう構成されている。このシステムは更に、上記出力信号を受理し、標的区域中の複数のボクセルを画定するプロセッサーを具備する。この複数のボクセルは特徴的寸法と、ボクセル軸とを有する。上記プロセッサーは複数のボクセル中の出力信号に基づいて発色団の特性を判定し、画像を発生させる。
【００２３】
本発明の他の形態において、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１以上のヘモグロビンの特性の分布を表す画像を発生させるシステムが提供され、このシステムは、少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器とを具備してなる。このシステムは更に、センサーアッセンブリーからの出力信号を受理するためのプロセッサーを具備し、このプロセッサーは上記標的区域中の複数のボクセルを画定するように構成されている。ヘモグロビンの特性を判定するため、このプロセッサーは、上記の少なくとも1つの波動源からの入力放射に適用された、並びに上記の少なくとも1つの検波器により検出された放射に適用された複数の波動方程式を解くようになっている。このプロセッサーは更に、上記標的区域中のヘモグロビンの特性の分布の画像を発生するようになっている。
【００２４】
本発明の他の態様として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つの特性の分布を表す画像を表すシステムが提供され、ここで、このシステムは少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器と、少なくとも１つの可動部材を有する携帯用プローブと、少なくとも１つのアクチュエータとを具備してなる。上記の少なくとも１つの可動部材は、その上に少なくとも1つの波動源及び少なくとも1つの検波器を装着してなり、上記の少なくとも１つのアクチュエータは上記の少なくとも１つの可動部材と連結し、これを１又はそれ以上の曲線路に沿って移動させるよう構成されている。
【００２５】
本発明のその他の形態として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つの特性の分布についての情報を発生させるシステムが提供され、このシステムは少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器と、上記の少なくとも1つの波動源及び検波器が配置された少なくとも１つの可動部材を有する光学的プローブとを具備してなる。このシステムは更に、上記光学的プローブを連結し、出力信号を受理するよう構成されたプロセッサーを含むコンソールを具備している。このシステムは更に、上記の少なくとも１つの可動部材と連結し、これを１又はそれ以上の曲線路に沿って移動させるよう構成されたアクチュエータと、電気的通信、光学的通信、電力伝達、機械力伝達並びに光学的プローブ、コンソール及びアクチュエータ部材の内の少なくとも２つの間のデータ伝達の内の少なくとも１つを提供するコネクターとを具備してなる。
【００２６】
更に他の具体例として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つの特性の分布についての情報を発生させるシステムが提供され、このシステムはプロセッサーと、少なくとも２つの波動源と、少なくとも２つの検波器とを具備してなる。上記の少なくとも２つの波動源及び少なくとも２つの検波器は、実質的に線に沿って配置されている。
【００２７】
本発明の他の形態として、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビンの分布を表す画像を、携帯用測定システムにより発生させる方法が提供される。このシステムは、走査ユニットを画定する少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器とを装着した可動部材を具備してなり、この走査ユニットは長手軸と、上記標的区域よりも小さい走査領域と、その周りの走査容積を有し、上記の少なくとも1つの波動源は上記標的区域に近赤外電磁線を照射し、上記の少なくとも1つの検波器はこの標的区域中の近赤外電磁線を検出し、それに応答して出力信号を発生するよう構成されている。このシステムは更に、可動支持部材と連結し、これを少なくとも１つの曲線路に沿って移動させ、上記標的区域を走査するようにしたアクチュエータを具備する。上記方法は更に、生理学的媒体の標的区域に上記可動部材を配置させる工程及び上記走査ユニットを上記標的区域の第１の領域に位置決めする工程を含む。上記方法は更に、アクチュエータ部材を操作し、上記可動部材及び走査ユニットを上記の第１の領域から第１の曲線路に沿って標的区域の他の領域へ移動させる工程を含む。上記方法は更に、上記標的区域の上記領域の少なくとも１つにおいて上記出力信号からボクセルの第１のセットを画定する工程と、このボクセルの第１のセットに対応するボクセル値を判定する工程とを含む。なお、ここで、各ボクセル値はボクセルについての特性の平均を表している。この方法は更に、このボクセルの第１のセットからヘモグロビンの分布を表す画像を発生させる工程を含む。
【００２８】
本発明の他の形態として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つ特性の分布を表す画像を、携帯用システムにより発生させる方法が提供される。このシステムは、生理学的媒体中に電磁線を照射するように構成された少なくとも1つの波動源と、電磁線を探知し、それに応答して出力信号を発生させるよう構成された少なくとも1つの検波器とを具備してなる。この方法は上記標的区域に波動源及び検波器を位置決めし、上記出力信号からボクセルの第１のセットを画定し、該ボクセルの第１のセットについての一連のボクセル値を判定する工程を具備してなる。なお、ここで、各ボクセル値はボクセルについての特性の平均を表している。この方法は更に、上記出力信号からボクセルの第２のセットを画定する工程と、該第２のボクセルの一連のボクセル値を判定する工程と、該ボクセルの第１及び第２のセットの１つに夫々属する少なくとも２つの交差するボクセルの交差部として画定されるクロス‐ボクセルの第１のセットを構築する工程とを具備してなる。この方法は更に、交差するボクセルのボクセル値からクロス‐ボクセルの第１のセットのクロス‐ボクセル値を計算する工程と、該第１のセットのクロス‐ボクセル値の第１のシーケンスから発色団の特性の分布の画像を発生させる工程とを具備してなる。
【００２９】
本発明の他の形態として、生理学的媒体の標的区域中の少なくとも１つの発色団の少なくとも１つ特性の分布を表す画像を、測定システムにより発生させる方法が提供される。このシステムは、少なくとも1つの波動源と、少なくとも1つの検波器と、可動部材と、アクチュエータ部材とを具備してなる。この可動部材は上記波動源及び検波器の少なくとも１つを含むように構成され、アクチュエータ部材は該可動部材と適宜、連結するようになっている。上記波動源及び検波器は可動走査ユニットを形成するように構成されており、この可動走査ユニットは上記波動源及び検波器を結合する長手軸を含むと共に、走査区域及びその周りの走査容積の少なくとも１つを画定するものである。アクチュエータ部材は上記可動部材及び走査ユニットの少なくとも１つの少なくとも１つの曲線路に沿う少なくとも１つの動きを発生させるように構成されている。上記方法は更に、生理学的媒体の標的区域に上記可動部材を配置させる工程と、上記走査ユニットを上記標的区域の第１の領域に位置決めする工程と、アクチュエータ部材を操作し、上記可動部材及び走査ユニットの少なくとも１つを第１の曲線路に沿って標的区域の第１の領域から第２の領域への移動させる第１の動き発生させる工程とを含む。上記方法は更に、上記標的区域の少なくとも１部において上記出力信号から第１のボクセルの第１のセットを画定する工程と、該第１のボクセルの第１のボクセル値の第１のシーケンスを判定する工程とを含む。なお、ここで、各第１のボクセル値は第１のボクセルについての特性の第１の平均を表している。この方法は更に、上記標的区域の少なくとも１部において上記出力信号から第２のボクセルの第２のセットを画定する工程と、該第２のボクセルの第２のボクセル値の第２のシーケンスを判定する工程とを含む。なお、ここで、各第２のボクセル値は第２のボクセルについての特性の第２の平均を表している。この方法は更に、該第１及び第２のボクセルの第１及び第２のセットの１つに夫々属する少なくとも２つの交差するボクセルの交差部として画定されるクロス‐ボクセルのセットを構築する工程を具備する。この方法は更に、交差するボクセルのボクセル値から直接、該クロス‐ボクセルのクロス‐ボクセル値のシーケンスを計算する工程と、該クロス‐ボクセル値の該シーケンスから直接、発色団の特性の分布の画像を発生させる工程とを具備している。
本発明の特徴及び利点は以下の詳細な説明及び特許請求の範囲から明らかになるであろう。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下の記載は、生理学的媒体中の発色団の特性の二次元又は三次元空間的又は時間的分布の画像を提供するよう配置された種々の光学的画像化システムを提供するものである。より具体的に述べると、以下の記載は、光学的画像化システム、このシステムのための可動走査ユニットを備えた光学的プローブ、移動式波動源−検波器アッセンブリー、出力信号を校正するための自己校正アルゴリズム、及びリアルタイム（実時間）画像構築アルゴリズム、並びにその方法の好ましい形態及び具体例を提供するものである。
【００３１】
Ｉ. 一般的装置：
Ａ. 一般的構成
本発明の一形態において、光学的画像化システムが提供され、これは、生理学的媒体の標的区域における発色団の１又はそれ以上の特性の空間的分布及び時間的変化の画像を、走査領域が上記標的区域よりも小さい走査ユニットを用いて発生させるものである。
【００３２】
図１は、本発明による光学的画像化システムの模式図を示すものである。この例示の光学的画像化システム１００は、本体１１０と、２つの波動源１２２及び２つの検波器１２４を備えた可動部材１２０と、可動部材１２０と連結され、本体１１０との関連で可動部材１２０を矢線で示す方向に１又はそれ以上の曲線路に沿って移動させるよう配置されたアクチュエータ部材１３０と、センサー（すなわち、波動源１２２及び検波器１２４）と連結され、このセンサーから信号を受理し、発色団及び/又はその特性の空間的又は時間的分布の画像を発生させるよう配置された画像化部材１４０とを具備してなる。波動源１２２及び検波器１２４の所定数を配列させることにより、上記媒体を走査するための基本的波動源−検波器配列を形成する走査ユニット１２５が画成される。
【００３３】
本体１１０は一般に、硬質又は半硬質材料、例えばプラスチックから作られる。以下に説明するように、本体１１０の形状、サイズは種々の設計基準により適宜、決定することができる。例えば、走査及び検査されるべき媒体の領域（すなわち、“標的区域”）、可動部材１２０の形状、サイズ、アクチュエータ部材１３０により生じる可動部材１２０の動きの特徴、可動部材１２０の曲線路の形状などにより適宜、決定することができる。
【００３４】
本体１１０は実質的に長方形をなすハウジング１１２を具備し、その中に可動部材１２０を受理し得るようになっている。一般にハウジング１１２は可動部材１２０よりも実質的に大きい形状、寸法を有し、ハウジング１１２の異なる部分に沿って可動部材１２０が移動し得るようになっている。以下に説明するように、ハウジング１１２の領域は一般に可動部材（又はセンサーアッセンブリー）１２０に配置されたセンサー１２２，１２４により走査されるべき上記媒体の“標的区域”に対応している。本体１１０の形状は一般に種々の設計基準により適宜、決定される。例えば、走査されるべき媒体の領域の形状、サイズ、可動部材１２０の形状、寸法、アクチュエータ部材１３０により駆動される可動部材１２０が標的区域の異なる領域、部分へ移動される際の曲線路の形状などにより決定される。本体１１０は半硬質又は可撓性材料から作ることができ、上記媒体の輪郭表面に適合し得るようになっている。
【００３５】
Ｂ. 波動源及び検波器／走査素子／走査ユニット
以下の記述は、波動源−検波器配置又は光学的プローブのためのセンサー配列、光学的画像化システム、及びこれらのための方法であって、種々の生理学的媒体の標的区域における発色団及び/又はその特性の二次元的及び/又は三次元的の空間的又は時間的分布の画像を提供することに関するものである。特に、以下の記述は光学的画像化システムの光学的プローブのための相称的センサー配列の好ましい形態及び具体例を提供するものである。
【００３６】
［波動源の配置］
可動部材１２０は１又はそれ以上の波動源を有するものでよく、その各々は上記媒体と光結合を形成し、それに電磁波を照射するようになっている。この可動部材１２０に使用される波動源としては、所定の波長、例えば１００ｎｍないし５，０００ｎｍの範囲、３００ｎｍないし３，０００ｎｍの範囲の電磁波、特に５００ｎｍないし２，５００ｎｍの範囲の“近赤外域”の電磁波を照射し得る任意のものが使用される。後述のように、典型的な波動源として、これらは約６９０ｎｍ（６７０−７１０ｎｍ）又は約８３０ｎｍ（８１０−８５０ｎｍ）の波長の近赤外電磁波を照射するよう配列される。波動源は異なる波動特性、例えば異なる波長、位相角、周波数、振幅又は調波を有する電磁波を照射するよう配列されていてもよい。その他、波動源は、同様の又は相互に区別し得る波長、周波数、位相角、振幅又は調波を有するキャリア電磁波に、同一、類似又は異種の信号波を重ねた電磁波を照射するものであってもよい。図１に示す具体例では、可動部材１２０が２つの波動源１２２を有し、それぞれが異なる波動特性、例えば波長が約６８０ｎｍないし７００ｎｍのものと、約８２０ｎｍないし８４０ｎｍのものとを有する電磁波を照射するようになっている。
【００３７】
この可動部材に含められる波動源の正確な数は本発明を実施する上で特に制限はない。例えば、可動部材は、異なる波動特性、同一の又は異なる信号波、又は異なる又は同一のキャリア波などを有する電磁波の多重セットを照射し得る僅か単一の波動源を有するものであってもよい。このような波動源は電磁波を連続的に、周期的に又は間欠的に照射するよう配列させることができる。同様に、可動部材は、上述の電磁波を連続的に、周期的に又は間欠的に検出し得る僅か単一の検波器を有するものであってもよい。
【００３８】
［検波器の要件］
可動部材は少なくとも１つの検波器を有することができ、好ましくは電磁波を検出し、それに応答して出力信号を発生するようになっている。本発明で使用される検波器としては、上記の範囲の波長の電磁波に対し適当な感度を示すものであれば特に制限はない。この検波器又は多重検波器は、それぞれが前述の異なる波動特性を有する電磁波の多重セットを検出し得るよう配列させることができる。この検波器又は多重検波器は、更に多重波動源により照射された電磁波の多重セットを検出し、それに応じた出力信号の多重セットを発生し得るよう配列させることができる。その他、可動部材は多重波動源により照射された電磁波の多重セットを検出し得るよう配置された単一の検波器を備えたものであってもよい。
【００３９】
図２Ａは、本発明による多重走査ユニットを有する光学的画像化システムの光学的プローブの模式図を示すものである。この例示の光学的画像化システムは、８個の波動源１２２（例えば、Ｓａａ、Ｓａｄ、Ｓｂｂ、Ｓｂｃ、Ｓｃｄ、Ｓｃｃ、Ｓｄａ、Ｓｄｄ）と、８個の検波器１２４（例えば、Ｄａｂ、Ｄａｃ、Ｄｂａ、Ｄｂｄ、Ｄｃａ、Ｄｃｄ、Ｄｄｂ、Ｄｄｃ）とを備えた光学的プローブ１２０Ａを有し、この場合、光学的センサー（すなわち、波動源１２２及び検波器１２４）がその走査面に配置されている。一般に、波動源１２２及び検波器１２４の各対は走査素子を形成し、これが光学的プローブ１２０Ａの基本的機能単位を構成している。各走査素子において、波動源１２２は上記媒体の標的区域に電磁波を照射し、検波器１２４はこの媒体の標的区域と相互作用（例えば、吸収及び/又は散乱）し、媒体の標的区域から放出される電磁波を検出し、走査素子を横切って検出された電磁波の振幅を表す出力値を発生するようになっている。
【００４０】
各走査素子によって発生する出力値を直接、使用する代わりに、１又はそれ以上の波動源１２２及び/又は検波器１２４を好ましくはグループ化し、“センサーアッセンブリー”、“センサーアレイ”又は“走査ユニット”１２５を画成するようにしてもよく、この場合、走査ユニット１２５の１又はそれ以上の検波器１２４が、同じ走査ユニット１２５の１又はそれ以上の波動源１２２により照射された電磁波を検出するように配置され、従って、上記媒体の領域（以下、“標的区域”と呼ぶ）が走査ユニット１２５により走査されることになる。従って、各走査ユニット１２５が多重出力値（それぞれが同一の走査ユニットの多重走査素子により発生されたもの）の集合であるところの出力信号を発生することができる。
【００４１】
各走査ユニット１２５は一般に光学的センサー１２２，１２４の周りに画成され、中断されない走査領域を形成するよう配置され、従って、特定の標的区域の光学特性が光学的プローブ１２０Ａによる上記媒体の単一の走査により得ることができる。なお、図面では、走査ユニット１２５の末端部分は説明の便宜上、長くなっている。走査ユニット１２５及びその走査領域の形状は一般に、波動源−検波器配列の形状、例えば、各走査ユニット１２５における波動源１２２及び検波器１２４の数、各走査素子における波動源１２２及び検波器１２４のグリーピング又はペアリング、各走査ユニット１２５における走査素子のグリーピング又はペアリング、光学的センサー１２２，１２４間の幾何学的配置、各走査ユニット１２５における走査素子間の幾何学的配置、光学的プローブの走査ユニット１２５間の幾何学的配置、波動源１２２の照射能力又は発光力、検波器１２４の検出感度などにより決定される。
【００４２】
再び図１を参照すると、可動部材１２０は長尺状のもので、長手方向軸１２７を有する。可動部材１２０は更に、波動源１２２及び検波器１２４のような光学的センサーを有し、これらはそれぞれ長手方向軸１２７に沿って配列されている。波動源１２２は、可動部材１２０のほぼ両端部に配置され、検波器１２４はその間に等間隔で配置され、波動源１２２により照射された電磁波は該媒体を通って該媒体と相互作用し、ついで検波器１２４により検出されるようになっている。従って、波動源１２２及び検波器１２４は機能的に走査ユニット１２５（すなわち、波動源−検波器配列）を形成し、この走査ユニット１２５は波動源１２２及び検波器１２４の周りを可動部材１２０の長手方向軸１２７に沿って延び、対応する走査領域（又は走査容積）を画成している。可動部材１２０も半硬質又は可撓性材料から作り、センサー１２２，１２４が上記標的区域の表面輪郭と適応しながら光結合を形成するようにしてもよい。
【００４３】
可動部材１２０は更に、長手方向軸１２７に沿って延びた走査ユニット１２５を具備していてもよい。走査ユニット１２５は一般に機能的ユニットと呼ばれ、そこから電磁波が上記媒体に向けて照射され、これにより上記媒体と相互作用した電磁波が検出される。従って、走査ユニット１２５及びその走査領域の形状はセンサーアッセンブリー及び/又は波動源−検波器配列の対応する形状によって殆ど決定され、逆にこの後者の形状は波動源又は検波器の数、これらの間の幾何学的配置、波動源の照射能力又は発光力、検波器の検出感度などにより決定される。例えば、図１に示す具体例において、波動源１２２及び検波器１２４が可なり長尺の走査ユニット１２５を画定し、検波器１２４が２つの波動源１２２の間に長手方向軸１２７に沿って配置されている。走査ユニット１２５は種々の寸法（例えば、長さ、幅又は高さ）により特徴づけることができるが、走査ユニット１２５の特徴的寸法は一般にその長手方向軸１２７に対し直交する寸法である（走査ユニット１２５及び可動部材１２０がアクチュエータ部材１３０により移動される方向）。すなわち、以下に詳述するように、図１の走査ユニット１２５の特徴的寸法はその幅である。なお、走査ユニット１２５は可動部材１２０の一部を構成し、このような走査ユニット１２５は好ましくはアクチュエータ部材１３０により可動部材１２０と共に移動することを理解されたい。従って、特に断らない限り、“走査ユニット”の用語はここでは“可動部材”の用語と混ぜ合わせに使用される。
【００４４】
走査ユニットはその全体に亘って連続する走査領域を画定することが好ましく、走査ユニットによる単一の測定が、未走査領域に対する中断を生じさせることなく、全走査領域をカバーする出力信号を発生させることを理解されたい。この目的のため、波動源及び検波器はそれらの限界距離を超えることのない間隔で離間されることが好ましい。波動源と検波器との間の最適間隔の選択は、当業者にとって任意に選択し得るものであり、幾つかの要因により決定される。例えば、限定的ではないが、生理学的媒体の光学特性（例えば、吸光係数、散乱係数など）、波動源の照射能力、検波器の検出感度、波動源及び/又は検波器の個数、これらの間の幾何学的配置、及び/又はアクチュエータ部材の操作特性などの要因が挙げられ、これらについては後述する。
【００４５】
図２Ａを参照して説明すると、上記の光学的センサー１２２，１２４は光学的プローブ１２０Ａの走査面上に４ｘ４センサー配列を形成するよう配列されている。このセンサー配列の各行は少なくとも２つの波動源１２２と、少なくとも２つの検波器１２４とを含み、水平に延びた走査ユニット（例えば、Ｈａ、Ｈｂ、Ｈｃ、Ｈｄ）を形成している。同様に、このセンサー配列の各列は２つの波動源１２２と、２つの検波器１２４とを含み、垂直に延びた走査ユニット（例えば、Vａ、Vｂ、Vｃ、Vｄ）を画成している。例えば、第１及び第４の水平走査ユニット（Ｈａ、Ｈｄ）においては、２つの検波器Ｄab-Ｄac及びＤdb-Ｄdcが２つの波動源Ｓaa-Ｓad及びＳda-Ｓddの間にそれぞれ介在している。これに対し、第２及び第３の水平走査ユニット（Ｈｂ、Ｈｃ）においては、２つの波動源Ｓbb-Ｓbc及びＳc ｂ-Ｓccが２つの検波器Ｄba-Ｄbd及びＤca-Ｄcdの間にそれぞれ介在している。更に、第１及び第４の垂直走査ユニット（Ｖａ、Ｖｄ）においては、２つの検波器Ｄba-Ｄca及びＤbd-Ｄcdが２つの波動源Ｓaa-Ｓda及びＳad-Ｓddの間にそれぞれ介在している。これに対し、第２及び第３の垂直走査ユニット（Ｖｂ、Ｖｃ）においては、２つの波動源Ｓbb-Ｓcb及びＳbc-Ｓccが２つの検波器Ｄab-Ｄdb及びＤac-Ｄdcの間にそれぞれ介在している。
【００４６】
本発明の光学的プローブは、図２Ａに示すものとは異なる波動源−検波器配列を備えるものであってもよい。例えば、本発明による光学的画像化システムの他の光学的プローブの例が図２Ｂに模式的に示されている。図２Ａに示すものと同様に、この例示の光学的プローブ１３０Ａも、８個の波動源１２２（例えば、Ｓａｂ、Ｓａｃ、Ｓｂａ、Ｓｂｄ、Ｓｃａ、Ｓｃｂ、Ｓｄｂ、Ｓｄｃ）と、８個の検波器１２４（例えば、Ｄａａ、Ｄａｄ、Ｄｂｂ、Ｄｂｃ、Ｄｃｂ、Ｄｃｃ、Ｄｄａ、Ｄｄｄ）とを備え、別の４ｘ４センサー配列を形成している。しかし、光学的センサー１２２，１２４は図２Ａに示すものとは全く逆の配列で設けられている。すなわち、図２Ａの波動源は図２Ｂの検波器により置き換えられ、図２Ａの検波器は図２Ｂの波動源により置き換えられている。以下に詳述するように、光学的プローブ１２０Ａ及び１３０Ａの双方とも、同一又は実質的に同等の性能特性を提供し得るものである。
【００４７】
光学的プローブ１２０Ａ及び１３０Ａの各走査ユニット１２５においては以下のように構成されていることが好ましい。すなわち、第1の波動源が第２の検波器よりも第1の検波器に近づけて配置され、第２の波動源が第１の検波器よりも第２の検波器に近づけて配置されていることである。更にこれら波動源と検波器とは以下のように配置されていることが好ましい。すなわち、第1の波動源と第１の検波器との間の第1の近距離が、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と同一又は実質的に同等であり、第1の波動源と第２の検波器との間の第1の遠距離が、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と同一又は実質的に同等であることである。例えば、第２の水平走査ユニットＨｂにおいて、第1の波動源（Ｓｂｂ）が第1の検波器（Ｄｂａ）に近づけて配置され、第２の波動源（Ｓｂｃ）が第２の検波器（Ｄｂｄ）に近づけて配置されル。更に、第1の波動源（Ｓｂｂ）と第１の検波器（Ｄｂａ）との間の第1の近距離が、第２の波動源（Ｓｂｃ）と第２の検波器（Ｄｂｄ）との間の第２の近距離と同等になるよう配置される。更に、第1の波動源（Ｓｂｂ）と第２の検波器（Ｄｂｄ）との間の第1の遠距離が、第２の波動源（Ｓｂｃ）と第１の検波器（Ｄｂａ）との間の第２の遠距離と同等になるよう配置される。
【００４８】
Ｄ. アクチュエータ部材
図１を参照すると、アクチュエータ部材１３０は、波動源１２２及び/又は検波器１２４と操作自在に連結され、かつ、少なくとも１つの曲線路に沿う少なくとも１つの曲線方向への波動源１２２及び/又は検波器１２４の動きを発生させる。具体例として、アクチュエータ部材１３０は、可動部材１２０と操作自在に連結され、かつ、この可動部材（波動源１２２及び検波器１２４と共に）を本体１１０の一方の側から他方の側へ向けて可動部材１２０の長手方向軸１２７に対し垂直な方向に直線的に移動させるようになっている。
【００４９】
この実施例において、可動部材１２０の幅はハウジング１１２の幅と実質的に同じである。従って、走査ユニット１２５は標的区域を横切って直線状に移動されつつ、この標的区域の少なくとも実質的な部分を通して走査することができる。
【００５０】
任意の駆動装置を、上記の動きを発生させる目的でこの光学的画像化システムに組み込むことができる。例えば、モータギア・アッセンブリーを使用して、所定の角度の周りを回転中心とする回転を生じさせたり、所定の回転数で回転を生じさせたりすることができる。その他、ステッパーモータを使用して、任意の案内路に沿って曲線的移動、往復動、及びこれらの組合せを生じさせたりすることができ、この場合の曲線的移動は直線路に沿う直線的変位或いは曲線路に沿う非直線的移動であってもよい。アクチュエータ部材は、例えばインパルス（すなわち、δ（ｔ）の関数）、ステップ（すなわち、u（ｔ）の関数）、パルス、パルス列、シヌソイド及びこれらの組合せを生じさせることにより上述の動きに種々の時間的特徴を付与させるものでもよい。このアクチュエータ部材は、更にこのような動きを連続的に、周期的に、及び/又は間欠的に発生するようにしてもよい。
【００５１】
アクチュエータ部材は、少なくとも２つの曲線路に沿って少なくとも２つの曲線方向への波動源及び/又は検波器の少なくとも２つの動きを発生させるものでもよい。この動きは実質的に互いに直交するよう整合された曲線路に沿うものでもよく、例えばデカルト座標系、円柱座標系及びグローバル座標系のいずれかの直交軸であってもよい。その他、上述の動きは同一又は平行な曲線路ではあるが反対方向に沿ってなされるもの、例えば往復動であってもよい。
【００５２】
なお、可動部材、走査ユニット及びアクチュエータ部材は、走査ユニットの長手方向軸と可動部材の曲線路との間に種々の幾何学的配列を提供するよう配列されていてもよい。例えば、走査ユニットはその長手方向軸に直交する短軸に沿って走行するようアクチュエータ部材と整合させてもよく、この場合、走査ユニット及び/又は可動部材の曲線路は走査ユニットの長手方向軸に実質的に直交するものとなる。これと同じ理由により、アクチュエータ部材は、走査ユニット及び/又は可動部材を走査ユニットの長手方向軸と実質的に平行な経路に沿って、又は、走査ユニットの長手方向軸に対し所定の角度を成す経路に沿って移動させることができる。この後者の選択は、可動部材の動きの間において走査ユニットの有効走査領域を最大にすることから好ましいものである。
【００５３】
アクチュエータ部材は上述の動きを一定速度又は時間又は位置に関連して変化する速度（例えば、連続的、周期的及び/又は間欠的）で発生させるものでもよい。任意の動作制御装置を用いて上記の動きの速度が所定のパターンで正確に制御されるようにしてもよい。その他、上記の動きを種々のパラメータに適応させて制御してもよい。例えば、上記媒体の光学特性及び/又は伝達された電磁波の異常に高い又は低い吸収又は散乱により特徴付けられる標的区域における異常領域の存在又は非存在などのパラメータである。アクチュエータ部材の詳細については図５２ないし６０に示す走査ユニットの具体例を参照して後述する。
【００５４】
Ｅ. アクチュエータ部材
図１を参照すると、画像化部材１４０は波動源１２２及び/又は検波器１２４と操作自在に連結されていて、上記媒体中の発色団又はその特性の空間的又は時間的分布を表す二次元又は三次元画像を発生するよう構成されている。図示のように、画像化部材１４０は通常、データ捕捉ユニット１４２（すなわち、信号捕捉ユニット又は信号処理装置）、アルゴリズムユニット１４４、及び画像構築又は画像発生ユニット１４６（すなわち、画像プロセッサー）を具備してなる。データ捕捉ユニット１４２は、光学的又は電気的データ又は信号であって、波動源１２２により照射され、検波器１２４により検出された電磁波の強度、大きさ、振幅、その他の特徴に関係するものを採取するよう構成されている。このデータ捕捉ユニット１４２は、更に、アクチュエータ部材並びに光学的画像化システム１００の各構成部材の動作を制御するための任意の制御部材に関係する他のシステム変数又はパラメータをモニターするものであってもよい。アルゴリズムユニット１４４は、データ捕捉ユニット１４２からの種々の信号及びデータを受理し、波動源１２２及び/又は検波器１２４に適用された多重波動方程式の解決を得るものである。従来の分析的又は数値的図式をアルゴリズムユニット１４４で用い、光子拡散方程式、ベール・ランバート方程式、改良ベール・ランバート方程式及びこれらの均等物などの波動方程式を解くこともできる。アルゴリズムユニット１４４は、ついで、このような解決から発色団又はその特性の絶対値又は相対値を決定してもよいし、或いは更なる数学的操作又はその信号処理によりこれらを決定してもよい。画像構築ユニット１４６は上記の発色団又はその特性の絶対値又は相対値を処理し、発色団又はその特性の二次元又は三次元画像を空間的及び/又は時間的ドメインで提供するものである。
【００５５】
Ｆ. 本発明の利点
本発明の光学的画像化システムは、従来の近赤外分光法、拡散光学分光法などの従来技術と比較して幾つかの点で有利である。従来の光学的センサーは一般に走査ユニットが限定されており、その各々のが各測定位置で一度だけの測定を可能にするものであった。従って、標的区域が走査ユニットの走査領域よりも大きい場合は、センサープローブを標的区域の異なる領域に手動で移動させ、それに対し多重測定を行う必要があった。このような手法は検査時間が長くなると共に、言うまでもなく、媒体の異なる測定位置へセンサープローブを位置決めする際の不正確さ及び/又は不調和に起因する、或いは異なる測定位置での不整合の光結合に起因する乏しい解像度を有する信頼性の乏しい画像をもたらすことになる。このような欠点を解消させるため、多数の波動源及び/又は検波器を備えた大型のセンサーアッセンブリーが開発され、各測定において、より大きい標的区域をカバーできるようにしている。しかし、そのようなセンサーアッセンブリーは一般に嵩張り、より高価となる。更に、多数のセンサー間の特異な変動は光学的及び/又は電気的信号の品質に悪影響を及ぼし、それにより得られる画像の品質を劣化させる。更に、従来の光学的画像化技術は、媒体の標的区域の走査の前に、出力信号のベースラインの演繹的推定を必要とする。ベースラインの推定が測定誤差の主な原因となっているという周知の事実を考慮すると、従来の光学的画像化システムを比較的大きい標的区域の高解像度の画像を得るのに信頼性を以って使用することはできない。
【００５６】
本発明の光学的画像化システムはこのような従来技術の欠点を解消することができるものであり、これが僅かな数の波動源及び検波器を備えた可動走査ユニットを提供することにより成される。この場合、波動源及び検波器は標的区域の１領域（例えば、端部）に配置され、このシステムの他の構成部材（例えば、画像化システムの可動部材及び/又は光学的プローブ）を標的区域の他の領域へ移動、再配置させることを必要とすることなく、より大きい標的区域の異なる領域へ摺動させることができる。従って、この光学的画像化システムは必要とするセンサーの数も従来のものよりも少なくすることができる（すなわち、少ない数の波動源及び検波器）。従って、本発明の光学的プローブは軽く、かつ、コンパクトな製品に作ることができる。更に、少ない数のセンサーの組み込みにより、波動源及び検波器の夫々に内在する特異な部材間の変動に起因するノイズも減少させることができ、それにより、出力信号の信号対ノイズ比を改善することができ、それにより高品質で高解像度の画像を提供することができる。本発明の光学的画像化システムは更に、可動部材の移動の間において、媒体と、可動性波動源及び/又は検波器との間の実質的に同一の光結合を確実に形成、維持させるよう構成することができる。以下に述べるように、この実施例によれば、この光学的画像化システムでは、単一のベースラインを確立し、この同一のベースラインを媒体全体の異なる標的区域全体に亘って測定された多重出力信号に適用することができる。更に、この具体例によれば、非常に簡単で、より効果的な画像構築機構を用いて、被検体の標的区域を走査させながら、媒体中の発色団の特性のリアルタイム画像を提供することができる。
【００５７】
画像化部材のアルゴリズムユニット又は画像構築ユニットにより、任意の分析的又は数値的図式を使用することができるが、本発明の例示のアルゴリズム又は画像構築ユニットでは、以下に記載の方法及び同時に係属中の‘９７２出願に開示されている解決図式を使用することが好ましい。
【００５８】
ＩＩ. 方法：
Ａ. 数学的基礎
（絶対酸素飽和度を測定するためのシステム及び方法の詳細な説明）
本発明は、生理学的媒体の特性及び/又は状態の絶対値を判定するための光学システム及び方法に関するものである。特に、以下の記載は、生理学的媒体中のヘモグロビン（デオキシ‐及びオキシ‐ヘモグロビンの双方）及び酸素飽和度（デオキシ‐ヘモグロビン及びオキシ‐ヘモグロビンの濃度の合計である全ヘモグロビン濃度に対するオキシ‐ヘモグロビン濃度の割合）の濃度の絶対値を判定するための光学システム及び/又は方法の種々の実施例を提供する。この目的のため、以下の記載は、ベール・ランバート方程式、普遍化光子拡散方程式及び/又はこれらの改良バージョンを解決するための新規な方法を提供するものである。更に、以下の記載は、このような方法を組み込んだ光学画像化システムの種々の具体例を開示するものである。以下の方法及びそれに基づくシステムは、生理学的媒体の組織及び細胞の他の発色団の濃度、割合及び/又は容積の絶対値を判定するのに適用することができる。
【００５９】
本発明の他の形態において、波動源モジュール及び検波器モジュールを備えた光学システムに適用される改良ベール・ランバート方程式及び/又は光子拡散方程式を解くための新規な方法が提供される。これら波動源モジュール及び検波器モジュールは、一般にそれぞれ、少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を有する。しかし、これら波動源モジュール及び検波器モジュールは、一般にそれぞれ、少なくとも２つの波動源及び少なくとも２つの検波器を有することが好ましい。
【００６０】
上述のように、式（１）は、媒体中の光子の移動又は電磁波の伝播を記述するための普遍化管理方程式である。
【００６１】
【数１】
なお、システムパラメータ“γ”及び“δ”は1.0の値を有し、“σ”は０.０であってもよい。パラメータ“γ”及び“δ”を１として近似化した場合、式（１）の１つの簡略化バージョンを得ることができる。
【００６３】
【数２】
従来の“光子拡散方程式”は、式（３a）と同一の形を有する。
【００６５】
【数３】
ここで、“Ｓ”は式（３a）の“α”に相当し、一般に波動源の特徴、例えばその照射能力及び幾何学的形状、波動源と媒体との間の光結合モード及び/又はその間の関連する光結合損失を説明するものであり；“Ｄ”は式（３a）の“β”に相当し、一般に検波器の特徴、例えばその検出感度及び範囲、検波器と媒体との間の光結合モード及び/又はその間の関連する光結合損失を説明するものであり；“Ａ”は式（３a）の“δ”に相当し、これは波動源、検波器及び/又は媒体と関係する比例定数又はパラメータである。なお、“Ｉ０”及び“Ｉ”は双方とも時間のみの関数であり、好ましくは波動の周波数及び位相角などの周波数‐ドメインパラメータとは独立したものであることを留意すべきである。更に、波動源及び検波器はＣＷＳモードで操作されること、すなわち、波動源から照射されるものが非侵襲性電磁波であって、或る測定時間に亘り少なくとも実質的に同一の振幅を有するものであることが好ましい。従って、波動源から照射される電磁波の最も好ましいプロフィールは、階段関数（すなわち、Ｉ0ｕ（ｔ））であり、その特性が周波数‐ドメインパラメータによってではなく、その強度（すなわち、Ｉ0）のみにより決定されるものである。しかし、照射される波動が非侵襲性である限り、この波動は単一ステップ（例えば、Ｉ0ｕ（ｔ）−Ｉ0ｕ（ｔ−ｔ０））（ここで、ｔ０は検波器の時間的感度の閾値よりも長い期間を表す）の形のものであってもよい。その他、照射される波動は実質的に同一の振幅を有する一連のステップからなるステップ列であってもよい。
【００６７】
説明の便宜上、例示の光学システムは、例えば夫々が波長λ1の電磁波を放射する２つの波動源（Ｓ１及びＳ２）と、このような電磁波の少なくとも1部を検出するよう配列された２つの検波器（Ｄ１及びＤ２）とを備えたものでもよい。この例示の光学システムの波動源及び検波器の各対に対し光子拡散方程式を適用すると、以下の式のセットが得られる：
【００６８】
【数４】
ここで、上付き文字λ1は、種々の変数及びパラメータが波長λ1で決定されることを表すものである。
【００７０】
簡単な数学的操作により、式（４ａ）ないし（４ｄ）から少なくとも１つのシステムパラメータを除去することができる。例えば、式（４ａ）ないし（４ｂ）の第1番目の比をとることにより、更に式（４ｄ）ないし（４ｃ）の第４番目の比をとることにより、Ｓ１及びＳ２のような波動源光結合因数を削除することができる。第1番目及び第２番目の比の対数を採ることにより、従来から“光学密度”と呼ばれているものを得ることができる（すなわち、ＯＤ１ λ 1はＩλ 1 Ｓ１Ｄ１／Ｉλ 1 Ｓ１Ｄ２の対数として定義され、ＯＤ２ λ２はＩλ 1 Ｓ２Ｄ２／Ｉλ 1 Ｓ２Ｄ１の対数として定義される）。
【００７１】
【数５】
光学密度は一般に、波動源と生理学的媒体との間の光結合の正確なモードに対し敏感ではないことを理解されたい。更に、この光学密度は検出された電磁波の強度に殆ど依存することを理解されたい。従って、この光学密度は時間のみの関数であり、周波数‐ドメインパラメータには依存せず、あるいは周波数‐ドメインパラメータに対し少なくとも実質的に鈍感である。
【００７３】
他のシステムパラメータも上記式（５ａ）及び（５ｂ）を再公式化することにより除去することができる。例えば、検波器結合因数、Ｄ１及びＤ2を含む項を、式（５ａ）を式（５ｂ）に加えることにより除去することができる：
【００７４】
【数６】
式（６ｂ）から明らかなように、Ｆλ 1は波動源及び検波器の形状（すなわち、“Ｌ’”であり、これは殆ど“ジオメトリー依存性”であり、各波動源/検波器対間の距離を説明するものである）及び路長ファクター（すなわち、“Ｂ’”であり、これは殆ど“媒体依存性”であり、生理学的媒体及び/又は電磁波の光学特性により決定させる）により主として決定される。
【００７６】
式（６ａ）及び（６ｂ）は、発色団の濃度及び/又はその割合のような定量的生理学的情報を得るために生理学的媒体に適用することができる。この媒体中に含まれ、又は懸濁されている多くの物質は、それに衝突ないし伝播するフォトン又は電磁波と相互作用ないし干渉することができる。しかし、多くの生理学的媒体において、脱酸素化ヘモグロビン及びデオキシ‐ヘモグロビン（Ｈｂ）及び酸素化ヘモグロビン及びオキシ‐ヘモグロビン（ＨｂＯ）は生理学的に最も関心のある発色団である。式（６ａ）及び（６ｂ）をこのような生理学的媒体に適用すると、以下の式が得られる。
【００７７】
【数７】
ここで、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］はそれぞれＨｂ及びＨｂＯの濃度を表している。
【００７９】
波動源（Ｓ１及びＳ２）、又は波長λ1と異なる波長λ２の電磁波の第2のセットを照射させる追加の波動源（例えばＳ３及びＳ４）を配列させることにより、以下のような式（7ａ）の比較式が得られる。
【００８０】
【数８】
従って、２つのシステム変数［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の数式を、以下のようにして式（7ａ）及び（7ｂ）の代数系から容易に得ることができる。
【００８２】
【数９】
他の生理学的特性の式又は指数も又、上記式から得ることができる。例えば、酸素飽和度（ＳＯ２）は、虚血症の診断のための指数としてしばしば用いられ、一般にヘモグロビンの全濃度に対するオキシ‐ヘモグロビンの濃度の比（すなわち、［ＨｂＴ］＝［Ｈｂ］＋［ＨｂＯ］）として定義される。
【００８４】
【数１０】
式（８ａ）及び（８ｂ）を式（９ａ）に加入させることにより酸素飽和度についての以下の式を吸光係数（ε’）、光学密度（ＯＤ）及び媒体／ジオメトリー依存ファクター、Ｆλ 1及びＦλ 2の関数として得ることができる。
【００８６】
【数１１】
異なる波長λ1及び波長λ２で測定されるオキシ‐及びデオキシ‐ヘモグロビンの吸光係数を文献、又は別の測定から得ることができる。以下に詳述するように、媒体／ジオメトリー依存ファクター、Ｆλ 1及びＦλ 2も実験的、半実験的又は理論的に得ることができる。従って、脱酸素化並びに酸素化ヘモグロビンの濃度の絶対値、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］を、これら式中に、吸光係数（ε’）の既知数、実験的に測定された光学密度（ＯＤ）及び媒体／ジオメトリー依存ファクター、Ｆλ 1及びＦλ 2の容易に得られる数値を挿入することに得ることができる。更に、組織の酸素飽和度（ＳＯ２）の絶対値も、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の絶対値から直接、判定することができる。つまり、本発明の光学システム及び方法は、波動源により照射された電磁波の強度及び検波器により検出された電磁波の強度を単に測定することによりヘモグロビン（及び他の発色団）の濃度の絶対値及び/又はその割合を判定することができる。
【００８８】
なお、Ｆλ 1及びＦλ 2の推定は単純ではない。なぜならば、このような項を含む路長ファクターは生理学的媒体の特定のタイプ及び電磁波又はフォトンの光学的又はエネルギー的特性に通常、依存するからである。Ｆλ 1及びＦλ 2の値を推定又は概算する1つの方法は、Ｆλ 1及びＦλ 2、又はそれらの比が波動源及び検波器の背景の光学特性及び形状のほんの僅かに依存するに過ぎないと仮定することである。このような仮定は、生理学的媒体におけるフォトンの移行又は電磁波の伝播などの線状の光学的プロセスにおいて可なり正確であると信じられる。
【００８９】
生理学的媒体の光学的特性を単に測定することにより、Ｆλ 1のＦλ 2に対する比の酸素飽和度との相関関係が異なる生理学的媒体について一旦、得られたとき、この相関関係が式（８ａ）、（８ｂ）及び（９ｂ）に組み入れられ、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の絶対値及び/又は酸素飽和度の絶対値が得られる。特に、Ｆλ 1のＦλ 2に対する比が、例えば酸素飽和度の多項式として以下のように概算することができる。
【００９０】
【数１２】
ここで、各項（すなわち、ａ０，ａ１，ａ２，ａ３，・・・）は、例えば、Ｇの値と、酸素飽和度の値と間で得られた実験データに最も適合する理論的偏差、半理論的推定又は数値法により得ることができる。式（１０）のＧについての式を式（９ｂ）に組み入れることにより、酸素飽和度の絶対値を、吸光係数（すなわち、εｉ’）の既知の値及び実験的に測定された光学密度（すなわち、“ＯＤ”）から以下のようにして得ることができる。
【００９２】
【数１３】
吸光係数（εｉ’）の値、式（１０）のような相関関数及び実験的に測定された光学密度（“ＯＤ”）を式（１１）に挿入することにより、式（１１）を一般に数値的に解くことができる。しかし、酸素飽和度についての分析式も、多項式の僅か最初の項のみを採用しＧ、即ちＦλ 1のＦλ 2に対する比を近似させることにより得ることができる。その他の方法を用いてＧを概算することもできる。例えば、Ｇを［Ｈｂ］及び/又は［ＨｂＯ］の関数として推定することができる。但し、この場合、この推定の正確度はＧと［Ｈｂ］及び/又は［ＨｂＯ］との間の一対一の対応に依存することになる。その他、Ｇを同様に定数として近似させることもできる。この近似法はＦλ 1及びＦλ 2が比較的一定であり、［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び/又は酸素飽和度の異なる値に従って互いに比例して変化する傾向にある場合に妥当なものとなる。その他、“Ｌｍｍ”の値を、波動源及び検波器の幾何学的形状を操作し、Ｇが一定に維持され、又は所定の方式で変化するようにして変化させてもよい。
【００９４】
同様に、Ｆλ 1及びＦλ 2の夫々を［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び/又は酸素飽和度の関数として近似させることもできる。その他、Ｆλ 1及びＦλ 2の夫々に、光学システム及び/又は関係する生理学的媒体に最も近似する特定の値を割り当てるようにしてもよい。Ｆλ 1及びＦλ 2が１となるような最も単純な近似アプローチを採用することにより、［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び酸素飽和度の絶対値を以下のようにして得ることができる。
【００９５】
【数１４】
この例において、酸素飽和度（ＳＯ２）を、吸光係数（ε’）の既知の値及び実験的に測定した光学密度（ＯＤ’）のみから判定することができる。
【００９７】
式（１２ａ）ないし（１２ｃ）（及び/又は上記の他の近似法）により得られた［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び酸素飽和度は、式（８ａ）、（８ｂ）及び（９ｂ）から得られたものと比較して正確性に欠けることがあることを留意すべきである。しかしながら、上記の仮定が有効である限り、［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び酸素飽和度の真の値と、近似式（１２ａ）ないし（１２ｃ）から得られたものとの間に一対一の相関関係があることが予想される。このような相関関係は生理学的媒体の光学的特性を知ることにより判定することができる。例えば、生理学的媒体の吸光係数、吸収係数及び/又は散乱係数（又は発色団のそれらのもの）を［ＨｂＴ］及び酸素飽和度について判定することができる。既知の光学特性を用い、拡散方程式のシミュレーションを通して、及び/又は実験を通して、酸素飽和度を［ＨｂＴ］の異なるレベルで、推定することができる。ついで、式（１２ａ）及び（１２ｂ）を用い、［ＨｂＴ］を後計算することができ、修正関数を計算し、計算された［ＨｂＴ］を真の［ＨｂＴ］と相関させることができる。同様又は同一のアプローチを［Ｈｂ］及び/又は［ＨｂＯ］についての修正関数を計算するのに適用することができる。なお、これらの方法は異なる生理学的媒体（例えば、異なるヒト又は動物被検体）に適用し、それにより異なる光学特性を評価し、従って、異なる修正関数を得ることができる。
【００９８】
上記の方法は、フォトンの移行又は電磁波の伝播が普遍化調節方程式（Ｉ）により合理的に記述できる任意の光学システム及び生理学的媒体に対し適用し得るものであることを理解されるべきである。上記の方法におけるパラメータ除去工程は、パラメータ“γ”及び“δ”に割り当てられる特定の数値に関係なく、適用することができる。例えば、γは、式（４ａ）の（４ｂ）に対する比及び式（４ｄ）の（４ｃ）に対する比をとることにより除去することができ、δはＦλ 1のＦλ 2に対する比をとることにより除去することができる。更に、上記方法は、生理学的媒体の光学的相互作用又は干渉が、発色団及び/又は生理学的媒体の吸光係数、散乱係数及び/又は減少散乱係数により記述することができる上記管理方程式（１）の任意の改良バージョンに対しても容易に適用することができる。例えば、パラメータ“γ”に対し適当な値又は単位を割り当てることにより、このような改良方程式は上記管理方程式（１）と実質的に同様ないし同一の方程式に変換することができる。従って、上記の方法は、発色団の濃度及び/又はその割合についての上記管理方程式（１）を解くことに対し、汎用的なものと見做し得ることは明らかである。
【００９９】
更に、発色団の濃度（又はその割合）の絶対値を上記方法の変形により得ることができることを理解されたい。例えば、検波器結合ファクター、Ｄ１及びＤ2を、以下のように、式（４ａ）の式（４ｃ）に対する第3の比及び式（４ｄ）の式（４ｂ）に対する第４の比をとることにより式（４ａ）ないし（４ｄ）から最初に除去することができる。
【０１００】
【数１５】
（５ａ）及び（５ｂ）と同様に、この変形方法により、光学密度ＯＤ３ λ 1及びＯＤ４ λ 1を得ることができ、これらは検波器と上記媒体との間の結合モードに対し実質的に鈍感である。式（５ａ）を（５ｂ）に加えることにより、対数比（すなわち、波動源により照射された電磁波の強度の一方の比、及び波動源結合ファクター、Ｓ１及びＳ２の他方の比）も相互に消去することができ、以下の式が生じる。
【０１０２】
【数１６】
式（６ｃ）及び（６ｄ）をオキシ‐ヘモグロビン及びデオキシ‐ヘモグロビンを含む生理学的媒体に適用することにより以下の式（7c）が得られる。
【０１０４】
【数１７】
同様に、波長λ２の電磁波の第2のセットを適用することにより、式（7ｃ）の同伴式が得られる。
【０１０６】
【数１８】
従って、式（7a）及び式（7ｃ）を解くことにより、２つのシステム変数［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の数式が以下のように得られる。
【０１０８】
【数１９】
式（９ｂ）及び式（９ｃ）に導かれる上記方法の他の変形例も、それらがシステムパラメータを除去するよう設計され、［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び/又は酸素飽和度を公知又は測定可能なシステム変数又はパラメータの形で最終的に表すものであれば使用することができる。なお、このような変数又はパラメータの形としては、例えば、実験的に測定される光学密度、吸光係数の既知の値、及び/又は波動源−検波器の幾何学的配列により容易に判定される他のジオメトリー依存パラメータなどが挙げられる。
【０１１０】
本発明の上記の方法は、種々の具体例を介して、波動源が異なる波動特性を有する電磁波の多重セットを照射することを可能にするものである。その内で、最も簡単な配列は、夫々が異なる波長、位相角及び/又は調波の電磁波を照射し得るよう設計された２つの波動源（Ｓ１及びＳ２）を提供するようにしたものである。
【０１１１】
例えば、ＣＷＳモードで操作される光学的モニター及び/又は画像化システムは、好ましくは最小測定時間に亘って少なくとも実質的に同一の振幅を有する非侵襲性、非位相変調電磁波を照射し得る波動源を具備してなる。同様に、ＣＷＳシステムの検波器は連続ベースでこの電磁波の強度測定のみを行うものである。なお、この強度測定は、その強度を検出するのに十分な時間に亘って波動をこの検波器が検出できる限り、間欠ベースで行うことも可能であることを理解されたい。すなわち、このＣＷＳシステムの波動源は電磁波を連続的に照射しなければならないというものではない。
【０１１２】
その他、各波動源は実質的に同一の信号波を照射するよう配置されていてもよい。しかし、この場合、信号波は異なるキャリア波上に重ねられる。その他、電磁波の異なるセットが1又はそれ以上の波動源により識別し得るものであれば、単一又は各波動源が多重セットの電磁波を間欠的に、連続的に、又は同時に照射するよう配置されていてもよい。同様の配列が検波器についても同様に適用することができる。例えば、２つの検波器（Ｄ1及びＤ２）を各検波器が電磁波の単一のセットのみを検出するようにして配置させることができる。その他、単一又は各波動源が異なる動波特性を有する多重セットの電磁波を間欠的、連続的、又は同時モードで検出するようにしてもよい。上述の本発明のシステム及び方法がこのように種々の配列をとることができるため、これらを従来の分光技術、例えば、TSR、PMS及びCWSなどに容易に組み込むことができる。
【０１１３】
本発明の他の形態において、波動源及び検波器を備えた光学システム適用される改良ベール・ランバート方程式及び/又は光子拡散方程式解くための多元決定数値方法が提供される。この場合、少なくとも１つの波動源モード及び少なくとも１つの検波器モードが、2セット以上の電磁波を照射、検出するよう配置される。関連する“システム変数の数”よりも“より多くの方程式”を提供する光学システムを配置することにより、余分の方程式を他の目的のために利用することができる。例えば、（i）システム変数（例えば、発色団の濃度又はその割合）の推定値の正確性を高めるため；（ii）システムパラメータ(例えば、αm、βn、γ、Ｂmm、Ｌmm、δ、εi、σ，又は媒体及び/又は発色団の吸光係数、散乱係数などのパラメータ)を決定するため；（iii）式（1）又は（３ｂ）の媒体‐及び/又はジオメトリ‐依存パラメータと、システム変数及び/又は他のシステムパラメータとの間の相関関係を提供するために利用することができる。
【０１１４】
第1の具体例において、余分の方程式が発色団の濃度（及び/又はその割合）の多重値を獲るために使用することができる。この濃度（及び/又はその割合）の推定値に、少なくとも或る程度の食い違いがあることが予想される。このような食い違いは波動源及び検波器の各対に内在する特異性に起因するものと思われる。その他、この食い違いは、光学特性の位置的変動を有する非均質性の媒体からも生じることが考えられる。発色団の濃度（及び/又はその割合）の値の相違を利用する1つの方法は、そのような値を平均化して、算術、幾何又は対数平均を得て、ランダムエラー又は定誤差を小さくし、正確性を向上させることである。その他、波動源/検波器アッセンブリーの幾何学的形状を原因とする適当な重み関数を用いて各測定値を加重平均してもよい。
【０１１５】
第２の具体例において、式（1）又は（３ｂ）の媒体‐及び/又はジオメトリ‐依存パラメータと、発色団の濃度（及び/又はその割合）との間の相関関係がこれらの余分な式から得ることができる。例えば、Ｇ（即ちＦλ 1のＦλ 2に対する比）が、式（10）に従い酸素飽和度の多項式として概算される場合、この多項式の各係数に初期値が割当てられ、これがついで、従来の数値適合法を用いた反復手法により改善される。更に、この余分な式を、酸素飽和度、［Ｈｂ］及び/又は［ＨｂＯ］の近似値と真の値との間の修正関数を見出すのに使用することもできる。
【０１１６】
更に、これらの余分な式をシステムパラメータ(例えば、αm、βn、γ、Ｂmm、Ｌmm、δ、εi、σ，又は媒体及び/又は発色団の吸光係数、散乱係数などのパラメータ)を推定するためにも用いることができる。例えば、前方（forward）数値図式を用いて生理学的媒体及び/又はそれに含まれる発色団の吸光係数、散乱係数などを推定するすることができる。
【０１１７】
前述のように、媒体中におけるフォトンの移行及び電磁波の伝播は、拡散又は輸送方程式により記述することができる。媒体が半無限及び均質のものであると仮定して、以下の方程式により、j番目の検波器により検出された電磁波の強度を記述することができる。
【０１１８】
【数２０】
ここで、Siは一般に波動源結合パラメータを表すもので、これはi番目の波動源の特徴、例えばその照射能力及び形状、i番目の波動源と媒体との間の光結合モード及び/又はその間の関連する光結合損失を説明するものであり；Ｄjは、検波器結合因数であって、一般にj番目の検波器の特徴、すなわち、j番目の検波器と媒体との間の光結合モード及び/又はその間の関連する光結合損失を説明するものである。
【０１２０】
記号“φ”は、波動源及び検波器の或る対についてのフォワード数値モデル模擬測定値を表している。パラメータ“μa”及び“μｓ”はそれぞれ、吸光係数及び（減少した）散乱係数を表している。この光学システムが例えば、総数ＮＳの波動源と、総数ＮＤの検波器とを有するものとすると、式（1３）は以下のようなマトリックスの形で表すことができる。
【０１２１】
【数２１】
全てのシステム変数Ｉｉｊ（ｉ＝１，・・・ＮＳ及びｊ＝１，・・・ＮＳ）が時間の関数であり、好ましくは周波数ドメインパラメータに対し独立したものであり、かつ、少なくとも実質的に鈍感である。式（1４）の各側は各マトリックスの第1番目の列で割ると以下のようになる。
【０１２３】
【数２２】
式（1５）のマトリックスの各行はついで、各マトリックスの第1番目の行で割ると以下のようにマトリックスＡ及びＢが得られる。
【０１２５】
【数２３】
式（1６）から明らかなように、双方のマトリックスＡ及びＢとも吸光係数及び減少散乱係数の関数であり、Si及びＤjのような波動源−及び検波器−結合パラメータに依存しない。従って、ＡとＢとの間の差（すなわち、‖Ａ−Ｂ‖）を小さくすることにより、吸光係数及び（減少した）散乱係数の良好な推定が従来の曲線適合法により数値的に得ることができる。この吸光係数及び（減少した）散乱係数の推定の後、以下のセットの式により［Ｈｂ］、［ＨｂＯ］及び酸素飽和度を得ることができる。
【０１２７】
【数２４】
上記多元決定法を、少なくとも２つの波動源と、３つの検波器とを有する光学システム、少なくとも３つの波動源と、２つの検波器とを有する光学システム、又は３つの波動源と、３つの検波器とを有する光学システムに適用し得ることに留意すべきである。その他、上記方法を、単一又はそれぞれの波動源又は検波器が夫々、電磁波の多重セットを照射又は検出し得るようにした光学システムにも等しく適用することができる。
【０１２９】
上記の多元決定法を従来の任意の数値図式に組み入れることができる。例えば、生理学的媒体の吸光係数、吸光係数又は散乱係数（又は、その中に含まれる発色団）を判定するために、順方向、逆方向又はハイブリッドモデルを適用することができる。このようなモデルは発色団の濃度（及び/又はその割合）を推定するのにも適用することができる。しかし、このような数値モデルで得られる結果は関連する誤差を一般に含むことに留意すべきである。このような内在的誤差は２次又はそれ以上の次数の誤差項を有する数値モデルを使用することにより小さくすることができる。しかし、そのようなモデルは厳格な数値計算を必要とする大きな欠点を有する。従って、適当なモデルの選択に際しては、各数値モデルの正確性及び効率性を考慮する必要がある。
【０１３０】
本発明の他の形態において、一連の波動方程式を解き、生理学的媒体に含まれる又は懸濁している発色団の濃度（及び/又はその割合）の絶対値を判定するための光学システムが提供される。その1例の光学システムは、本体と、少なくとも１つの波動源を含む波動源モジュールと、少なくとも１つの検波器を含む及び検波器モジュールと、プロセッサーモジュールとを具備してなる。波動源モジュールは上記本体により支持され、生理学的媒体と光学的に結合され、異なる波動特性を有する少なくとも２つの電磁波を生理学的媒体中に照射するようになっている。検波器モジュールも上記本体により支持され、生理学的媒体と光学的に結合され、生理学的媒体を通って伝達された電磁波を検出するようになっている。プロセッサーモジュールは操作自在に検波器モジュールと結合し、一連の多重波動方程式を解き、発色団の濃度及び/又はその割合の絶対値を判定するようになっている。
【０１３１】
一般に、プロセッサーモジュールは前記方程式（１）又は（3ｂ）又はそれらの改良バージョンを解くように整理されたアルゴリズムを具備している。例えば、上記の方法の1又はそれ以上をハードウエア又はソフトウエアに組み込んだり、マイクロプロセッサー中に実行させたりすることができる。従って、発色団の濃度（及び/又はその割合）の絶対値を、例えば波動源により照射された電磁波の実験的に測定された強度、検波器により検出された電磁波の実験的に測定された強度、電磁波と生理学的媒体との間の光学的相互作用又は干渉に起因する少なくとも１つのシステムパラメータから計算することができる。プロセッサーモジュールのアルゴリズムは、前記の波動方程式の媒体依存項及び/又はジオメトリ依存項を発色団の濃度（及び/又はその割合）の関数として表す1又はそれ以上の関数又は相関係数として含んでいてもよい。このプロセッサーモジュールのアルゴリズムは、上述の多元決定法を実行することができる。更に、プロセッサーモジュール及びそのアルゴリズムをＴＲＳ及びＰＭＳモードで操作できるように変更してもよい。
【０１３２】
波動源モジュールは少なくとも１つの波動源を含むことができ、検波器モジュールは少なくとも２つの検波器を含むことができる。その他、波動源モジュールは少なくとも２つの波動源を含み、検波器モジュールは少なくとも１つの検波器を含むことができる。しかし、波動源モジュール及び検波器モジュールの双方とも、少なくとも２つの波動源、少なくとも２つの検波器を含むことが好ましい。
【０１３３】
［上記方法を使用した具体例］
上述のように、本発明の上記方法は波動源及び検波器の実際の形状に対しむしろ鈍感（影響されない）である。従って、本発明の光学的モニター／画像化システムは、出願係属中の‘972出願の［対称要件］に従う限り、任意の形状に配置された波動源及び/又は検波器を任意の数、含む物であってもよい。しかし、少ない波動源・検波器形状のものが、正確性、信頼性及び再現性のより良好な結果を有する発色団の濃度（及び/又はその割合）の絶対値を得る上で好ましい。
【０１３４】
１具体例において、多重波動源及び検波器を、波動源及び検波器の各対間の近距離が少なくとも実質的に同一となるように配列することができる。例えば、第1及び第２の波動源を具備する波動源モジュール及び第１及び第２の検波器を具備する検波器モジュールの場合、第１の波動源と第１の検波器との間の第１の近距離を、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と実質的に同様とすることができる。更に、第１の波動源と第２の検波器との間の第１の遠距離を、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と実質的に同様とすることができる。なお、このような態様は波動源及び検波器の単一対の全てに必要なものではない。例えば、波動源モジュールがＭ波動源を具備し、検波器モジュールがＮ検波器を具備する場合（Ｍ，Ｎは１より大きい整数）、少なくとも２つのＭ波動源と、少なくとも２つのＮ検波器を、Ｍ１番目の波動源と、Ｎ１番目の検波器との距離がＭ２番目の波動源と、Ｎ２番目の検波器との距離と実質的に同様となるようにし、Ｍ１番目の波動源と、Ｎ２番目の検波器との距離がＭ２番目の波動源と、Ｎ１番目の検波器との距離と実質的に同様となるようにする。なお、ここで、Ｍ１及びＭ２は双方とも１ないしＭの間の整数であり、Ｎ１及びＮ２は双方とも１ないしＮの間の整数である。
【０１３５】
このような例は一般に、波動源及び検波器が実質的に対称に配列されている場合、例えば直線に沿って実質的に直線状に配列されている場合に実現することができる。図3Ａは、本発明に従い、近距離及び遠距離が同一であるような２つの波動源及び２つの検波器を有するサンプルの光学システムを模式的に示している。なお、図3Ａの波動源−検波器配列は同一近距離及び遠距離形態を満足するものであることを最初に理解されたい。例えば、波動源Ｓ１と検波器Ｄ１との間の第1の近距離は、波動源Ｓ２と検波器Ｄ２との間の第２の近距離と同一ないし実質的に同様である。更に、波動源Ｓ１と検波器Ｄ２との間の第1の遠距離は、波動源Ｓ２と検波器Ｄ１との間の第２の遠距離と同一ないし実質的に同様である。このような形状制限を満足することの利点は、電磁波が媒体中の全標的区域又は標的容積を通して実質的に均一に伝達され、吸収され、散乱されるという観察に基づくものである（電磁波のバナナ型経路と呼ぶ）。従って、フォトン又は電磁線は媒体中の全標的区域を均一にカバーし、検波器により発生される出力信号の正確性及び信頼性（例えば、信号対ノイズ比の改善）を高めることができる。以下の実施例で実証するように、波動源及び検波器の上記の直線状配置は、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度の絶対値を高い正確性を以って提供するものである。なお、全ての波動源及び/又は検波器が直線状に配置される必要はないことを理解されたい。例えば、波動源及び検波器を直線状ではないが、対称線及び/又は対称点との関連で実質的に対称に配置してもよい。波動源及び検波器によって、このような対称的形状が維持される限り、上記の同一近距離及び遠距離形態の要件は自動的に満たされることになる。
【０１３６】
他の具体例においては、多重波動源及び検波器を、上記の同一近距離及び遠距離形態の要件を満たさないよう非対称形状に配列することができる。図3Ｂは、本発明に従い、近距離及び遠距離が異なるような２つの波動源及び２つの検波器を有する他のサンプルの光学システムを模式的に示している。図示のように、波動源・検波器対の近距離及び遠距離の双方が異なっている。更に、電磁波のバナナ型経路（図参照）は、各波動源・検波器対が標的区域の異なる部分で異なる深さでカバーすることを示している。従って、この波動源・検波器配列は標的区域の異なる部分で異なる深さで吸収又は散乱された電磁波を検出するようになっている。
【０１３７】
更に他の具体例においては、前記の対称形態及び非対称形態が、単一の波動源・検波器配列により実現できることが示されている。図3Ｃは、本発明に従い、２つの波動源及び４つの検波器を有する他のサンプルの光学システムを模式的に示している。ここでは、全ての波動源・検波器対が図3Ａの同一近距離及び遠距離形態の要件を満たしているものではないことを理解されたい。例えば、第1と第4の検波器（Ｄ１及びＤ4）ならびに第２と第３の検波器（Ｄ２及びＤ３）は、波動源（Ｓ１及びＳ２）からの同一の近距離及び遠距離を保っているが、このような近距離及び遠距離の関係は、第１と第３の検波器（Ｄ１及びＤ３）又は第２と第４の検波器（Ｄ２及びＤ４）では、波動源（Ｓ１及びＳ２）との関連で、異なるものとなっている。従って、適当な波動源を検波器と選択的に結合させ、それにより電磁波を照射、検出することにより、対称的又は非対称的波動源・検波器配列のいずれかを得ることができる。このような態様の他の利点は、この波動源・検波器配列により、媒体の或る特定の標的区域に対する多重走査を可能にすることである。例えば、第２の検波器（Ｄ２）の下に位置する区域を、例えば6個の異なる波動源・検波器対（例えば、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ２−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ３−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ４−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ２−Ｄ３−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ２−Ｄ４−Ｓ２、Ｓ１−Ｄ３−Ｄ４−Ｓ２）で走査することができる。従って、発色団の濃度（及びその割合）の絶対値の正確性の改善が図られる。
【０１３８】
この波動源・検波器アセンブリーの実際の形状が発色団の濃度及びその割合の絶対値を判定するための上記の方法に影響を与えるものでないことを理解されたい。例えば、前記方程式の全てにおいて、波動源・検波器アセンブリーの実際の形状に依存する唯一の項は、ｉ番目の波動源（Ｓｉ）と、これに対応しｉ番目の波動源と連結し、それからの電磁波を検出するようにしたｊ番目の検波器（Ｄｊ）との間の直線距離を表す“Ｌ”又は“ＬＳｉＤｊ”である。このＬ値は波動源・検波器アセンブリーの設計により予め決定され、他のシステム変数及びパラメータがこのＬ値に依存することがないことから、本発明の上記方法は波動源と検波器との間の対称の有無に関係なく使用することができる。
【０１３９】
前記の対称的波動源・検波器形状は、ＣＷＳ光学モニタリング及び画像化システムのための二次元光学プローブの構築に適用することができる。1例として、図3Ａに示す対称的波動源・検波器形状を交互に積み重ね、4ｘ4四角形又は長方形光学プローブを形成することができる。この場合、第1及び第4の行では、２つの検波器が２つの波動源の間に配置され、第２及び第３の行では、２つの波動源が２つの検波器の間に配置されている。他の例として、異なる数の波動源及び/又は検波器が水平方向及び垂直方向に設けられるように光学プローブを形成することができる。例えば、図3Ａに示す配置が2度繰り返され、4ｘ2のプローブ、６度繰り返され、4ｘ６のプローブなどを構築することができる。更に他の例として、このような対称型波動源・検波器配置が、或る角度を以って繰り返され、円形又は円弧型の光学プローブなどを構築することができる。更に、波動源及び検波器の繰返し行（又は列）を延ばして台形型光学プローブとしたり、積み重ねて平行四辺形の光学プローブとしたりすることができる。このような対称型波動源・検波器配置及び種々の幾何学形状の光学プローブの更なる例が本願と同一出願人による継続中の米国特許出願Ｎｏ．０９／７７８，６１４，“対称型光学プローブを有する光学的画像化システム”（2001年2月6日出願）に記載されており、その内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。
【０１４０】
更に、ＣＷＳ光学モニタリング及び画像化システムのための二次元光学プローブを上記の非対称型波動源・検波器配置に基づいて構築することができることを理解されたい。例えば、この非対称型波動源・検波器配置は任意の距離及び/又は任意の順序又はパターンで繰返し、正方形、長方形、円弧形又は円形の光学プローブとすることができる。このような非対称型波動源・検波器配置を所定の距離を以って繰返し（例えば、行を次々と互いに上に重ねて）、この繰り返された波動源及び検波器（例えば、波動源及び検波器の列）が上記の近距離及び遠距離形態の要件を満たすようにすることができる。
【０１４１】
上記の波動源・検波器配置及びそれにより構築された光学プローブを、センサー（すなわち、波動源及び検波器）の1つ又はそれ以上が、そのセンサーと媒体との間の光学的結合を維持しつつ、直線状に変位したり或いは回転したりするように構築することができる。このような態様により、特定の標的区域を一回以上繰返し走査することが可能になり、例えば波動源及び検波器をその標的区域上を多重速度で、異なる走査経路に沿って、或いは異なる走査角度で走査させることにより、そこからより多くの測定データを得ることができる。この波動源・検波器配置の実際の形状に関係なく、可動センサー部材を備えたこのような光学プローブを用いることにより、より少ない波動源及び検波器を用いて発色団の絶対値及び/又はその構成画像の測定が可能になる。このような可動センサー部材を備えたこのような光学プローブ及びそれによる画像の直接的取得法については本願と同一出願人による継続中の米国特許出願Ｎｏ．０９／７７８，６１７，“直接的画像構築のための光学的画像化システム”（2001年2月6日出願）に記載されており、その内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。
【０１４２】
操作に際し、少なくとも１つの波動源を具備する波動源モジュール及び少なくとも１つの検波器を具備する検波器モジュールが光学システム本体に操作自在に設けられた光学プローブの走査面に配置される。その他、波動源モジュール及び/又は検波器モジュールを上記本体内に配置させ、光ファイバーを用いて波動源/検波器モジュールを光学プローブの走査面に設けられた開口部に接続させてもよい。この光学プローブに対し、従来の任意の波動源及び検波器を使用することができる。しかし、波動源は、500ｎｍないし1,200ｎｍ、特に600ｎｍないし900ｎｍの近紫外域の電磁波を照射するもの、検波器がそのような電磁波に対し適当な感度を有するものを使用すうことが望ましい。この光学プローブは生理学的媒体の標的区域上には配置され、その走査面がこの標的区域上に位置し、その間に光学的結合が形成されるようにする。波動源モジュールを駆動させ、異なる波動特性を有する電磁波の少なくとも2セットが媒体中に照射される。検波器モジュールは、波動源により照射され、媒体中を伝播し、検波器に向けて放射されるこの電磁波の異なるセットを採取する。ついで、検波器が電気信号を発生させ、これは光学システムの本体のプロセッサーモジュールへと送られる。この電磁波の実験的に測定された強度及び発色団の減衰係数又は散乱係数などの少なくとも１つのシステムパラメータに基づいて、プロセッサーモジュールは酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度又は酸素飽和度の絶対値を計算する。
【０１４３】
本発明の光学システムは、方程式解答モジュールを有していてもよく、これはプロセッサーモジュールとは操作上別のものとなる。この方程式解答モジュールは本発明の上記方法の1又はそれ以上を実施するよう設計された種々の数値モデルを有していてもよい。
【０１４４】
なお、上記説明は酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度（及び/又はその比）の絶対値を得ることに向けられたが、上記光学システム及び方法を、上記媒体中の他の物質又はその特性の絶対値を得るために適用することもできる。例えば、本発明の光学システム及び方法を、脂質、シトクロム、水分などの他の発色団の濃度（又は、その割合）の絶対値を判定するのに直接適用したり、改良して適用したりすることができる。吸光係数又は散乱係数の程度に応じて、電磁波の波長をよりすぐれた解像度のために調整してもよい。更に、媒体に化学組成物を添加し、媒体中の発色団の光学的干渉又は相互作用を高めたり、媒体中の非発色性物質を発色団に変換させてもよい。
【０１４５】
上述のように、本発明の光学システム及び方法は連続波分光技術に好ましく組み入れることができる。しかし、この光学システム及び方法を時間分解分光技術及び位相変調分光技術にも、同様に容易に組み入れることができる。
【０１４６】
本発明の光学システム及び方法は種々の医学的用途に供することができる。上述のように、上記光学モニタリング及び/又は画像化システム及び方法を、酸素化及び脱酸素化されたヘモグロビンの濃度（及び/又はその比）の絶対値を測定するのに適用することができる。この光学システムは、種々の器官及び組織における虚血症状及び/又は虚血症、例えば、脳（脳卒中）、心臓（虚血症）、その他、オキシヘモグロビンの異常に低い濃度による、又はそれにより特徴づけられる生理学的異常に対する非侵襲的診断に有益である。更に、種々の内臓、胸部、皮膚における癌腫瘍の存在も同様に容易に検出することができる。この光学システム及び方法は、表皮、真皮或いは肺、肝臓、腎臓などの器官における細胞にも適用することができる。この光学システム及び方法は、更に、組織、皮膚、又は心臓、肺、肝臓、腎臓などの器官の移植を含む外科治療の間、又はその後における脈管閉塞の診断などにも適用することができる。
【０１４７】
前述の解決図式を本発明の前記対称型波動源・検波器配置を有する光学プローブに組み込むことにより、従来技術を超えた種々の利益が得られる。ヘモグロビンの濃度変化を測定するＣＷＳ技法とは対照的に、本発明の対称型波動源・検波器配置は、生理学的媒体の種々の発色団の特性（ヘモグロビンの特性も含めて）の空間的及び/又は時間的分布を評価するための直接的手段を提供するものである。これにより、医師は動物及び/又ヒトの組織、細胞、器官、筋肉、血液における酸素濃度及び酸素飽和を直接的に検査することができる。上記の対称型波動源・検波器配置は、更に、医師による媒体中の発色団の特性の「絶対値」に基づく被検体の直接的診断を可能にする。
【０１４８】
本発明の光学プローブの走査ユニットは、上記の出願係属中の‘972出願に記載されている対称要件を満たす種々の波動源・検波器配置を採用することができる。図４，５はそのような対称型走査ユニットの例を示すもので、図6Ａ−６Ｈに示すように、波動源及び検波器が対称軸１２７を中心として対称的に配列されており、また、図７Ａ−７Ｃに示すように、波動源及び検波器が対称点１２８を中心として対称的に配列されている。なお、これら図面において、波動源及び検波器の形状、サイズは説明上、簡素化され、かつ、誇張して描かれている。
【０１４９】
図７Ａ及び７Ｂは、本発明の線状走査ユニットを模式的に示している。図６Ａ及び６Ｂの走査ユニット（Ｈｅ及びＨｆ）は図２Ａ及び２Ｂの走査ユニットと実質的に同様のものであり、従って、波動源１２２・検波器１２４の同一近距離及び遠距離形態の対称要件を自動的に満たしている。なお、走査ユニット（Ｈｅ及びＨｆ）は、上記の‘972出願に記載の対称要件を損なわない範囲で変形させることができる。例えば、走査ユニットＨｅにおいて、隣接する波動源と検波器との間の距離を、検波器の限界感度を超えない範囲で増減させることができる。なお、この検波器の限界感度は数センチないし１０センチ、特に、殆どのヒト及び/又は動物の組織の場合、約５センチである。更に、対称軸１２７を中心とする対称性が維持できる限り、検波器Ｄab及びＤac間の距離を調整し、隣接の波動源・検波器対間、例えばＳa ａ−Ｄa ｂ及びＳa ｃ−Ｄa ｄ間の近距離と同一にしたり、相違させたりすることができる。
【０１５０】
図６Ｃ及び６Ｄは、本発明の四角形走査ユニットを模式的に示している。この四角形走査ユニットのそれぞれにおいて、２つの波動源及び２つの検波器が、四辺形の４つの頂点に配列されている。特に、走査ユニットSａに示すように、２つの波動源Ｓa ａ及びＳa ｂが四辺形の２つの上方頂点に配置され、２つの検波器Ｄｂ a及びＤｂｂが四辺形の２つの下方頂点に配置されている。対称軸１２７はこの四辺形の中央を垂直に貫通している。従って、隣接する波動源・検波器間の近距離は、波動源Ｓa ａ（又はＳa ｂ）と検波器Ｄｂ a（又はＤｂｂ）との間の垂直距離に相当し、遠距離は、波動源Ｓa ａ（又はＳa ｂ）と検波器Ｄｂｂ（又はＤａｂ）とを結ぶ対角長に相当する。同様のことが図６Ｄの走査ユニットSｂについても適用される。なお、この図６Ｄの場合、波動源・検波器配置が図６Ｃのものと逆になっている。上述のように、隣接するセンサー間の近距離及び遠距離も、上記の限界感度の要件が検波器Ｄaa及びＤabによって満たされる範囲で調整することができる。
【０１５１】
図６Ｅは、本発明の長方形走査ユニットを模式的に示している。この場合、２つの波動源及び２つの検波器が、長方形走査ユニットＲａの４つの頂点に配列されている。上記走査ユニットと同様に、波動源・検波器配置を逆転させることができ、２つの波動源が長方形の２つの上方頂点に配置され、２つの検波器が長方形の２つの下方頂点に配置されるようにしてもよい。隣接する光学センサー間の水平距離及び垂直距離も上記の限界感度の要件が検波器によって満たされる範囲で増減することができる。
【０１５２】
図６Ｆ及び６Ｇは、本発明の台形走査ユニットを模式的に示している。図６Ｆの台形走査ユニットＴａにおいて、２つの波動源Ｓa ａ及びＳa ｂが台形の２つの上方頂点に配置され、２つの検波器Ｄｂ a及びＤｂｂが台形の２つの下方頂点に配置され、従って、対称軸１２７はこの台形の中央を垂直に貫通している。特に、台形の２つの対向辺は好ましくは同一の長さのものであって、上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすようにしている。近距離は、波動源Ｓa ａ（又はＳa ｂ）と検波器Ｄｂ a（又はＤｂｂ）との間の距離に相当し、遠距離は、波動源Ｓa ａ（又はＳa ｂ）と検波器Ｄｂｂ（又はＤｂａ）とを結ぶ対角長に相当する。同様のことが図６Ｇの走査ユニットＴｂについても、センサーが逆になっていることを除いて適用される。
【０１５３】
図６Ｈは、本発明の他の台形走査ユニットを模式的に示している。この台形走査ユニットＴｃは、台形の２つの上方頂点が下方頂点のものより大きい距離で分離されていることを除けば、図６Ｆ、６Ｇのものと実質的に同様のものである。上述のように、隣接するセンサー間の距離は、２つの対向辺が同一であって、かつ、上記の限界感度の要件が検波器によって満たされる限り適宜、調整することができる。
【０１５４】
図７Ａは、本発明の準線形走査ユニットを模式的に示している。この台形走査ユニットＰａは２つの検波器Ｄｂ a及びＤｂｂがその中央部に配置され、第1の波動源Ｓa ａが走査ユニットの上方右側角部に配置され、第２の波動源Ｓｃ aが走査ユニットの下方左側角部に配置されている。特に、波動源Ｓｃ a及びＳa ａは検波器Ｄｂ a及びDbbから同一の角度で夫々は位置され、これらは同一距離を以って離間しており、検波器は対称点１２８を中央にして対称的に配置されている。従って、この例は上記の‘972出願に記載されている対称要件を満している。
【０１５５】
図７Ｂは、本発明の長方形走査ユニットを模式的に示している。この場合、センサーＳa ａ及びＤa ｂを有する第１の水平走査部材が、センサーＤｂ a及びＳa ｂを有する第２の水平走査部材の上に配置されている。ここでセンサー１２２，１２４は長方形の４つの頂点を占めている。この例において、近距離は、波動源Ｓa ａ（又は検波器Ｄa ｂ）と検波器Ｄｂ a（又は波動源Ｓｂｂ）との間の垂直距離であり、遠距離は、波動源間（又は検波器間）の対角長に相当する。なお、センサー１２２，１２４は、第１の垂直走査部材（Ｓa ａ及びＤｂ a）及び第１の垂直走査部材（Ｄa ｂ及びＳｂｂ）を画成するようグループ化してもよい。以下に詳述するように、光学画像化システムをセンサー１２２，１２４をグループ化し、そのような走査部材を画成するよう配置してもよい。図７Ｃは、本発明の平行四辺形走査ユニットを模式的に示している。この走査ユニットＰｂは平行四辺形の２つの上方角部に第１のセンサー対Ｓa ａ及びＤa ｂを有し、かつ、平行四辺形の２つの下方角部に第２のセンサー対Ｄｂａ及びＳa ｂを有する。
【０１５６】
走査ユニットＰａ、Ｒｂ及び/又はＰｂは、波動源を検波器で代替し、又はその逆にして、図７Ａないし７Ｃに示されているものと逆の波動源・検波器配置を有するものとしてもよい。更に、上記の限界感度の要件が検波器によって満たされる限り、複数の波動源間及び/又複数の検波器間の距離を調整し、結果として得られる走査ユニット及びその走査領域の形状及び/又はサイズを操作してもよい。更に、各走査ユニットＰａ、Ｒｂ及びＰｂにおける近距離及び遠距離を、波動源・検波器配置のアスペクト比を調整することにより逆にすることもできる。なお、この場合のアスペクト比は四角形の高さに対する長さの比として定義される。図７Ｃの走査ユニットＰｂにおいて、波動源Ｓa ａと検波器Ｄa ｂの間の水平距離は、近距離（すなわち、アスペクト比が１．０未満）であっても、或いは遠距離（すなわち、アスペクト比が１．０より大きい）であってもよい。走査ユニットのアスペクト比が１．０に近づいたとき、１つの波動源と、隣接する２つの検波器との間の距離が等しくなり始め、上記の‘972出願に記載されている対称要件が満されなくなる。これは、正方形走査ユニットＳa及びＳbにより上記対称要件が満される図６Ｃ及び６Ｄの波動源・検波器配置とは対照的である。
【０１５７】
波動源及び検波器の照射及び/又は感度制限のために、上記の走査ユニットは僅かに小さな走査領域のみカバーされるに過ぎない。すんわち、図２Ａ及び２Ｂに示すように、本発明の光学画像化システムの光学プローブ１２０Ａは、概してその走査表面に多重走査ユニットを有し、従って光学プローブ１２０Ａは個々の走査ユニットの走査領域よりも概して大きい標的区域を走査することができる。このような走査ユニットは、対称的に、又は非対称的に、かつ、任意の組合せ、及び/又は任意の順序で配列させることができるが、有限の走査領域の利用効率を増大させ、得られる画像の解像度を高めるために、多重走査ユニットが、１又はそれ以上の波動源及び/又は検波器を共用するように配置されていることが好ましい。言い換えれば、光学プローブ又は光学的画像化システムが、波動源及び/又は検波器の一部又は全てを２以上の走査部材及び/又は走査ユニットに組み入れつつ、多重走査部材及び多重走査ユニットを画成する画像化部材を具備することが好ましい。本発明のこの形態を図２Ａの光学プローブ１２０Ａを具体例として用いて以下に説明する。
【０１５８】
図８Ａは、図２Ａに示す光学プローブの走査ユニットの第１のセットの模式図であり、図８Ｂは、図８Ａの走査ユニットにより発生するボクセル及びクロス‐ボクセル、更に本発明に従って得られるボクセル値及びクロス‐ボクセル値を示す模式図である。この光学プローブ１２０Ａは４つの水平走査ユニット（Ｈａ、Ｈｂ、Ｈｃ、Ｈｄ）及び４つの垂直走査ユニット（Ｖａ、Ｖｂ、Ｖｃ、Ｖｄ）を有し、この場合、各走査ユニット１２５は１以上の出力信号を発生し、この出力信号は各走査ユニット１２５により走査された媒体の標的区域における発色団又はその特性の象徴値に相当している。
【０１５９】
図８Ｂに示すように、走査ユニット１２５は画像ドメイン２００内の“ボクセル”を画成し、ここで、画像ドメイン２００内の各ボクセルは媒体の標的区域の小さな領域に相当する。ここで１又はそれ以上の波動源１２２が電磁波をこのような領域に照射し、１又はそれ以上の検波器１２４がその電磁波を検出し、それに応答して出力信号を発生する。その後、光学プローブ１２０Ａの画像化部材又は光学的画像化システムが検波器１２４から発信された出力信号を採取し、同じ走査ユニット１２５の波動源１２２及び検波器１２４に適用された１セットの波動方程式を解き、発色団又はその特性の象徴値を判定する。すなわち、画像化部材が波動源１２２及び検波器１２４の所定のグループ化に基づいて走査エレメントを画成し、２又はそれ以上の重複する又は重複しない走査エレメントを空間的にグループ化して走査ユニット１２５を構築し、各走査ユニットについて検波器１２４からの出力信号を採取し、波動方程式からの前記の１セットの解決を得、各ボクセルについてのボクセル値を計算する。各ボクセルちは一般に発色団又はその特性の面積平均値又は容積平均値であり、これは一般に、走査ユニット１２５の各走査領域又は容積との関連で、或いは画像ドメイン２００内に構築された各ボクセルの面積又は容積との関連で平均化される。なお、この面積平均ボクセル値は、検波器１２４が全標的区域に亘って媒体と実質的に同一の厚み又は深さをカバーする感度域を有する場合、媒体の容積平均ボクセル値と実質的に同様又は同一である。
【０１６０】
図８Ａに示す例において、水平走査ユニット（Ｈａ、Ｈｂ、Ｈｃ、Ｈｄ）は画像ドメイン２００内に４つの水平ボクセル２０４ａを画成し、その夫々はＸ方向に延び、逐次モードで互いに積み重ねられる。水平走査ユニット（Ｈａ、Ｈｂ、Ｈｃ、Ｈｄ）の夫々により発信された出力信号に基づいて、画像化部材が各水平走査ユニットに適用された波動方程式を解き、各水平ボクセル２０４ａについてのボクセル値（ｈａ、ｈｂ、ｈｃ、ｈｄ）をそれぞれ判定する。簡単にするため、図８Ｂは、ボクセル値ｈｃの１つの水平ボクセル２０４ａ（上から３番目）のみを強調している。同様に、４つの垂直走査ユニット（Vａ、Vｂ、Vｃ、Vｄ）がＹ方向に延びた４つの垂直ボクセル２０４bを画成している。この４つの垂直ボクセル２０４bは逐次及び横方向に隣り合って配列され、ボクセル値、ｖａ、ｖｂ、ｖｃ、ｖｄを夫々有する。説明の便宜上、図８Ｂは、ボクセル値ｖｄを有する垂直ボクセル２０４bのみを強調している。
【０１６１】
図示のように、各水平走査ユニットは、１つの共通光学センサーを垂直走査ユニットの１つと共に共用しており、それにより交差する水平ボクセル及び垂直ボクセルの重複領域としてのクロス‐ボクセルを画成している。従って、図８Ａの光学プローブ１２０Ａは１６個のクロス‐ボクセルを画成し、画像ドメイン２００内に４x４マトリックスを形成し、その各々は別々のクロス‐ボクセル値、つまり交差するボクセルの一般に異なる２つのボクセル値により決定されるクロス‐ボクセル値を有している。例えば、２つのクロス‐ボクセル２１４a及び２１４ｂはボクセル値ｈａを有する最上水平ボクセルＨａに共通して画成されているが、クロス‐ボクセル２１４aのクロス‐ボクセル値はｖａ及びｈａから計算される。これに対し、クロス‐ボクセル２１４ｂのクロス‐ボクセル値はｖｃ及びｈａから計算される。一般に、クロス‐ボクセル値は、例えば交差するボクセルの個々のボクセルちを算術平均、幾何平均又は加重平均することにより計算される。その他、このような構成ボクセル値の１つを同じく、クロス‐ボクセル値として選択してもよい。なお、他の事柄が同一であるとすると、発色団及び/又はその特性の推定値の正確性及びその分布画像の解像度は、一般にボクセルのサイズ、クロス‐ボクセルのサイズ及びボクセル値又はクロス‐ボクセル値を計算するのに使用された出力信号又はボクセルの数に依存する。この点からして、図８Ｂの正方形クロス‐ボクセルのそれぞれは画像ドメイン２００全体に亘って実質的に同一の解像度を有する。
【０１６２】
上記態様の本発明の光学プローブは多くの利点を有する。１又はそれ以上の共通光学センサーを共用するよう走査ユニットを配置させることにより、光学プローブは必要とする波動源及び検波器の数を少なくすることができる。従って、上記の光学プローブはよりコンパクト、かつ軽量のものとなる。更に、各光学センサーに内在する成分変動に起因する特有の違いも小さくすることができ、得られる画像の正確性、品質及び解像度などを向上させることができる。更に、本発明の光学プローブは、従来の光学的画像化システムで一般に必須のものであるベースライン測定を必要としない。従って、本発明の光学プローブは、画像を効率よく構築することができ、被検体の標的区域の走査時において、発色団及び/又はその特性の分布の画像を実質的に実時間ベースで提供することができる。
【０１６３】
走査において、光学プローブ１２０Ａが光学センサーを備えた媒体の標的区域上に配置され、その間に適当な光結合が形成される。波動源１２２が駆動されて、電磁線がこの媒体に対して照射され、同時に検波器１２４も駆動されて、媒体を通って伝達された電磁波が検出される。干渉及びそれによるノイズを少なくするため、波動源１２２は、好ましくは、僅か１つの波動源が所定の時間に亘り所定の波動特性を有する電磁波を照射し、他の波動源はオフの状態になるよう同調させる。波動源１２２も、その波動源と共に走査エレメントを形成するものだけが電磁波を検出し、それに応答して出力信号を発生させるよう同調させる。選択された波動源が照射を完了した後、同一又は他の波動源が同一又は異なる波動特性を有する電磁波の照射を開始する。光学プローブ１２０Ａの第１の走査ユニットの全ての波動源・検波器対が電磁波の照射及び検出を完了した後、同様又は同一の操作が光学プローブ１２０Ａの他の走査ユニットでも繰り返される。このような照射及び検出のシーケンスは一般に光学プローブ１２０Ａの操作特性並びに発色団又はその特性の分布を示す最終画像を何ら損なうものではない。最良のシーケンスの選択は、一般に当業者にとって単なる選択の問題である。光学プローブ又は光学的画像化システムの画像化部材は、各走査ユニットの全ての走査エレメントについて、この出力信号を所定の速度及び/又は期間にて採取する。この画像化部材はついで、この出力信号を処理し、かつ、光学プローブ１２０Ａの走査ユニットの各走査エレメントの波動源１２２及び検波器１２４に適用された１セットの波動方程式を解く。その結果は、画像ドメイン２００中の各ボクセルにおける発色団又はその特性の絶対値又は相対値を表すものである。この画像化部材はついで、２又はそれ以上の前記ボクセルの交差及び/又は重複部分を識別し、この交差又は重複するボクセルに対応するクロス‐ボクセルを構築し、このクロス‐ボクセルを切り取った後、ボクセルの残部に相当する残留ボクセルを構築し、各クロス‐ボクセルについてクロス‐ボクセル値を得る。上記のボクセル値及びクロス‐ボクセル値は、発色団又はその特性の分布画像がこのボクセル値及びクロス‐ボクセル値によって表されているものと認識される。その他、ボクセル値を計算し、平均し、各クロス‐ボクセルについてのクロス‐ボクセル値を得る代わりに、ボクセルについての出力信号を平均し、各クロス‐ボクセルについての出力信号を得て、ついで、これを画像化部材により処理してクロス‐ボクセル値を得るようにしてもよい。
【０１６４】
一般に、ボクセルの形状は種々のファクター、例えば、各走査エレメント及び/又は走査ユニットを画定する波動源及び検波器の数、各走査エレメント及び/又は走査ユニットにおける波動源及び検波器の幾何学的配列、各走査ユニットにおける走査エレメントの幾何学的配列、波動源の照射力又は能力、検波器の検出感度などにより決定される。従って、波動源の照射力が同一で、検波器の検出感度も同一の場合、図８Ａの等間隔波動源・検波器配置は、画像ドメイン全体に亘って水平及び垂直ボクセルが実質的に同一の形状を画成してなるものとなる。同じことが、ボクセルの形状、配置及び配向、重複部の形状、サイズなどにより殆ど決定されるところのクロス‐ボクセルの形状についても適用できる。
【０１６５】
前記ボクセルの物理的形状が、波動源及び検波器の形状、サイズ及び操作特性、並びにその幾何学的配列により、むしろ固定されるが、クロス‐ボクセルの形状は波動源及び検波器（すなわち、走査エレメント及び/又は走査ユニットを画定するもの）のグルーピング、並びに走査エレメント（すなわち、走査ユニットを画定するもの）のグルーピングにより操作することができる。言い換えれば、波動源及び検波器の物理的配列を変化させることなく、クロス‐ボクセルの形状、サイズを調整することができ、得られる画像の解像度を、出力信号を所定のパターンによりグループ化し、走査ユニット及び/又は走査エレメントの波動源及び検波器に適用された波動方程式を解くことにより操作することができる。従って、光学プローブに対し光学センサーを追加することなく、かつ、予め存在する波動源・検波器配置を物理的に変更させることなく、光学プローブをアレンジし、第１次走査ユニット並びに第２次走査ユニットを画定し、同一の標的区域から第１次並びに第２次出力信号を発生させるようにすることができる。図９ないし１１は、図２Ａの光学プローブ１２０Ａに対し種々の走査ユニットを追加して画成した例を示している。図１２は、図８ないし１１に記載されているボクセル値を組み合わせることにより得られたボクセル、クロス‐ボクセル及びクロス‐ボクセル値を示している。
【０１６６】
図９Ａは本発明による図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第２のセットを示す模式図である。図９Ｂはこのような走査ユニットにより発生されるボクセル及びクロス‐ボクセルを示し、図９Ｃは本発明に従って得られるボクセル値及びクロス‐ボクセル値を示している。この例において、光学プローブの中間領域に配置された光学センサーは再度、グループ化され、４つの長方形又は正方形走査ユニットＩａ、Ｉｂ、Ｉｃ、Ｉｄを形成している。図６Ｃないし６Ｅのものと同様に、これらの中間走査ユニットＩａ、Ｉｂ、Ｉｃ、Ｉｄは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすようにしている。すなわち、長方形又は正方形ボクセル２０５ａ−２０５ｄは画像ドメイン２００内に画成されていて、それぞれボクセル値iａ、iｂ、iｃ、iｄを有している。これらの中間ボクセル２０５ａ−２０５ｄは画像ドメイン２００の中央部にて互いに交差しいるため、画像化部材は更に、残留切頭ボクセル２１５bを残したまま、多重の長方形又は正方形クロス‐ボクセル２１５aを画成することができる。例えば、クロス‐ボクセル２１５aは長方形又は正方形ボクセル２０５ａ−２０５ｄの４分の１のサイズであり、残留切頭ボクセル２１５bはそのサイズの半分のサイズのものである。図８Ａ及び８Ｂに示した例と同様に、長方形又は正方形クロス‐ボクセル２１５aのクロス‐ボクセル値は、２つのボクセル値、すなわち、それらの当初のボクセル値及び隣接するボクセルの値、により判定することができる。従って、図９Ａの光学プローブ１２０Ａは画像ドメイン２００の中央部にてより高い解像度の画像を提供することができる。なお、画像ドメイン２００の４つの角部２１５ｃはボクセル値もクロス‐ボクセル値も持たない。なぜならば、走査ユニット２０４ｄ−２０５ｄのいずれによってもこの領域はカバーされないからである。
【０１６７】
図１０Ａは本発明による図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第３のセットを示す模式図である。図１０Ｂは図１０Ａの走査ユニットにより発生されるボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図を示し、図１０Ｃは本発明に従って得られる図１０Ｂのボクセル及びクロス‐ボクセルについての値の他の模式図である。この例において、光学プローブ１２０Ａ（又は、その画像化部材）は波動源及び検波器を同調させ、その中に、４つの菱形走査ユニットＣａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄを画成する。これらの菱形走査ユニットは４５度傾いた図６Ｃないし６Ｅの長方形又は正方形走査ユニットに相当する。各菱形走査ユニットは菱形領域の４つの角部に配置された光学センサーを有するのみで、中間部分には波動源も検波器も有していないが、画像ドメイン２００内の中間部分に相当する媒体の標的区域は依然として波動源１２２により照射され、各菱形走査ユニットの各走査エレメントにより走査される。従って、菱形走査ユニットＣａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄは、クロス‐ボクセル２０６ａ−２０６ｄを画成し、その各々は中央部に接続する４つのプロング（ｐｒｏｎｇ）を有し、又、その各々はボクセル値ｃａ、ｃｂ、ｃｃ、ｃｄを有する。各菱形走査ユニットが更に隣接する２つの走査ユニットと交差し、図１０Ｂ，１０Ｃに記載したように、当初のボクセル２１６ｂの残留非交差プロングを残したまま、クロス‐ボクセル２１６ａを形成する。なお、図８及び図９のものとは反対に、この例の全てのクロス‐ボクセル２１６ａのクロス‐ボクセル値は、３つの交差するクロス‐ボクセルのボクセル値、すなわち、それ自体のボクセル値及び隣接するクロス‐ボクセルの２つの他のボクセル値により判定される。その結果、図１０Ｃのクロス‐ボクセル２１６ａは図８Ｃ及び図９Ｃのものよりも高い解像度の画像を提供することができる。更に、図９Ａの長方形又は正方形走査ユニットＩａ、Ｉｂ、Ｉｃ、Ｉｄと同様に、これら菱形走査ユニットＣａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄは、画像ドメイン２００の４つの角部２１６ｃを走査しない。従って、これらの領域についてのボクセル値及びクロス‐ボクセル値は提供されない。このような関係において、これら菱形走査ユニットＣａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄは、中間走査ユニットＩａ、Ｉｂ、Ｉｃ、Ｉｄによるものと同一のクロス‐ボクセル２１６ａを画定するが、そのクロス‐ボクセル値は２つでなく、３つのボクセル値で判定される。
【０１６８】
図１１Ａは本発明による図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第４のセットを示す模式図である。図１１Ｂは図１１Ａの走査ユニットにより発生されるボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図を示し、図１１Ｃは本発明に従って得られる図１１Ｂのボクセル及びクロス‐ボクセルについての値の他の模式図である。この例において、波動源及び検波器は再度グループ化され、４つの他の菱形走査ユニットＤａ、Ｄｂ、Ｄｃ、Ｄｄを画成し、これらは図１０Ａのもの、Ｃａ、Ｃｂ、Ｃｃ、Ｃｄと同一である。しかし、光学プローブ１２０Ａ、又は、光学的画像化システムの画像化部材は、それぞれが他の３つの走査ユニットと交差する菱形ボクセル２０７ａ−２０７ｄを画成する。従って、菱形走査ユニットＤａ、Ｄｂ、Ｄｃ、Ｄｄは画像ドメイン２００の中央部に９つの小さな菱形クロス‐ボクセル２１７ａ−２１７ｃを画成し、図１１Ｂ及び図１１に示すように、画像ドメイン２００の角部の周りに４つの切頭ボクセル２１６ｄを残すことになる。一般に、全てのクロス‐ボクセル２１７ａ−２１７ｃは同一の形状、サイズを有する。しかし、中央のクロス‐ボクセル２１７ｃのクロス‐ボクセル値は４つの全ての菱形ボクセル２０７ａ−２０７ｄのボクセル値から計算され、角部のクロス‐ボクセル２１７ａ及び中央のクロス‐ボクセル２１７ｂのボクセル値は隣接するボクセルの２つ及び３つのボクセル値で夫々判定される。従って、図１１Ａの光学プローブ１２０Ａは、外側から中央部に向けて解像度が増大する画像を提供することができる。、図９Ａ、図１０Ａの走査ユニットと同様に、これら菱形走査ユニットＤａ、Ｄｂ、Ｄｃ、Ｄｄは、画像ドメイン２００の４つの三角部２１７ｅを走査しない。
【０１６９】
上述のように、各走査ユニットに含まれる波動源及び検波器の数及びその幾何学的配置は必ずしもボクセル及びクロス‐ボクセルの形状、サイズ並びに得られる画像の解像度を決定づけるものではない。むしろ、発色団の特性の推定値の正確性及びその画像の解像度は出力信号のグループ化パターンの操作により改善することができる。例えば、本発明の光学プローブ又は光学的画像化システムの画像化部材は、図９ないし図１１の第二次走査ユニットの１又はそれ以上を図８Ａの第一次走査ユニットと組み合わせることもできる。この例は、以下に詳述するように、より高い解像度の画像を得ようとする場合に一般に好ましい。図１２は、図９ないし図１１の第二次走査ユニットを図８Ａの走査ユニットと組み合わせることにより得られたボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図である。図１１に示すように、画像ドメイン２００の各四分円は１５のクロス‐ボクセル及び/又はボクセルを有する。上記の全てのボクセル及びクロス‐ボクセルが画像ドメイン２００の中央に対し対称に構築されているから、画像ドメイン２００の最初の四分円２０１における画像のみを画像ドメイン２００全体の画像の代表例として分析する。説明の便宜上、この第１の四分円２０１を更に分割して４つの小四分円２０１ａ−２０１ｄとする。ここで、第１小四分円２０１ａは５つのクロス‐ボクセル（Ａ−Ｅ）を、第２小四分円２０１ｂは４つのクロス‐ボクセル（Ｆ，Ｊ，Ｈ，Ｌ）、第３小四分円２０１ｃは他の４つのクロス‐ボクセル（Ｇ，Ｉ，Ｋ，Ｍ）、第４小四分円２０１ｄは１つのクロス‐ボクセル（Ｎ）及び１つの切頭ボクセル（Ｏ）を有している。
【０１７０】
４つの小四分円２０１ａ−２０１ｄが全て画像ドメイン２００において同一の領域を有しているから、各小四分円２０１ａ−２０１ｄの画像の解像度は、それに設けられたクロス‐ボクセルの数及びそのクロス‐ボクセル値の判定に用いられたボクセル値の数に比例するものと予想される。従って、小四分円２０１ａの解像度は最も高く、小四分円２０１ｄの解像度は最も低い。この結果が表１に示されている。ここで、表１は第１四分円２０１の各クロス‐ボクセルを計算するのに用いられた全てのボクセル値を列挙している。
【０１７１】
【表１】
表1に示すように、各クロス‐ボクセルの値は多重ボクセル値、すなわち、2つのボクセル（５角形コーナークロス‐ボクセル“Ｏ”について）、3つのボクセル（隣接の三角形クロス‐ボクセル“Ｎ”について）から、10個のボクセル（中央菱形クロス‐ボクセル“Ｂ”について）及び11個のボクセル（中央三角形クロス‐ボクセル“Ａ”について）までのボクセル値により判定することができる。光学プローブ１２０の物理的形状を変化させることなく、発色団の特性の推定値の正確性及びその画像の解像度を、波動源及び検波器のグループ化パターン並びにこの検波器からの出力信号を操作により調整することができることをこれらの結果は示している。
【０１７３】
同様に、発色団の特性の推定値の正確性及びその画像の解像度を、第１次走査ユニットに組み込まれる第２次走査ユニットの数を制御することにより容易に調整することができる。例えば、第２次走査ユニットの予め選択されたセットのみを図８の第１次走査ユニットに組み込むことができる。このような選択はコード化することができ、従って、オペレータは、それにより、標的区域の特定領域の周りに種々の画像解像度を生じさせる所定の組合せ、及び/又は標的区域の特定領域の周りの画像解像度を調整させる所定の組合せの1つを選択することができる。なお、図11Ｂ及び11Ｃの菱形ボクセルのボクセル値（ｄａ、ｄｂ、ｄｃ、ｄｄ）を用いることなく、第1小四分円２０１ａ中の全てのクロス‐ボクセル、ＡないしＥを、同一数のボクセル値（すなわち、7個のボクセル）により推定することができ、それらについての同一の解像度を得ることできることを理解されたい。
【０１７４】
本発明の光学プローブ又は光学的画像化システムの上記走査エレメント及び走査ユニットを変形させて、異なる波動源・検波器配列及び/又は形状の光学プローブを、本発明の趣旨から逸脱することなく、提供することができる。
【０１７５】
既に、簡単に説明したように、単一の波動源が2又はそれ以上の波動発生装置を備えることができ、従って、多重波動発生装置を備えた波動源（以下、複合波動源と呼ぶ）は2つの異なる波動特性、例えば2つの異なる波長を有する電磁波を照射することができる。このような複合波動源は上述の任意の波動源・検波器配置に対しても適用することができる。例えば、図6Ｂにおいて、走査ユニットＨｆの波動源Ｓａｂ及びＳａｃを、波長が約690ｎｍ及び830ｎｍの近赤外電磁波を照射するようにアレンジし、それにより単一の走査ユニットが少なくとも２つの出力信号、すなわち、発色団のこのような異なる電磁波との異なる相互作用を表す2つの出力信号を発生させるようにすることができる。
【０１７６】
このような複合波動源を、上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすような非対称型走査ユニットを提供するために使用することができる。図13Ａないし13Ｃはこのような走査ユニットの若干の例を示すものである。
【０１７７】
図13Ａは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たす本発明による非対称型走査ユニットを模式的に示している。この例示の走査ユニットＡａは、２つの検波器Ｄａａ及びＤａｃ及びその中間に配置された複合波動源Ｓａｂを備えている。検波器Ｄａａ及びＤａｃは走査ユニットＡａの両端に配置され、複合波動源Ｓａｂは走査ユニットＡａの中心から外れた中央部に配置されている。従って、検波器Ｄａａと複合波動源Ｓａｂとの間のと距離は、第1の波動発生装置と検波器Ｄａａとの間の第1の近距離に相当するとともに、第２の波動発生装置と検波器Ｄａａとの間の第２の近距離にも相当する。同様に、検波器Ｄａｃと複合波動源Ｓａｂとの間のと距離は、第1の波動発生装置と検波器Ｄａｃとの間の第1の遠距離に相当するとともに、第２の波動発生装置と検波器Ｄａｃとの間の第２の遠距離にも相当する。従って、この非対称型走査ユニットＡａは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たしている。 図13Ｂは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たす本発明による非対称型走査ユニットの他の例を模式的に示している。この第２の走査ユニットＡｂは、２つの波動源Ｓａａ及びＳａｃ及びその中間に配置された複合検波器Ｄａｂを備えている。図13Ａの例と同様に、検波器Ｄａｂは２つの波動源Ｓａａ及びＳａｃから照射された電磁波を検出するようになっていて、この場合も上記対称要件を満たしている。
【０１７８】
図13Ａ及び13Ｂに示す上記の3−センサー配列のものは、上述の４−センサー配列のものよりも効率性に劣ると思われる。例えば、3−センサー配列の走査ユニットは領域を重複することなく標的区域を走査する。従って、そのような単一カバレッジでは発色団の特性の推定値の正確性及びその最終画像の解像度が劣るものとなるであろう。しかし、波動源及び検波器をグループ化し、3及び/又は４−センサー波動源・検波器配列を形成することにより、このような欠点を容易に回避することができる。図13Ｃは本発明による3及び/又は４−センサー波動源・検波器配列により画成された走査ユニットを模式的に示している。光学プローブ１２０Ａは２つの波動源Ｓａｂ及びＳａｄと、３つの検波器Ｄａａ、Ｄａｃ、Ｄa ｅとを有し、２つの非対称走査ユニットＡｃ、Ａｄを画成している。この場合、２つの3−センサー走査ユニットが１つの共通検波器Ｄａｃを共用している。なお、この波動源Ｓａｂ及びＳａｄ及び検波器Ｄａａ、Ｄa ｅもグループ化して対称型走査ユニットを画成するようにしてもよい。上述のように、本発明の光学プローブ又は光学的画像化システムは、対称又は非対称の第１次及び第2次走査ユニットを画成するように変形させることができる。
【０１７９】
図６Ａ−6Ｈ、図７Ａ−７Ｃ、図13Ａ−13Ｃに示す上記走査ユニットもアレンジして、種々の形状、サイズを有する光学プローブとすることができる。図1４Ａは、本発明による光学的画像化システムの円形光学プローブを例示するもので、波動源及び検波器が円形走査表面上に配置されている。図1４Ｂは、本発明による光学的画像化システムの三角形光学プローブを例示する模式図であって、この場合、センサーが三角形走査表面上に配置されている。
【０１８０】
図1４Ａの円形光学プローブ１４０は、９つの波動源（Ｓ１−Ｓ９）及び２０の検波器（Ｄ１−Ｄ１６）を円形走査表面上に配置している。要求される解像度によっては、画像化部材によりこれらのセンサーをグループ化し、種々の走査ユニットを画成するようにしてもよい。例えば、画像化部材は線状走査ユニット（例えば、Ｓ１−Ｄ３−Ｄ５−Ｓ５、Ｓ５−Ｄ９−Ｄ１０−Ｓ６、Ｓ１−Ｄ３−Ｄ１４−Ｓ９、Ｓ１−Ｄ５−Ｄ１２−Ｓ９、Ｓ３−Ｄ１８−Ｄ１９−Ｓ７など）や、長方形及び/又は台形走査ユニット（（例えば、Ｓ２−Ｄ３−Ｓ５−Ｄ７、Ｓ２−Ｓ３−Ｄ１０−Ｄ７、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ１−Ｓ１、Ｓ１−Ｄ２−Ｄ６−Ｓ８、Ｓ１−Ｄ２−Ｄ１３−Ｓ８、Ｓ１−Ｄ１８−Ｄ２０−Ｓ９、Ｓ１−Ｄ６−Ｄ１３−Ｓ９など）などを画成することができる。更に、同じく、非対称走査ユニットを走査面を横切って画成させることができる。同様に、例示の三角形光学プローブ１５０は、６つの波動源（Ｓ１−Ｓ６）及び９つの検波器（Ｄ１−Ｄ９）を有し、これらはグループ化し、非対称走査ユニット以外に、直線状、準直線状、長方形、正方形、台形又は平行四辺形の走査ユニットを画成するようにしてもよい。第1次走査ユニットを、第2次走査ユニットと組合せルことにより、又、このような走査ユニットの検波器により発信された出力信号を処理することにより、光学プローブ又は光学的画像化システムの画像化部材が、要求される画像解像度を満たす発色団及び/又はその特性の二次元及び/又は三次元分布画像を提供するようにすることができる。図1４Ａ及び１４Ｂから明らかなように、追加の波動源及び検波器が走査ユニット内部に配置されているが、これらの追加の波動源はこの走査ユニットのために電磁波を照射するものでなく、又、これらの追加の検波器も、そのために出力信号を発生しようとするものではない。
【０１８１】
なお、上記の本発明の開示は主として、発色団の特性の空間的分布の画像に向けられたが、本発明の光学プローブ及び光学的画像化システムは、その時間的分布の画像発生にも適用することができる。例えば、光学プローブを媒体の実質的同一の標的区域が或る時間間隔を以って走査されるように配列させることができる。同一の標的区域に対して異なる時間間隔で検出された出力信号の違いを得ることにより、画像化部材は標的区域における発色団の特性の時間的変化を計算し、この特性の時間的分布の画像を発生させる。その他、発色団の特性の時間的変化を、異なる時間フレームで得たこの発色団の特性の空間的分布から判定したり、その画像を提供することができる。例えば、光学プローブの走査ユニットにより標的区域の走査を繰返し、発色団の特性の時間的変化を計算する。なお、この時間的変化及びその分布は、通常、発色団の特性の相対的変化に関係する。しかし、この発色団の特性の絶対値が任意の参照時間フレームで一旦判定されたならば、この特性の前後の変化をその絶対値に容易に変換させることができ、又、その逆も可能である。
【０１８２】
本発明の上記光学プローブ及び光学的画像化システムを、媒体の標的区域中の血液又は水分量の時間的変化についての値を提供するようにアレンジすることができる。ヒトの標的区域中の血液量の時間的変化を計算する例において、酸素化ヘモグロビンの濃度［ＨｂＯ］及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度［Ｈｂ］が、方程式（1ａ）及び（１ｂ）のセットにより、又は、他の方程式（２ａ）及び（２ｂ）のセットにより計算される。一旦、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］が得られたとき、その合計（すなわち、トータルのヘモグロビン濃度［ＨｂＴ］、つまり［Ｈｂ］と［ＨｂＯ］との合計）も得られる。同じ標的区域に或る時間、位置させた検波器からの出力信号を得ることにより、総ヘモグロビン濃度の変化が得られる。標的区域を流通する血液のヘマトクリット（すなわち、血液中の赤血球の容量パーセント）が或る時間、一定レベルに保たれると仮定することにより、［ＨｂＴ］の時間的変化として、標的区域における血液量の時間的変化を直接、計算することができる。その他、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の時間的変化を方程式（６ａ）及び（６ｂ）から計算してもよく、ついで、［ＨｂＴ］の時間的変化を標的区域における［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の変化の合計として得ることができる。
【０１８３】
本発明の光学プローブ及び光学的画像化システムは、媒体の標的区域中の発色団の特性の三次元的分布の画像を得るためにも適用することができる。上述のように、電磁波は波動源により照射され、媒体の標的体中（すなわち、標的区域により画定され、所定の厚み又は深さを有する）を透過する。従って、このような三次元標的体積について1セットの波動方程式を作成することができ、検波器によって発生される出力信号が画像化部材に提供され、関連する初期及び/又は限界条件で波動方程式が解かれる。この場合、この波動方程式からの解答は媒体の標的体中の発色団の特性の三次元的分布を表すものである。画像の所定の解像度を維持するため、光学的画像化プローブ及び/又はシステムは、好ましくは、媒体の標的体中に多数のボクセルを画定するための多数の波動源及び検波器を備えるようにする。この例示の光学プローブ又は光学的画像化システムが、２つの波動源及び４つの検波器を備え、所定の解像度で、標的区域の二次元画像を発生させるものと仮定する。標的体が同一の標的区域と、所定の厚み（Ｎ個の二次元層が互いに積み重ね合わされ）とを有する場合、この光学的画像化システムは、各二次元層について同一の解像度を維持するために、約2Ｎ個の波動源と、4Ｎ個の検波器を有する必要があると思われる。しかし、このような波動源及び検波器の数は、十分な第2次走査ユニットを標的区域上に、好ましくは互いに重複するようにして、発生させることにより減少させることができる。このように、十分な数の第2次走査ユニットを画成し、組み込むよう画像化部材をアレンジすることにより光学プローブ又は光学的画像化システムが必要とする波動源及び検波器の数を少なくすることができる。しかし、光学的画像化システムからの画像の解像度は生理学的媒体中のフォトンの平均“フリーウォーク距離”（一般に約１mm）により潜在的に制限されることに留意すべきである。更に、殆どの光学的画像化システムにおいて、内在する感度の限界、電気的、機械的ノイズのため、画像の可能な最良解像度は現在のところ、数ミリの範囲又は約1mmないし5mmであると思われる。従って、1mmないし5mm、特に約1mmより小さい寸法の前記ボクセル及びクロス‐ボクセルが最終の画像の解像度を向上させることには必ずしもならない。
【０１８４】
本発明の光学プローブ及び光学的画像化システムは、発色団の様々な特性、例えば、濃度、濃度の合計、及び/又はその濃度の比などの判定にも使用することができる。上記の光学的画像化システム及び光学プローブは、、発色団の様々な特性、例えば、体積、質量、体積流量、質量流量など推定するのにも使用することができる。
【０１８５】
なお、上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、異なる発色団又はその特性の分布画像を提供するために容易に調整することができることに留意すべきである。異なる発色団は一般に異なる波長の電磁波に応答するから、この光学的画像化システム及び光学プローブの波動源を操作し、所定の発色団と相互作用し得る電磁波を照射させるようにする。例えば、波長が600nmないし1,000nmの間、例えば690nmないし830nmの間の近赤外線はヘモグロビン及びその特性の分布パターンを測定するのに適している。しかし、波長が800nmないし1,000nmの間、例えば900nmの近赤外線は媒体中の水分の分布パターンを測定するのに使用できる。特定の発色団を検出するための最適の波長の選択は一般に、発色団の光吸収及び/又は散乱特性、並びに波動源及び/又は検波器の操作特性などに依存するものである。
【０１８６】
本発明の上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、ヒトの胸部、脳、その他、上記光学的画像化法、例えば拡散光学的断層撮影法を適用し得るヒトの部位における腫瘍、病状の検出に対し臨床的に適用することができる。上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、更に、移植器官、手足、及び/又は自家移植又は同種移植された部位及び組織を流通する血液流の検査にも適用することができる。更に、上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、例えば、超音波検査図、Ｘ線、ＦＥＧ、レーザー音響診断法などに置き換わるようアレンジすることもできる。更に、上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、複雑フォトン拡散現象及び/又は非平坦外表面を伴った種々の生理学的媒体に対して適用し得るよう変更することができる。
【０１８７】
【実施例】
以下の実施例は、本発明の光学的システム及びそのための方法により得られたシミュレーション及び実験の結果を記載するものである。この全てのシミュレーション及び実験の結果は、ヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度の正確な予測及び測定を提供し得ることを示している。
【０１８８】
［実施例１］
種々の形状に配列された波動源及び検波器を有する光学プローブのために、拡散方程式（3ｂ）が数値的に解かれた。これらの式は、異なる背景光学特性を有する半無限均質拡散媒体のような生理学的媒体サンプルに対して適用された。拡散反射率は、文献、“Boundary condition for the diffusion equation in radiative transfer”,R.C.Haskellら、Journal of Optical Society of America発行、vol. 11, p.2727-2741, 1994に開示されている画像化源アプローチ法に従って計算された。Ｇの値（即ち、異なる波長でシミュレートされたＦλ 1のＦλ 2の比）は、異なる酸素飽和度（ＳＯ２）レベルで推定され、その多項式として適合させた。
【０１８９】
図１５ないし１７は、酸素飽和度（ＳＯ２）の関数としてＧをプロットしたものである。図示のように、全てのシミュレーションの結果から、Ｇと、酸素飽和度（ＳＯ２）との間に明確な1対1の相関関係が存在することが示された。更に、全ての図から、酸素飽和度に対するＧの依存性はシミュレートされた波動源−検波器形状及び背景光学特性に実質的に左右されないことを示している。
【０１９０】
従来の曲線当て嵌め法（例えば、最小ニ乗法）を適用し、多項式（10）の係数（すなわち、ａ０，ａ１，ａ２，ａ３，・・・）を数値的に推定した。例えば、780nm及び830nmの電磁波で照射され、背景減少散乱係数が１０ｃｍ−１及び総ヘモグロビン濃度が１０−４ｍｏｌ／Ｌのシステムにおいて、以下の多項式が得られ、Ｇと、酸素飽和度（ＳＯ２）との間の関係を満足に近似させ得ることが判明した。
【０１９１】
【数２５】
［実施例２］
更なるシミュレーションを、背景散乱係数が７ｃｍ−１及び総ヘモグロビン濃度が２ｘ１０−４ｍｏｌ／Ｌのシステムにおいて実施した。このシミュレーションにおいて、酸素飽和度（ＳＯ２）は０から１００％に変化させた。図18は計算された酸素飽和度を、真の酸素飽和度と対照させてプロットしたものである。Ｇと、酸素飽和度（ＳＯ２）との間の相関関係を見出すために使用された背景特性は全く異なっていたが、推定された酸素濃度は正確であり、約数％のシステムエラーが認められるに過ぎなかった。
【０１９３】
［実施例３］
光学システムの1例を作り、ヘモグロビン濃度及び酸素飽和度をヒトの手足の動脈閉塞前後についてモニターした。この例においては、２つの波動源及び２つの検波器を線状に配列した図３Ａの光学システムを用いた。２つの検波器は直線的に配列し、６ｍｍ離した。２つの波動源は、各検波器の外側に配置し、左側の波動源は左側の検波器の左側に9ｍｍをおいて配置し、右側の波動源は右側の検波器の右側に9ｍｍをおいて配置した。従って、波動源−検波器の各対の近距離及び遠距離は同一であった。
【０１９４】
波動源は外径が２ｍｍで、それぞれ690nm及び830nmの波長の電磁波を照射させるためのレーザーダイオード（モデルＨＬ６７３８ＭＧ及びＨＬ８３２５Ｇ;Thorlabs社、Newton, NJ）を備えていた。フォトン検出器（モデルＯＰＴ２０２;Barr−Brown社、Newton, NJ）を検波器として使用した。
【０１９５】
加圧帯を上腕に巻き、光学プローブを前腕に配置させた。被検体を安定化させたのち、加圧帯圧力を約160mmHgに約35秒をかけて増大させ、この圧力レベルで約40秒間保ち、ついで大気圧レベルに戻した。総ヘモグロビン、酸素化ヘモグロビン、及び脱酸素化ヘモグロビンの絶対濃度をモニターし、酸素飽和度をそれから計算した。
【０１９６】
図１９は本発明に従って得られた総ヘモグロビン（HbT）濃度、酸素化ヘモグロビン（HbO）濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン（Hb）濃度の絶対濃度の経時変化をプロットしたものである。図２０は本発明に従って得られた酸素飽和度の経時変化をプロットしたものである。図示のように、ヘモグロビン濃度及び酸素飽和度はこの閉塞操作の初期において急激に減少し、その後、徐々に減少した。加圧帯圧力の解放後は、このヘモグロビン濃度及び酸素飽和度は急速に増加した。これらの結果から、本発明の光学システム及び方法がヘモグロビン濃度並びに酸素飽和度の正確な予測を提供し得ることが実証された。これらの結果は更に、この光学システムが正しい時間応答特性を有することを示している。
【０１９７】
［上記解答図式を用いた他の具体例］
上記方法に従って、例えば脱酸素化ヘモグロビン濃度の絶対値[Hb]、酸素化ヘモグロビン濃度の絶対値[HbO]、及び酸素飽和度ＳＯ２を以下の方程式（８ａ）ないし（８ｄ）及び（９ｂ）に従って得ることができる。
【０１９８】
【数２６】
ここで、パラメータ“εHb”及び“εHbO”はそれぞれ脱酸素化ヘモグロビン及び酸素化ヘモグロビンの吸光係数を表し、変数“ＯＤ”は検波器により検出された光強度(すなわち、電磁波の強さ及び振幅)の対数比として表した光密度である。パラメータ“Ｂ”は路長ファクターとして従来から知られているものであり、パラメータ“ＬＳｉＤｊ”は、ｉ番目の波動源とｊ番目の検波器（Ｄｊ）との間の距離を表し、上付き文字“λ1”及び“λ２”は、システムパラメータ又は変数が波長λ1、λ2 を有する電磁波を照射したときに得られたものであることを表すものである。
【０２００】
その他、画像化部材のアルゴリズムユニット又は画像構築ユニットは、上記の‘９７２出願で開示されている多元決定反復法を用いることができ、この場合、絶対値[Hb]、 [HbO]及びＳＯ２は以下の式(１７a)ないし(１７c)により決定することができる。なお、これらの式は上記の‘９７２出願の式(１７a)ないし(１７c)に対応するものである。
【０２０１】
【数２７】
ここで、パラメータ“μa”は媒体の光吸収係数を表す。なお、本発明の画像化部材は、検波器により発生された出力信号を受理し、その光密度を計算し、これをアルゴリズムユニット又は画像構築ユニットへ供給するようアレンジさせることができる。ヘモグロビンの濃度の絶対値又は変化が一旦決定されると、画像化部材は、以下に詳しく説明するように（本願と同一出願人による継続中の米国特許出願でシリアル番号（N/A），“直接的画像構築のための光学的画像化システム”（2001年2月5日出願）にも記載されており、その内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする）、実時間画像構築技法を用いてヘモグロビンの二次元又は三次元空間的及び/又は時間的分布を表す画像を発生させる。
【０２０３】
その他、ヘモグロビンの分布の変化を媒体の標的区域の光学的特性の変化を推定することにより判定することもできる。例えば、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度の変化を、2つの異なる波長を有する電磁波により測定されるその吸光係数の差異から計算することもできる。例示の数値的図式において、光子拡散方程式を、文献、Keijerら、”Optical Diffusion in Layered Media”, Applied Optics, vol.27, p.1820-1824及びHaskellら、”Boundary Conditions for Diffusion Equation in Radiative Transfer”, Journal of Optical Society of America, A, vol.11, p.2727-2741,1994に記載されている拡散近似法を適用して変形し、解くことができる。
【０２０４】
【数２８】
ここで、記号“ФSC（ｒSi, ｒDi）”はi番目の波動源に応答してｊ番目の検波器により測定された正規化光密度を表し、変数“ｒSi, ｒDi”はi番目の波動源の位置と、ｊ番目の検波器の位置を夫々表し、“Δμa,i”はi番目のボクセルにおける光吸収係数の変化などの組織光動揺を表し、パラメータ“Ｍ”及び“Ｎ”は側定数及び再構築されるボクセルの数をそれぞれ表し、変数“Ｗi ｊ”は加重関数であり、これはフォトンがi番目の波動源から媒体の標的区域内の或る点へ移行し、ついでｊ番目の検波器により検出される可能性を示している。式（１９）の加重関数“Ｗi ｊ”は以下のように定義される。
【０２０６】
【数２９】
ここで、パラメータ“ｈ３”はボクセルの容積を表し、“Ｄphoton”はフォトン拡散係数を表し、“v”は生理学的媒体の光の速度を表す。更に、変数“ФSC（ｒSi, ｒDi）”は正規化光密度であって、以下のように定義される。
【０２０８】
【数３０】
ここで、変数“Ｉ”は、位置“ｒSi”及び“ｒDi”にそれぞれ配置されているi番目の波動源及びｊ番目の検波器を具備するセンサーアッセンブリーによって測定された出力信号を表し、変数“ＩB”は、検波器により判定された出力信号のベースラインを表している。
【０２１０】
種々の方法、例えば直接的マトリックス反転技法及び同時反復再構築技法などを適用して上記式（１９）ないし（２１）のセットを解いてもよい。組織光動揺“Δμa λ 1”及び“Δμa λ２”がそれぞれ2つの異なる波長λ1、λ2を有する電磁波の照射によって一旦推定されると、酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度の変化を以下のようにして得ることができる。
【０２１１】
【数３１】
ここで、Ｌは波動源と検波器との間の距離、パラメータεHb λ 1”，εHb λ２”，εHb λ３”，εHb λ４”は、それぞれ2つの異なる波長λ1、λ2での酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの吸光係数である。
【０２１３】
前記解決図式を本発明の光学的画像化システムに組み込むことにより、従来の光学的画像化技法を超えた付加的利益が得られる。ヘモグロビン及び発色団の濃度変化の測定を可能にするＣＷＳとは反対に、前述の光学的画像化システムは、生理学的媒体のヘモグロビン又は発色団の特性の絶対値の空間的又は時間的変動を検査する直接的手段を提供するものである。これにより、医師がヘモグロビン又は発色団の特性のこのような絶対値に基づいて直接的診断を行うことができる。更に、以下に詳述するように、前記光学的画像化システムは、任意の数の波動源及び/又は検波器を殆ど任意の形状で具備する従来の光学的画像化システム及び光学プローブに容易に組み入れることができる。従って、ここに記載した本発明の具体例を容易に適用して、性能特性について妥協することなく特定の臨床的用途にカスタム化した光学的画像化システムを構築することができる。
【０２１４】
本発明の光学的画像化システムは好ましくは、上記‘972出願に開示されている解答図式の1つを用い多重波動方程式の解答を得ることにより発色団の特性の絶対値又は相対値を判定するものである。上記‘972出願に開示の要件が満たされる限り、この光学的画像化システムの操作特性が波動源及び/又は検波器の実際の形状により影響を受けることは一般的にはない。従って、本発明の光学的画像化システムは、上記の対称要件が満たされる限り、任意の数の波動源及び検波器を殆ど任意の形状に配列させることができる。しかし、本発明のセンサーアッセンブリー又は走査ユニットは、発色団の特性の推定される絶対値又は相対値の正確性、信頼性及び/又は再現性を向上し得ると予想される少ない半経験的基準に従って構築されることが好ましい。この典型的設計上の基準は：（１）各走査ユニットは好ましくは、少なくとも２つの波動源と、少なくとも２つの検波器とを具備すること;及び（２）波動源と、検波器との間の距離が検波器の限界感度範囲(殆んどのヒト及び動物の組織の場合、数センチないし10ｃｍ、特に、約５ｃｍである)を超えないことである。図4，5は上記の設計基準に従って構築された走査ユニットの少ない典型例を示している。
【０２１５】
図4は本発明の典型的な可動部材及び走査ユニットの頂部断面図である。各波動源が多重検波器に囲まれている(又はその逆)従来の波動源−検波器配置と異なり、図4の走査ユニット１２５は、その長手方向軸１２７に沿ってそれぞれ配置された2つの波動源１２２（Ｓ１及びＳ２）により画成されている。更に、走査ユニット１２５は、２つの検波器１２４（Ｄ１及びＤ２）を具備しており、これらは2つの波動源１２２の間に同じ軸１２７に沿って介在配置され、かつ、波動源１２２から実質的に同一距離を以って離間されている。従って、走査ユニット１２５は同じ軸１２７に沿って延びた走査領域を画成し、かつ、特徴的幅を有している。つまり、この幅は、波動源１２２の照射能力又は発光力、検波器１２４の感度又は検出範囲、上記媒体の光学特性により決定される。
【０２１６】
なお、図4の走査ユニット１２５は、上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすようにしている。すなわち、波動源及び検波器は、可動部材及び/又は走査ユニットの動きの間において、実質的に同一の近距離及び遠距離が維持されるよう配置されている。例えば、波動源Ｓ１と検波器Ｄ１との間の第１の近距離は、波動源Ｓ２と検波器Ｄ２との間の第２の近距離と実質的に同様であり、波動源Ｓ１と検波器Ｄ２との間の第１の遠距離が、波動源Ｓ２と検波器Ｄ１との間の第２の遠距離と実質的に同様である。この対称的配置の主な利点は電磁波が媒体の標的区域の全体領域及び体積に亘って実質的に均一に伝達され、吸収され、及び/又は散乱されるという事実である。従って、このような走査ユニットは標的区域を均一にカバーすることができ、従って、出力信号の正確性及び信頼性を改善させ(例えば、信号対ノイズ比の改善)、そこから構築される解像度も向上させることができる。
【０２１７】
更に、図4の走査ユニット１２５は、従来の光学的画像化装置の光学プローブを構築するための一般的基準とは実質的に逆の波動源−検波器配置を有している。例えば、従来の光学プローブは一般に、二次元走査領域全体に均一に分布させた多数の波動源及び検波器を有している。従って、一回の測定で走査できる媒体の面積は最大で光学プローブの走査区分に限られる。反対に、本発明の光学的画像化システムは可なり少ない数の波動源及び検波器を備え、これが可動部材の軸(例えば、長手方向軸)に沿って実質的に一次元様式で整合して配置されている。この線状配置は従来のプローブでは致命的な欠点となるであろう。なぜならば、線状に整合したセンサーにより画成される走査領域は僅か狭い紐状のものに過ぎないからである。しかし、アクチュエータ部材を配置して走査ユニットの様々な動きを発生させることにより、上記光学的画像化システムは上記走査区分よりも可なり大きい標的区域をカバーすることが可能となり、従って標的区域の全ての領域をカバーすることができる。そのため、本発明の光学的画像化システムの線状走査ユニットは媒体の標的区域よりも可なり狭いものとすることができる。このような態様の更なる利点及び利益を以下に詳述する。
【０２１８】
図５は本発明の他の例の可動部材及び走査ユニットの頂部断面図である。走査ユニット１２５は、その長手方向軸１２７に沿ってそれぞれ配置された2つの波動源１２２（Ｓ１及びＳ２）と、４つの検波器１２４（Ｄ１ないしＤ４）を具備しており、これらは2つの波動源１２２の間に同じ軸１２７に沿って実質的に同一距離を以って離間、配置されている。図５の例は、図４の例と幾つかの点で異なっている。最初に、図５の走査ユニット１２５は、図４の近距離及び遠距離形状要件を必ずしも満たす必要はない。例えば，第１と第４の検波器（Ｄ１及びＤ４）及び第２と第３の検波器（Ｄ２及びＤ３）は上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たしているが、近距離及び遠距離形状は、第１と第３の検波器（Ｄ１及びＤ３）及び第２と第４の検波器（Ｄ２及びＤ４）については異なってイる。更に、電磁波のバナナ型経路（図参照）からして、波動源１２２・検波器１２４の各対が標的区域の異なる部分をカバーするようになっていて、媒体の異なる部分を介して異なる範囲で吸収散乱された電磁波を検出し、出力信号を発生するようになっている。しかし、４つの検波器１２４の全てを2つの波動源１２２の間に同一距離を以って介在させることにより、媒体の標的区域全体が図５の波動源−検波器アセンブリーにより媒体の厚み及び/又は深さに沿って実質的に均一にカバーされることになる。従って、図５の走査ユニット１２５は全走査領域及び走査容積に亘って媒体を比較的に均一にカバーすることができる。更に、図５の走査ユニット１２５は、より長い走査領域を提供することができる。なぜならば、より多くの検波器１２４を備え、図４のものよりも、より広く軸１２７に沿って延びているからであり、それにより、一回の測定において、標的区域をより長く、かつ、より広くカバーすることが可能となる。従って、より長く、かつ、より広い走査領域をカバーできるこの走査ユニット１２５により発生される出力信号を比較することにより、媒体中の異常も，この長い走査ユニット１２５により、更に容易に検出することができるであろう。１例として、出力信号の急激な増大又は減少は、吸光係数が異常に大きい又は小さい異常部位例えば腫瘍が、出力信号を発生させる波動源・検波器対により画成される長尺の走査領域又は容積に沿って存在するかもしれないことを示唆するものである。更に、走査ユニット１２５により発生される出力信号が、より長く、かつ、より広い走査領域をカバーするため、画像化部材１４０は出力信号のより信頼性の高いベースラインを提供することができ、出力信号のより正確な自己校正を行うことができる。この自己校正手法については、図４５Ｃを参照して後述する。
【０２１９】
［変形例］
波動源・検波器配置は、本発明の範囲を逸脱することなく、異なる構成の走査ユニットを提供すべく変形することができる。例えば、走査ユニットは、３又はそれ以上の波動源(又は検波器)を有していてもよく、この場合、少なくとも２つ又は全ての波動源(又は検波器)を走査ユニットの長手方向軸に沿って実質的に直線状に配置させてもよい。検波器(又は波動源)は、更に２又はそれ以上の数の波動源(又は検波器)の間に、走査ユニットの長手方向軸又は可動部材の長手方向軸に沿って配置させてもよい。その他、走査ユニットは少なくとも２つの波動源(又は検波器)を有していてもよく、この場合、第１の波動源(又は検波器)は、走査ユニットの上記軸を横切る一方の側に配置させ、第２の波動源(又は検波器)は、走査ユニットの上記軸を横切る他方の側に配置させる。このような波動源(又は検波器)は走査ユニットの長手方向軸又は可動部材の長手方向軸との関係で、又は走査ユニット内の対称点との関係で、対称的に配置させることができる。
【０２２０】
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を具備してなり、その各々が静止的又は可動的に配置された部材と結合している。この光学的画像化システムは図１のものと実質的に同様にアレンジすることができる。例えば、前記本体１１０、少なくとも１つの波動源１２２及び少なくとも１つの検波器１２４を有する少なくとも１つのセンサーアセンブリー(図１の可動部材１２０に対応する)、本体１１０及び可動部材１２０の少なくとも１つの標的区域との関係での前記の動きを生じさせるアクチュエータ１３０と、センサーアセンブリー１２０からの信号を受理し、発色団の特性及び/又はその分布の画像を発生させる画像化部材１４０とを具備してなる。
【０２２１】
［作動］
１例として、本体は標的区域との関係で動きを生じるよう配置し、他方、センサーアセンブリーは本体の走査ユニットに対し固定させてもよい。波動源及び検波器がこの本体に固定され、その間の一定の幾何学的配置を維持するから、アクチュエータ部材はこの本体を移動させることにより、この本体の一回の動きでセンサーアセンブリーと本体とを一体的に移動させることができる。この例は機械的構成が簡単で、センサーアセンブリーと本体と間の固定により機械的支持が強化されるために有用である。
【０２２２】
他の例では、アクチュエータ部材がセンサーアセンブリー及び本体の別々の動きを生じさせ、それによりセンサーアセンブリー及び本体の各々が相互の関係でも、標的区域との関係でも別々に移動する。複雑な設計及び制御要件にも拘らず、この例は標的区域の異なる領域を、センサーアセンブリー及び/又は本体のこまごました、変化に富んだ移動路に沿って走査する場合においてセンサーアセンブリーに大きな柔軟性が与えられるという点で有利である。
【０２２３】
上記の光学的画像化システムに関係する他の具体例も図４の本発明の形態に適用することができる。例えば、アクチュエータ部材が１以上の動きを、連続的に、間欠的に、又は周期的に発生するようにしてもよい。アクチュエータ部材は、更に、そのような動きを、一定速度又は時間及び/又は標的上の位置との関係で変化する速度で発生するものであってもよい。その他、アクチュエータ部材は、そのような動きを同時に又は連続的に発生するよう構成されていてもよい。
【０２２４】
［コネクターの使用］
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは少なくとも１つの前記波動源及び少なくとも１つの前記検波器と、アクチュエータ部材と、可動部材を含む少なくとも１つの光学プローブ、コンソール（本体）と、コネクターとを具備してなる。一般に、アクチュエータ部材は、波動源、検波器及び/又は可動部材の少なくとも１つの動きを少なくとも１つの曲線路に沿って発生させる。アクチュエータ部材は更に、光学プローブとコンソールとの間の種々の伝達を提供する。例えば、コネクター部材は電力ライン及び/又は電線を含み、電力供給及び/又アナログ又はデジタルデータ通信を提供してもよい。コネクター部材は光ファイバーなどの光路を含み、光学プローブと、コンソールとの間に光信号を伝達させるようにしてもよい。更に、コネクター部材は光学プローブとコンソールとの間の機械的支持を提供したり、アクチュエータ部材により発生した移動、回転、旋回又は往復力をケーブル又はユニバーサルジョイントなどの電力伝達路を介して可動部材に伝達するものでもよい。
【０２２５】
１例において、光学プローブの可動部材は少なくとも１つの波動源及び検波器を含む。電力は光学プローブの内部電力機構により又はコネクター部材を介してコンソールから供給される。アクチュエータ部材は光学プローブに付加又は配置し少なくとも１つの波動源及び検波器を移動させたり、又はコンソール内に配置してもよく、この場合、並進、回転、旋回又は往復力がコネクター部材を介して可動部材へ伝達される。同様に、画像化部材の或る部分又は全体を光学プローブ及びコンソールのいずれかに配置させることができる。
【０２２６】
他の例では、コンソールは少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を有していてもよい。光学プローブの可動部材は、コンソールの波動源から電磁波を受理し、これを媒体の標的区域へ伝達させたり、標的区域からの電磁波を検出し、これをコンソールの検波器へ向けて伝達するだけの程度の最小の器具を含むに過ぎない。一つの典型例において、可動部材は、走査面に２つの孔を画成しても良い。第１の光ファイバーが波動源と第１の孔との間に配置され、第２の光ファイバーが検波器と第２の孔との間に配置される。この第１の孔と、第２の孔とを媒体との適当な光学的結合を形成するようにアレンジすることにより，標的区域をコンソールに配置された波動源及び検波器により、又はコネクター部材の光路を介して間接的に走査することができる。上記例と同様に、電力を光学プローブへ、それ自身の内部電力機構により、又はコンソールの外部又は主電力機構からコネクター部材を介して電力を供給することができる。アクチュエータ部材は光学プローブ内に配置し、第１及び第２の孔の少なくとも１つを標的区域の異なる領域上に、又は、生理学的媒体の異なる標的区域上に移動させてもよい。その他、アクチュエータ部材はコンソール内に配置し、それにより発生された並進、回転、旋回又は往復力をコネクター部材を介して機械的に可動部材へ伝達させてもよい。同様に、画像化部材を光学プローブ及びコンソールのいずれかに配置させてもよい。
【０２２７】
［任意のユーザー用スクリーン］
上記例において、任意のスクリーンを光学プローブに設け、オペレータが生の画像(例えば、検波器により発生された出力信号などのシステム変数の分布パターンの画像)、処理画像(例えば、生の画像を処理することにより得られる関数又は解答の分布パターンの画像)、及び/又は最終画像(例えば、発色団の特性及びその分布の画像)を見ることができるようにする。その他、画像化部材がコンソールに配置された場合、光学プローブはデータ伝達ユニットを含むことができ、それによりデータを画像化部材へ実時間ベース、間欠ベース又は周期ベースで伝達させることができる。光学プローブは更に、種々の信号を一時的に、又は恒久的に保存するためのメモリーユニット又は記憶部材を有するものであってもよい。
【０２２８】
［上記変形例の利点］
本発明のこの形態の上記例は従来の技術を超えた種々の利益を提供し得る。まず、嵩さ又は重量の大きい構成部材、例えば電力源、波動発生装置(ランプ、レーザー源又は駆動装置など)、光検出器、検出器駆動装置及び/又は回路基板などはコンソール内に配置することができ、必須部材 (例えば、光窓及び光ファイバー)は携帯用プローブ内に配置させる。従って、可動部材はコンパクトなサイズで、軽量にすることができる。第２に、上記光学プローブが構成部材が少なくて済むから、部材の変動による内在的誤差も抑制することができる。第３に、上記光学プローブは、継続的又は周期的モニタリング及び患者の標的区域の発色団の特性の画像化のため、患者が装着し得る半携帯製品として構築することができる。
【０２２９】
［携帯用プローブの使用］
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは少なくとも１つの携帯用プローブと、コンソール（本体）とを備えている。この携帯用プローブは、少なくとも１つの可動部材とアクチュエータ部材とを具備してなり、これら部材の構成は上述のものと同一ないし同様のものでよい。例えば、可動部材は少なくとも１つの前記波動源及び検波器を有する。アクチュエータ部材は、少なくとも１つの曲線方向に沿う可動部材の少なくとも１つの動きを発生させる。コンソールは一般に、画像化部材の少なくとも１部を含むようアレンジされる。
【０２３０】
１例として、上記の携帯用プローブ及びコンソールは、上記通信をその間に実行するためのコネクター部材を介して互いに操作自在に接続されている。１例として、携帯用プローブはコンソールから着脱自在の別製品として提供される。この携帯用プローブは好ましくは、少なくとも１つの波動源、少なくとも１つの検波器、ミニチュアモータアセンブリーのようなクチュエータ部材、及び電力を上記の携帯用プローブの構成部材に供給する内部電力機構を具備してなる。更に、この携帯用プローブは、データ保存ユニット又はデータ伝達ユニットを有し、データが一時的に保存され、又は遠隔操作的にンソールに向けて伝達されるようになっている。この携帯用プローブは別の画像化部材を設け、二次元又は三次元の生の画像、処理画像又は標的区域内の発色団又はその特性を示す最終画像を発生するようにしてもよい。内部電力機構は充電可能で、携帯用プローブの操作が所定時間継続されるようにすることが好ましい。この例の主な利点は、種々の標的区域の定常的又は周期的モニタリング及び/又は画像化を目的として、この携帯用プローブを患者が装着することができ、或いは患者の中に移植することができるということである。
【０２３１】
［波動源・検波器の直線状配列］
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは少なくとも２つの波動源と、少なくとも２つの検波器を具備し、これらが波動源及び検波器を貫通する線に沿って実質的に直線状に配置されている。
波動源及び検波器を直線状に配置することにより、一般に走査ユニットはその線に沿って長くなり，長く，標的区域よりも狭い走査領域を有することになる。クチュエータ部材を介して、波動源及び/又は検波器の上記動きを発生させることにより、本発明の光学的画像化システムは、より小さい走査ユニットを用いて標的区域全体を走査することができる。
【０２３２】
［直線状配列の利点］
本発明の上記形態は、多くの付加的利益を提供する。従来の光学的画像化システムは一般には、標的区域をカバーするよう単一で、大きいプローブに依存するものであった。従って、従来の光学的画像化システムはその走査表面に多数の波動源及び検波器を配置させる必要があった。多数の波動源及び検波器を組み込むことにより、従来技術では種々の欠点が生じることになる。すなわち、そのようなプローブは、嵩及び重量が一般に大きくなる。すなわち、プローブを標的区域の曲面と適合するようアレンジさせない限り、幾つかの波動源及び/又は検波器は起伏のある標的区域との工学的結合が乏しいものとなる。仮にこのプローブに適合面を形成させたとしても、そのような標的‐特異的プローブは利用が制限される。更に、得られる出力信号及び最終画像は、センサー間の内在的部材変動に起因するノイズが可なり含まれるものとなるであろう。対照的に、本発明の光学的画像化システムは、一般にセンサーの数が少ない走査ユニットを有し，その多く又は全てが走査ユニットの長手方向軸に沿って整列されている。従って、狭いセンサーストリップとして形成された走査ユニットは標的の起伏により容易に適合し得るものとなる。クチュエータ部材を用い、走査ユニットが標的区域の異なる領域へ並進ないし回転移動するようにしたから、上記光学的画像化システムは、非常に小さい走査ユニットを用いて全走査領域を走査することができ、同時に標的区域とのすぐれた定常的光結合を維持することができる。更に、上記光学的画像化システムは必要とする波動源及び検波器の数が少なくて済むから、製造コストが軽減され、内在的部材変動に起因するノイズも抑制することができる。
【０２３３】
［走査ユニットの例］
上述のように、クチュエータ部材が走査ユニットの動きを発生させ、走査ユニットの走査領域よりも実質的に大きい媒体の標的区域をカバーするようになっている。以下の図は可動部材に種々の動きを発生させるようにしたクチュエータ部材の典型的配置を説明している。なお、説明の便宜上、図５に示した具体例が、図５２−５８の走査ユニットの例として選択された。
【０２３４】
図５２は、本発明に従って直線状移動可能に配列された図５の走査ユニットの模式図である。上述のように，可動部材１２０は２つの波動源１２２と、該波動源１２２間に介在する４つの等間隔離間の検波器１２４とを有する。好ましい例において、これら波動源１２２及び検波器１２４は同じものとなっている。すなわち、走査ユニット１２５は実質的に長尺のもので、その長手軸に沿って延びている。静止本体１１０は好ましくは、媒体の所望の標的区域より若干大きいサイズのものであって、それにより本体１１０はこの標的区域全体をカバーすることができる。この例において、本体１１０は長方形(又は正方形)をなし、走査ユニット１２５を所定位置に収納させ(すなわち、走査ユニット１２５長さ又は高さと適合する)、かつ、動きを可能にするものである。クチュエータ部材１３０、例えばステッパーモータ・アセンブリー、は直線路に沿って走査ユニット１２５を直線的に移動させる。この直線路は長方形(又は正方形) 本体１１０の上下辺と実質的に平行となっている。なお、本体１１０の少なくとも１部は、デッドエリア又はブラインドスポットであり、走査ユニット１２５が信頼性を有する測定をし得ない部分である。このデッドエリアは、通常、本体１１０の角部又はエッジ部に隣接する部分に限られている。このデッドエリアのサイズ(又は幅)は例えば本体１１０のエッジ部と波動源１２２との間の距離に依存する。このデッドエリアは、本体１１０の貴重な場所を浪費させるものであるから、本体１１０の形状を走査ユニット１２５のサイズ、形状、並びに走査ユニット１２５の移動曲線路に適合させて小さくすることが好ましい。
【０２３５】
走査ユニットの精密な動きを発生させるため、静止本体１１０に１以上のガイドトラック１６０、つまり、線状通路を画成するものを設けてもよい。ガイドトラック１６０は本体１１０のハウジング内に配置させ、ガイドトラック１６０の存在が標的区域の異なる領域を横切る走査ユニット１２５の動きを邪魔しないようにする。その他、静止本体１１０にバリア１７０をそのエッジ部に沿って設け、走査ユニット１２５の動きがこのバリア１７０により決められた領域内に限定され、このバリア１７０を越える走査ユニット１２５の配置及び動きが防止されるようにしてもよい。
【０２３６】
アクチュエータ部材は走査ユニットを所定の並進速度で直線的に移動させる。その他、アクチュエータ部材に制御機構を設けて、ユーザー(医師)が可動部材(又は走査ユニット)を操作し、適当な速度で所望のガイドトラックに沿って移動させたり、走査ユニットの異なる曲線路に沿う異なる動きの間の休止を生じさせたりしてもよい。なお、他の要因が同一と仮定して、走査ユニットの速度は一般に発色団の特性の推定値の正確性に悪影響を与え，最終画像の解像度にも悪影響を与えることを理解されたい。従って、アクチュエータ部材は、オペレータが走査ユニットの最適速度を選択し得るようアレンジする。なお、最適速度は、幾つかのファクターに基づいて決定されるが、そのファクターとして、走査ユニット又は可動部材の形状、最終画像の所望とする解像度、光学的画像化システムの各構成部材の周波数応答性、媒体の光特性、標的区域のサイズなどを挙げることができるが，これらに限定されない。
【０２３７】
図１を参照すると、操作において、可動部材１２０が、一般に本体１１０の1側近傍、例えばその底部１１４又はハウジング１１２の1側である開始位置に配置される。光学的画像化システム１００の本体１１０は媒体上に配置され可動部材１２０の走査ユニット１２５が標的区域の第1の領域に配置され、光学的結合が形成される。波動源１２２と検波器１２４が駆動され、電磁波が標的区域に向けて照射され、ついでそこから検出される。アクチュエータ部材１３０が駆動され可動部材１２０をハウジング１１２の底部１１４から実質的に直線状にハウジング１１２の頂部１１６に向けて上方向、すなわち、可動部材１２０の長手方向軸１２７に対し垂直な方向に並進させる。この上方向直線状並進の間、走査ユニット１２５は標的区域の各領域を走査し、検波器１２４は、その標的区域の各領域の発色団又はその特性の光学特性、空間的又は時間的分布を表す出力信号を発生させる。一旦、可動部材１２０が本体１１０の頂部１１６に到達すると、アクチュエータ部材１３０により可動部材１２０がその開始位置(すなわち、底部１１４)へ同じ経路を反対方向に沿って戻される。この下方向直線状並進の間、走査ユニット１２５は再び同一の標的区域の同様又は異なる領域上を通過し、検波器１２４が出力信号を発生させる。上記走査工程は可動部材１２０が標的区域を横切る上記往復動を完了したときに終了する。
【０２３８】
図３４を参照すると、本体１１０はハウジング１１２の全長を横切って延びる直線状ガイドトラック１１８を有する。可動部材１２０はこのガイドトラック１１８上に移動自在に配置され、可動部材１２０の直線状移動の間、それにより案内される。なお、このガイドトラック１１８はハウジング１１２の内側に配置され、従って、このガイドトラック１１８の存在が走査ユニット１２５の標的区域の異なる領域を横切る移動において邪魔になることはない。例えば、ステップモータアセンブリーからなるアクチュエータ部材１３０ハ、長方形の本体１１０の上面１１６及び底面１１４と実質的に平行な直線路に沿う走査ユニット１２５の直線的並進を発生させる。なお、本体１１０の少なくとも１部はデッドエリア又はブラインドスポットであり得るもので、そこは走査ユニット１２５が信頼性を有する測定をし得ない部分である。このデッドエリアは、通常、本体１１０の角部及び/又はエッジ部に隣接する部分に限られている。このデッドエリアのサイズは例えば本体１１０のエッジ部又は角部と波動源１２２又は検波器１２４との間の距離に依存する。このデッドエリアは、本体１１０の貴重な場所を浪費させるものであるから、本体１１０の形状を走査ユニット１２５のサイズ、形状、並びに走査ユニット１２５の移動曲線路に適合させて小さくすることが好ましい。
【０２３９】
図５２に示すように、操作に際し、可動部材１２０が媒体の所望の標的区域上に配置され、走査ユニット１２５が長方形の標的区域の１側に通常隣接する標的区域の第１の領域に配置され、波動源１２２及び検波器１２４が標的区域の第１の領域と光学的結合を形成するようにする。ついで、アクチュエータ部材１３０の駆動により走査ユニット１２５をこの第１の領域から、長方形の標的区域の隣接する側又は反対側である標的区域の第２の領域へ直線的に並進させる。この走査ユニット１２５の直線的並進の間において、検波器１２４が出力信号を継続的に発生するように、この並進の間、波動源１２２及び検波器１２４がその媒体との光学的結合を維持するよう操作される。画像化部材はこの出力信号並びに他の信号であってシステム変数又はパラメータ(例えば、光密度信号、解答信号、分布信号、画像信号など)を表す信号を受理、採取する。画像化部材は、この出力信号からの高周波ノイズを取り除き、走査ユニット１２５によって得られた測定素子の１つのセット（図４Ｂないし図６Ｄとの関連で以下に説明する“ボクセル”と呼ばれるもの）についての発色団の特性の一連の代表値を判定する。走査ユニット１２５が一旦、標的区域の反対側に到達したとき、走査ユニット１２５は標的区域の第２の領域から、出発点の第１の領域へ戻るよう並進する。画像化部材は、この第２の動きの間において、ボクセルの同一又は異なるセットについての発色団の特性の他の一連の代表値を判定する。最終画像の要求される解像度に応じて、この並進は所定時間又は所定回数を以って繰り返すことができる。この走査プロセスの終了後、画像化部材は上記代表値の複数連を再組織化し、発色団の特性の二次元の空間的分布を提供し、標的区域についての空間的分布の最終画像を発生させる。
【０２４０】
図５３は、図５の走査ユニットにより得られた画像の模式図であり、本発明に従って走査ユニットを標的区域を横切って直線的に並進させて得られたものである。この図から明らかなように、全標的区域は、素子の組、すなわちボクセルに分割され、この場合、各長尺のボクセル１５１が標的区域の実質的な高さ又は全体の高さを通してボクセル軸１５３に沿って延びている。このボクセル１５１は、可動部材１２０の曲線路と実質的に平行なボクセル方向に連続的に配列されいる。なお、a， b， c， hとして表されているボクセル１５１は標的区域の均質な領域(すなわち、異常のない領域)をカバーしており、ｄ， e， f， gとして表されているボクセル１５１はそこの異常性を表している。
【０２４１】
各ボクセル１５１は、媒体の標的区域の小さな領域を表し、この領域において、画像化部材が検波器１２４からの出力信号を採取し、対応するボクセルを画成し波動源及び検波器に適用された波動方程式を解くことにより発色団の特性の代表値(以下、ボクセル値と呼ぶもの)を判定する。例えば、前記の式（１）、（２）及び/又は（６）を適用し、各ボクセルについて空間的に平均化されたヘモグロビン及び/又は酸素飽和度の濃度の絶対値又は相対値が計算される。すなわち、画像化モジュールは、各ボクセル１５１について検波器１２４により発信された出力信号を空間的にグループ化し、各ボクセル１５１の発色団の特性の空間的平均値を計算する。なお、面積平均ボクセル値は、検波器１２４が標的区域全体を通して媒体の実質的に同一の深さをカバーする感度域を有するものである限り、体積平均ボクセル値と実質的に同様ないし同一とすることができる。
【０２４２】
各ボクセル１５１は一般に全標的区域を通して同一のボクセル高さを有する。例えば、走査ユニット１２５が直線路(又は、所定の半径の回転中心の周りを回転する)に沿って移動するとき、ボクセル高さは、可動部材１２０の曲線路と直交する方向に沿って測定される走査ユニット１２５の有効高さに相当する。しかし、走査ユニット１２５を曲線路又は２以上の異なる直線路に沿って移動させることにより、ボクセル１５１は種々の高さを有することができる。しかし、ボクセル１５１が全標的区域を通して同一の高さを有し、それによりデータ取得手法及びデータ処理手法が、より簡単な電気回路及び/又はアルゴリズムによって行われるようにすることが好ましい。
【０２４３】
走査ユニット１２５が、その長手方向軸１２７に対し直交する経路に沿って移動するとき、走査ユニット１２５は最大の走査高さを提供することができる。この場合、ボクセル高さは実質的に走査ユニット１２５の高さと同一であり、更に、ボクセル軸１５３は走査ユニット１２５の長手方向軸１２７と実質的に平行となる。更に、ボクセル１５１は走査ユニット１２５の移動の間、走査ユニット１２５によって逐次配列されるから、多重ボクセル１５１が可動部材１２０の曲線路に沿って並んで連続的に配列されることになる。
【０２４４】
ボクセル１５１の物理的形状により決定されるボクセル高さ及びボクセル軸とは対照的に、ボクセル幅はボクセル１５１の特徴的寸法を構成する。従って、ボクセル幅は種々の基準、例えば、限定されるものでないが、最終画像の解像度、光学的画像化システム１００の種々の部分の機械的及び電気的特性などに従って取り扱うことができる。なお、ボクセル幅は最終画像の解像度の直接的標識であってもよい。なぜならば、画像化部材は各ボクセル１５１についての発色団の特性の代表値を判定し、それに基づいて最終画像を発生するように配置されているからである。例えば、高解像度画像化モードにおいて、画像化部材は、可動部材１２０の曲線路に沿う全ての所定の距離で上記の空間的平均ボクセル値を夫々計算する。この距離は、例えばデータ取得ユニットのサンプリング速度を増大させることにより、走査ユニット１２５の幅よりも小さくなるように操作することもできる。従って、走査ユニット１２５の各走査面積は２又はそれ以上のボクセル１５１を含むものであってもよい。反対に、低解像度画像化モードにおいて、画像化部材は、可動部材１２０の曲線路に沿って、より大きい距離で上記の空間的平均ボクセル値を夫々判定するよう配列されている。従って、各操作面積はボクセル１２５の僅か１部分であってもよく、又は、反対に、各ボクセル１５１が走査ユニット１２５の１又はそれ以上の走査領域を包含するのに十分な幅を有するものとしてもよい。
【０２４５】
なお、ボクセル１５１の幾何学的形状は、走査ユニット、アクチュエータ部材、及び/又は画像化部材の強調操作により決定される。従って、ボクセルの形状、特にボクセル１５１の特徴的寸法は、走査ユニット、アクチュエータ部材及び画像化部材のいずれかの操作特性を調整することにより操作することができる。例えば、走査ユニットの波動源及び検波器の所望数を選択することにより、更に、所定の幾何学的配列に基づいてこれらを配置させることにより、ボクセルの夫々又は全てが所定の形状及びサイズを有するようにアレンジすることができる。アクチュエータ部材は走査ユニットの速度及び曲線路の起伏を変化させるよう調整することができ、それらの結果、ボクセルが種々のサイズ及び/又は配向を有することになる。画像化部材も、出力信号を固定、変動又は順応させたサンプリング速度で受理し、サンプリングするよう調整することができる。画像化部材は、更に、波動源及び検波器を種々の形状にグループ化することにより、これらセンサーの多重走査ユニットを画成するよう操作することができる。すなわち、最適な形状、サイズを有するボクセルを発生させたり、所定の経路に沿ってボクセルを配列させるために、走査ユニット、アクチュエータ部材及び画像化部材を操作、同期させることは当業者にとって単なる選択の問題である。
【０２４６】
図５４は、図５の検波器により発信された出力信号の二次元的空間分布の１例を示し、これは本発明に従って検波器を標的区域を横切って直線的に並進させて得られたものである。本図において、縦軸は検波器１２４から発生した出力信号の強度又は振幅を表し、横軸は直線的並進路に沿う走査ユニット１２５の位置、又は走査ユニット１２５の移動距離を表すものである。この例の出力信号１５０の二次元的分布から、標的区域が夫々異なる光学特性を表す少なくとも２つの異なった部分を含んでもよいことが分かる。第１の部分１５２において、出力信号１５０は実質的に平坦であり実質的に同一の信号強度を維持している。この部分１５２は一般に、図５３の標的区域の領域a， b， c， hに相当し、走査ユニット１２５の出発及び終点位置を表している。対照的に、これら領域a， b， c， hの間に介在する第２の部分１５４において、出力信号１５０は比較的曲げられていて、強度がより小さくなり、これは標的区域に沿う位置に従って変化している。このことは、標的区域の第２の部分１５４に腫瘍のような異常が存在することを示唆している。後述のように、出力信号１５０のこのような第１の部分１５２及び２の部分１５４の識別は，出力信号１５０のベースラインを計算するための、更に、光学的画像化システムのためのこのような出力信号１５０の自己校正のためのベースとなる。なお、出力信号１５０の第２の曲線部分１５４は、仮に出力信号１５０が逆の極性を有する場合、或いは異常が種々の発達段階において異なる光学特性を有する場合は、第１の平坦部分１５２よりも大きい強度を有するものであってもよい。
【０２４７】
図３４と同様に、波動源１２２及び検波器１２４はついで標的区域の同一の領域の出発点へ、又は標的区域の隣接する異なる領域へ移動され、これに電磁波を照射することにより、更にそこからの電磁波を検出することにより、更に出力信号の他のセットを発生することにより該領域を走査する。この走査プロセスを完了したのち、画像化部材により出力信号から高周波ノイズを除去し、ボクセルを再編成して発色団の特性の二次元又は三次元空間的又は時間的分布を提供し、標的区域の少なくとも実質的な部分についての空間的及び/又は時間的分布の画像を発生させる。異なるセットのボクセルが異なるボクセル方向に形成されたとき、画像化部材はこれらボクセルの交差部又は重複部として定義されるクロス‐ボクセルを構築することができる。
【０２４８】
可動部材が前方への直線的並進のみ又は往復動を行うか否かに関係なく、画像化部材は画像ドメインにクロス‐ボクセルを発生させることができる。例えば、直線的並進の間、画像化部材は測定部位のそれぞれにおいてＸ軸に沿って一連の垂直ボクセルを逐次画成することができる。これは、Ｓ１−Ｄ１−Ｄ４−Ｓ２及びＳ１−Ｄ２−Ｄ３−Ｓ２からなる走査ユニットにより発生する出力信号を利用することに行われる。この直線的並進が完了したのち、画像化部材は更に、一連の補助的水平ボクセルを逐次、Ｙ軸に沿って画成することができる。言いかえらば、標的区域がこの並進の間において定常状態にあると仮定することにより、可動部材は波動源及び検波器を再グループ化し補助的走査ユニットを形成することができる。例えば、位置Ａ及びＤにある波動源Ｓ１が、位置Ｂ及びＣにある検波器Ｄ１とグループ化され、それによりＳ１（Ａにある）−Ｄ１（Ｂにある）−Ｄ１（Ｃにある）−Ｓ１（Ｄにある）から成る走査ユニットが形成される。更に、他の補助的走査ユニットも画成される。例えば、Ｓ１（Ａにある）−Ｄ２（Ｂにある）−Ｄ２（Ｃにある）−Ｓ１（Ｄにある）；Ｓ１（Ａにある）−Ｄ２（Ｂにある）−Ｄ３（Ｃにある）−Ｓ２（Ｄにある）；Ｓ１（Ａにある）−Ｄ１（Ｂにある）−Ｄ３（Ｃにある）−Ｓ２（Ｄにある）；Ｄ４（Ａにある）−Ｓ２（Ｂにある）−Ｓ２（Ｃにある）−Ｄ４（Ｄにある）などである。なお、これらの補助的走査ユニットは全て、上記の‘972出願に記載されている対称要件を満している。このような対称が要求されない場合は、画像化部材は更に、非対称走査ユニット、例えば、Ｓ１（Ａにある）−Ｄ１（Ｂにある）−Ｄ１（Ｃにある）−Ｓ２（Ｄにある）などを画成することができる。
【０２４９】
一旦、上記水平及び垂直ボクセルが画像ドメイン中に画成されたとき、画像化部材は更に、水平ボクセルと交差する垂直ボクセルを識別することによりクロス‐ボクセルを画成することができる。画像化部材は更に、交差する垂直ボクセルと水平ボクセルのボクセル値からクロス‐ボクセル値を計算することができる。ボクセル及びクロス‐ボクセル、更にそれらの値に関する詳細については、本願と同一出願人による継続中の米国特許出願でシリアル番号（N/A），“Optical Imaging System for Direct Image Construction”;同じく継続中の他の米国特許出願でシリアル番号（N/A），“Optical Imaging System with Symmetric Optical Probe”（2001年2月5日出願）にも記載されており、この両者の内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。なお、このクロス‐ボクセルは、走査ユニット又は可動部材をすくなくとも２つの非平行曲線路に沿って移動させることによっても画成することができる。例えば、図３４に示す例において、アクチュエータ部材は走査ユニットをＸ方向に直線状に並進させている。画像化部材により一連の垂直ボクセルが逐次、Ｘ方向に沿って画成された後、アクチュエータ部材が可動部材を所定角度、例えば９０度、時計方向に回転させ、走査ユニット又は可動部材を上に向けて直線的に並進させる。ついで、この画像化部材により一連の水平ボクセルが逐次、Ｙ軸に沿ってされる。標的区域内にこれら垂直及び水平ボクセルの交差領域を識別することにより、この画像化部材によって画像ドメインにクロス‐ボクセルが構築される。つ
【０２５０】
［回転並進］
図５５は、本発明に従って走査ユニットを回転又は旋回のために配置させた図５の走査ユニットの模式図である。アクチュエータ部材が走査ユニット１２５を所定の中心位置、例えば中点１２９の周りを回転させるように配置されている。従って、この走査ユニット１２５の回転又は旋回が、走査ユニット１２５の半分の長さの半分に実質的に相当する半径を有する円弧状又は円形走査領域をカバーするようになっている。本体１１０は、走査ユニット１２５により画成される走査領域の形状、サイズと適合し、かつ、デッドエリアが小さくするように円弧状又は円形に形成され、かつ、そのような寸法となっている。
【０２５１】
アクチュエータ部材は走査ユニットの回転、旋回の異なる形を発生するようにアレンジすることもできる。例えば、アクチュエータ部材は、走査ユニットの一端部近傍を回転中心とするように走査ユニットを回転させてもよい。走査ユニットの回転、旋回により、走査ユニットの半分の長さよりも大きい直径、又は走査ユニットの長さの２倍の直径を有する円弧状又は円形走査領域を生じさせる。その他、アクチュエータ部材を、２又はそれ以上の動きを発生させるようアレンジし、異なる半径及び/又は異なる回転中心を有する円弧状又は円形走査領域の組合せからなる走査領域を走査ユニットが画成するようにしてもよい。更に、アクチュエータ部材が、上述のような円弧状又は円形動作が直線状並進と組み合わされるよう走査ユニットを操作させるようにしてもよい。上述のような走査領域を与えようとする場合に、任意のコントローラを用い、多重の所定の曲線路に沿うアクチュエータ部材の動きを細かく制御するようにしてもよい。
【０２５２】
［走査ユニットの多重動作］
上述のように、アクチュエータ部材は、少なくとも２つの異なる可動部材の動きを、少なくとも２つの異なる曲線路及び/又は少なくとも２つの異なる曲線方向に沿って生じさせるものでもよい。このような動きを、その間の予め選択された幾何学的配置を満足すように仕立てることもできる。例えば、１曲線路(又は曲線方向)の少なくとも１部分が、他の曲線路(又は曲線方向)の少なくとも１部分を実質的に横断するものであってもよい。このような曲線路は、デカルト座標系、円柱座標系、球形座標系などの直交軸で例示されるような、互いに直交するものであってもよい。特に、標的区域が実質的に多角形の場合、アクチュエータ部材により、可動部材の動き又は変位が、標的区域の第１の側から第２の反対側に向う第１の曲線路に沿い、第２の側から第３の側に向う第２の曲線路に沿い、更に第３の側から第１又は多角形標的区域の他の側に向う第３の曲線路に沿ってなされるようしてもよい。
【０２５３】
図５６Ａないし５６Ｃ及び５７に示す具体例において、アクチュエータ部材は走査ユニットの多重動作が生じるようにアレンジされている。すなわち、走査ユニットのデカルト座標系のＸ軸に沿う直線状並進(可動部材と共に)、９０度の時計回りの回転、更にその後のＹ軸に沿う他の直線状並進である。図５６Ａ、５６Ｂ、５６Ｃは図５に示す走査ユニットを本発明に従って、それぞれＸ方向並進、９０度回転及びＹ方向並進させた場合の模式図である。図５６Ａないし５６Ｃの具体例を組み込んだ光学的画像化システムは図５２Ａのものと実質的に同一であるが、アクチュエータ部材が可動部材１２０を本体１１０の回転とは独立して移動させる点(例えば、その直線状並進)で異なる。
【０２５４】
操作に際し、アクチュエータ部材が駆動され、本体１１０をその第１の形態に位置させる。本体１１０は媒体上に置かれ、標的区域の少なくとも実質的部分をカバーし、可動部材１２０(走査ユニット１２５と共に)は、長方形標的区域の１垂直辺に隣接する標的区域の第１の領域に配置される。波動源１２２及び検波器１２４は標的区域の第１の領域と光結合を形成するように注意深く位置決めされ、それにより波動源１２２が電磁波をこの標的区域の第１の領域に効果的に照射し、検波器１２４がこの第１の領域から出力信号を発生し得るようにしている。
【０２５５】
図５６Ａにおいて、アクチュエータ部材(図示しない)は、可動部材１２０を標的区域の第１の領域から離れ、Ｘ軸(Ｘ−並進)に沿って反対の第２の領域に向けて直線的に並進させるようにしている。波動源１２２及び検波器１２４は媒体との光結合が維持されるよう操作され、それにより、検波器１２４は、このＸ−並進の間において発色団の特性の空間的分布を表す出力信号を発生することができる。走査ユニット１２５を適当に操作し、アクチュエータ部材と同期させることにより、画像化部材(図示しない)は所定の速度で出力信号を採取することができる。従って、垂直に延びたボクセル１６１の１セットが走査ユニット１２５の曲線路に沿って逐次画成される。走査ユニット１２５の長手方向軸１２７がＹ軸に沿って延びているため、ボクセル１６１もＹ軸に沿って延び(すなわち、Ｙ軸延出ボクセル)、走査ユニット１２５と実質的に同一の高さを有すると共に所定の幅(これはＸ−並進の速度及び画像化部材のデータ取得ユニットのサンプリング速度により決定される)を有するものとなる。更に、走査ユニット１２５の直線的並進路がＸ軸と平行であるため、Ｙ軸延出ボクセルはＸ軸に沿って連続的に配列される。Ｙ軸延出ボクセルの夫々における空間的平均化信号に基づいて波動方程式を解くことにより、画像化部材が各Ｙ軸延出ボクセルについてボクセル値を計算する。
【０２５６】
一旦、可動部材１２０が標的区域の反対側の垂直辺又はその近傍に到達すると、アクチュエータ部材が、図５６Ｂに示すように、本体１１０をその中心を回転中心として９０度、時計方向に回転させることにより本体１１０がその第２の形態に変位される。この本体１１０の９０度回転により、可動部材１２０(走査ユニット１２５と共に)が長方形標的区域の上面に、又は上面に沿って変位される。画像化部材は、本体１１０及び/又はアクチュエータ部材と同期して駆動され、この本体１１０の回転の間において出力信号のサンプリングを行わない。
【０２５７】
図５６Ｃにおいて、アクチュエータ部材は、可動部材１２０(走査ユニット１２５と共に)を標的区域の上面から、Ｙ軸(Ｙ−並進)に沿って反対の底面に向けて直線的に並進させるようにしている。このＹ−並進の間において、波動源１２２及び検波器１２４も媒体との光結合が維持されるよう操作され、それにより、画像化部材が検波器１２４からの出力信号を所定の速度でサンプリングすることになる。従って、水平方向延出ボクセル１６３の他のセットが走査ユニット１２５の曲線路に沿って逐次画成される。走査ユニット１２５の長手方向軸１２７がＸ軸に沿って延びているため、１セットの水平方向延出ボクセル１６３がＸ軸に沿って形成される(すなわち、Ｘ軸延出ボクセル)。更に、走査ユニット１２５の直線的並進路がＹ軸と平行であるため、Ｘ軸延出ボクセルはＹ軸に沿って連続的に並んで配列される。Ｘ軸延出ボクセルの夫々における空間的平均化信号に基づいて波動方程式を解くことにより、画像化部材が各Ｘ軸延出ボクセルについてボクセル値を計算する。
【０２５８】
一旦、可動部材１２０(及び走査ユニット１２５)が標的区域の反対側に到達すると、この走査プロセスは終了することになる。ついで、画像化部材は、Ｙ軸延出ボクセル１６１と、Ｘ軸延出ボクセル１６３との間の重複又は交差領域を同定することにより１セットのクロス‐ボクセル１６５を画成し、各クロス‐ボクセル１６５で交差するＹ軸延出ボクセル１６１−Ｘ軸延出ボクセル１６３の各対についてのボクセル値から直接、クロス‐ボクセル１６５の一連のクロス‐ボクセル値を計算する。このクロス‐ボクセル値に基づいて、画像化部材は標的区域の少なくとも実質的部分について、発色団の特性の二次元又は三次元空間的分布の画像を生成させる。
【０２５９】
図５７は、本発明に従って図５の走査ユニットを標的区域を横切って、順次、Ｘ軸並進、回転及びＹ軸並進させることにより得られた画像の模式図である。上述のように、画像化部材は、互いに交差しクロス‐ボクセル１６５を画成する２つのボクセル１６１，１６３の直交セットを画成する。この場合、各クロス‐ボクセル１６５はＹ軸延出ボクセル１６１及びＸ軸延出ボクセル１６３よりも実質的に小さいため、発色団の特性の絶対値の空間的及び/又は時間的分布の高解像度の画像を発生させることができる。
【０２６０】
一般に、ボクセル１６１，１６３の特徴的寸法、例えば垂直方向Ｙ軸延出ボクセル１６１の幅及び/又は水平方向Ｘ軸延出ボクセル１６３の高さは、出力信号のサンプリング速度などを制御することによりＸ軸並進及びＹ軸並進の速度を操作することにより調整することができる。したがって、Ｘ軸並進及びＹ軸並進の間、同一の並進速度を維持することにより、クロス‐ボクセル１６５の幅及び高さが同一になり、正方形のクロス‐ボクセルが生じることになる。若しくは、Ｘ軸並進及びＹ軸並進の間、異なる速度を採用することにより、及び/又はこの速度を時間的に変化させることにより、クロス‐ボクセル１６１は異なる寸法の長方形を有する物となる。これにより、画像の解像度を手動的に又は順応的に制御することができる。例えば、直線的並進(又は他の動き)の速度を減少させて、より小さな長方形又は正方形クロス‐ボクセルを得て、そこから、画像化部材が正確性及び解像度に優れた最終画像を提供するようにしてもよい。この特徴的寸法は画像化部材による出力信号のサンプリング速度を操作することにより同様に調整することができる。
【０２６１】
標的区域上の可動部材の多重動作を得るために，種々の態様を採用することができる。例えば、可動部材、走査ユニット及び/又はセンサーの異なる動きを生じさせるために、１又はそれ以上のアクチュエータ部材を使用することができる。例えば、特定の曲線路に沿って特異な動きを発生するように各アクチュエータ部材を操作することにより、及び/又は、可動部材が異なる曲線路の異なるガイドトラックに沿って案内されるように単一のアクチュエータ部材を操作することにより可動部材の多重動作を得ることができる。このような態様は可動部材の動きの微妙な制御を可能にするが、その代わり、より多くの部品、より多くの複雑な制御用アルゴリズムを必要とすることになる。その他、図５６Ａないし５６Ｃに示すように、光学的画像化システムは、アクチュエータ部材及び可動部材の双方を固定された可動本体を有するものであってもよい。この可動本体との関連で可動部材の動きが発生するようにすると共に、可動部材の動きに実質的に依存しない標的区域との関連で可動部材の他の動きが発生するようにアクチュエータ部材をアレンジすることにより、単一のアクチュエータ部材を用いて、多数の異なる曲線路に沿う異なる動きを可動部材に発生させることができる。更に、可動部材及び可動本体の動きを互いに同期させ、走査ユニットの所定の動きが標的区域の異なる領域上に形成されるようにしてもよい。
【０２６２】
［走査ユニット／可動部材の同時の異なる動作］
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは、可動部材(及び/又はその走査ユニット)の少なくとも２つの異なる動きを同時に発生させることにより、クロス‐ボクセルを直接生じさせるようにアレンジしたアクチュエータ部材を有するものでもよい。本発明のこの形態の例が図５８にしめされている。
図５８は、本発明に従って図５の走査ユニットを、Ｘ−Ｙ方向線状同時並進させるようにアレンジしたものの模式図。一般に、このような態様を組入れた光学的画像化システムは、図５２及び５６Ａのものと実質的に同一であるが、図５８のアクチュエータ部材(図示しない)が、可動部材１２０の直線的並進がＸ軸に沿ってなされると共にその往復動がＹ軸に沿って同時になされるようアレンジされている点で異なる。
【０２６３】
操作に際し、静止(又は可動)本体１１０が媒体の標的区域上に配置され、可動部材１２０が、その第１の領域に位置決めされる。波動源１２２及び検波器１２４もこの標的区域の第１の領域と適当な光結合が形成されるよう配置され、これらの駆動により電磁波がこの領域に対し照射され、この標的区域からの電磁波が検出されるようになっている。アクチュエータ部材は可動部材１２０をＸ軸に沿って並進させるとともに、可動部材１２０をＹ軸に沿っても往復動させる。したがって、可動部材１２０(走査ユニット１２５と共に)は実質的にシヌソイド様の経路に沿って標的区域を走査することができる。本発明の好ましい態様として、走査ユニット１２５で標的区域を走査させ、同時に、画像化部材により、所望の時間間隔及び/又は標的区域上の所定の部位における出力信号をサンプリングするようにしてもよい。なお、このシヌソイド様の経路の詳細な形状(すなわち、振幅、周波数、位相角など)はＸ軸並進並びにＹ軸往復動の速度により決定される。
【０２６４】
一旦、可動部材１２０が標的区域の反対側又はその近傍に到達したとき、オペレータは標的区域の走査を終了させ、本体１１０を更なる走査のため、媒体の次の標的区域へ手動で移動させることができる。若しくは、アクチュエータ部材又は補助的動作発生部材を用いて、本体１１０を次の標的区域へ機械的に並進及び/又は回転させてもよい。
【０２６５】
なお、出力信号の正確性は、同一標的区域に対し、同一の走査プロセスを繰り返すこと、あるいは異なる走査プロセスを行うことにより向上させることができる。例えば、可動部材１２０を，Ｙ軸往復動を伴った後方Ｘ軸並進を介して標的区域の出発点の第１領域へ戻してもよい。この場合、アクチュエータ部材は、可動部材１２０が反対方向を実質的にシヌソイド経路に沿って移動するようにアレンジすることができ、画像化部材は、この後方向の動きの間、同一又は同様のサンプリング速度で、同一又は同様の測定位置での出力信号をサンプリングするようアレンジすることができる。各ボクセルでこの前方及び後方移動の間の多重出力信号を得ることにより、更に、この信号を平均化することにより、出力信号の信号対ノイズ比を著しく改善することができる。その他、アクチュエータ部材が異なるシヌソイド経路を発生するようにしたり、画像化部材が異なる位置及び/又は異なるサンプリング速度で出力信号をサンプリングするようにしてもよい。したがって、標的区域の各測定位置でこの前方及び後方移動の間にボクセルの少なくとも２つセットを画成することができる。更に、少なくとも１セットのクロス‐ボクセルを、異なる軸に沿って延びたボクセルの多重セットから発生させることができ、解像度の向上した最終画像を発生させることができる。更にその他、本体１１０を標的区域との関連で可動の部品としてアレンジすることによりボクセル及びクロス‐ボクセルの更なるセットを得ることができる。所望に応じて、可動部材がＹ軸往復動を行い、かつ、Ｘ軸に沿って、より遅い速度で移動し、又は所望の位置で止まるようにしてもよい。標的区域の高さ全体が走査ユニットにより走査されない限り、可動部材は正常のＸ軸並進を継続することはない。この態様は、小さく、かつ、短い可動部材を用いて標的区域全体を走査できるという利点を提供するものである。
【０２６６】
画像化部材による出力信号のサンプリングパターンを調整したり、操作することによりボクセル及びクロス‐ボクセルの多重セットを得ることができる。例えば、可動部材１２０の曲線路の特徴の如何を問わず、画像化部材をアクチュエータ部材と同期させ、それにより標的区域の所定の部位で画像化部材が出力信号をサンプリングできるようにする。従って、オペレータはアクチュエータ部材又は画像化部材を操作して出力信号のサンプリングモードを制御し、ボクセル及び/又はクロス‐ボクセルの形状を調整することができ、それにより最終画像の解像度を改善することができる。
【０２６７】
図５８の光学的画像化システムにより得られる主な利点は、このシステムが少ない数の波動源及び/又は検波器を必要とするに過ぎないことである。走査ユニットが好ましくは標的区域のものと実質的に同一の特徴的寸法(例えば、高さ又は半径)を有するものであるところの図５２ないし５６に示す態様とは対照的に、図５８の光学的画像化システムは、標的区域のものよりも実質的に小さい高さ及び/又は幅を有する走査ユニットを使用し、これを標的区域の全体を横切る少なくとも２方向に移動させ、標的区域の実質的部分を走査するものである。より短い走査ユニットを垂直方向に往復動させることにより、この走査ユニットは標的区域の全体の高さをカバーすることができる。更に、この走査ユニットを水平方向に並進させることにより、この走査ユニットは標的区域の全幅を走査することができる。このようにして、上記の光学的画像化システムは、単一波動源−単一検波器配置を採用することができ、これは標的区域のほんの僅かな部分の走査領域を有する走査ユニットを画定することになる。
【０２６８】
可動部材(及び/又は走査ユニット)の移動路の特徴は、それにより画成されるボクセルの形状及び/又はサイズを必ずしも決定付けるものではない。例えば、可動部材のシヌソイド経路は、可動部材のシヌソイド経路に沿って配列された曲がったボクセルを必ずしも生じさせるものではない。画像化部材がシヌソイド経路に沿って所定の時間間隔で出力信号を採取するとき、ボクセルは曲がった境界、種々の高さ及び幅を有する者となり、実質的にシヌソイド経路に沿って配列されるであろう。しかし、この画像化部材をアクチュエータ部材と同期させ、任意の位置で出力信号を採取する場合、得られるボクセルを操作して実質的に同一の高さ及び幅を有するようにし、これらを殆ど所望の方向に向けて配置させることができる。更に、可動部材のＹ成分速度(すなわち、Ｙ軸往復動速度)をＸ成分速度(すなわち、Ｘ軸往復動速度)よりも実質的に速くなるように維持した場合、得られるボクセルはほぼ長方形のものとなる。同じ理由から、画像化部材が、時間的ドメインにおける異なる時間間隔に相当するところの全ての水平及び垂直距離(すなわち、同一の空間間隔)で出力信号を採取するように、この画像化部材をアクチュエータ部材と同期させることにより、ボクセルを合同正方形となるように配列させることができる。
【０２６９】
アクチュエータ部材が２又はそれ以上の曲線路に沿って２又はそれ以上の異なる動きを生じるようにし、それにより画像化部材が２又はそれ以上の方向に沿うボクセル又は測定エレメントを画成するようにしてもよい。例えば、図５８の態様のものは、画像化部材がＸ軸に沿ってのみでなく、Ｙ軸に沿ってもボクセルを画成することができる。すなわち、画像化部材は直線状並進路に対し直交する方向に１セット以上のボクセルを画成することができる。Ｘ軸並びにＹ軸に沿う速度を操作することにより、更に、サンプリング位置又は間隔をその動きと同期させることにより、ボクセル及びクロス‐ボクセルの形状、サイズを容易に制御することができる。
【０２７０】
可動部材の２つの同時移動により得られるボクセルは、可動部材の２つの逐次的及び/又は非平行移動により得られる図５７のクロス‐ボクセルに凡そ相当する。これは、任意の曲線路に沿う可動部材の任意の動きについて一般化することができる。例えば、アクチュエータ部材は、可動部材を径方向に直線的に並進(往復動)させながら、可動部材を回転させることができる。このような配置は一般に、径方向に沿う１連の螺旋形の層を生じさせ、この場合、螺旋形の層の各折り返し部分には多数のアーチ型のボクセルが含まれる。このように、回転速度を径方向の並進速度より大きく維持することにより、この螺旋層は、各シェル（ｓｈｅｌｌ）が多数のアーチ型のボクセルを含む同心シェルに似たものとなる。このようなボクセルの詳細については、本願と同一出願人による継続中の米国特許出願，“Optical Imaging System for Direct Image Construction”;同じく継続中の他の米国特許出願，“Optical Imaging System with Symmetric Optical Probe”（双方とも2001年2月5日出願）にも記載されており、この両者の内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。
【０２７１】
静止及び可動波動源／検波器によるクロス‐ボクセルの生成：
本発明の更に他の形態として、光学的画像化システムは、少なくとも１つの可動波動源及び/又は検波器を光学的画像化システムの可動部材に組み込むことにより、更に、少なくとも１つの静止検波器及び/又は波動源を光学的画像化システムの静止部材に組み込むことにより、クロス‐ボクセルを直接発生させるようになっている。
【０２７２】
図５９は本発明に係わるそのような走査ユニットの例の上部断面図である。この場合、４つの波動源１２２の全てが静止本体１１０の両側に沿って配置され、他方、３つの検波器１２４の全てが可動部材１２０に与えられている。アクチュエータ部材(図示しない)は、標的区域のＸ軸に沿う走査ユニット１２５の直線状並進又は往復動を生じさせるようになっている。従って、波動源１２２は媒体の標的区域との関係で実質的に静止しており、検波器１２４は波動源１２２並びに標的区域との関係で可動になっている。波動源１２２及び検波器１２４は走査ユニットを画成し、この走査ユニットは可動部材１２０の直線状移動路に対し或る角度を以って延びていて、更にその形状(例えば、サイズ、形状、角度など)が可動部材１２０の動きの間に変化するようになっている。
【０２７３】
操作に際し、静止本体１１０及び可動部材１２０は標的区域の第１の領域に配置され、それにより波動源１２２は標的区域との静的光結合を形成し、他方、検波器１２４は標的区域の第１の領域にて移動自在に光結合を形成している。波動源１２２及び検波器１２４の駆動により、電磁波の照射と検出が行われる。アクチュエータ部材は可動部材１２０及びその検波器１２４を標的区域の１側から反対側へ、標的区域のＸ軸にほぼ相当する直線路に沿って移動させる。画像化部材(図示しない)のデータ取得又はサンプリング速度に応じて、可動部材１２０及びその検波器１２４の各対が、可動部材１２０の直線並進路(Ｘ軸)に対し種々の角度で長尺のボクセル１７１を形成する。検波器１２４は、各長尺ボクセル１７１の全領域又は全体積について空間的に平均化された代表的出力信号を発生する。画像化部材はこの出力信号を受理、サンプリングし、各長尺ボクセル１７１のボクセル値を判定する。画像化部材は更に、２又はそれ以上のボクセルの交差部を識別し、クロス‐ボクセル１７３をそこに発生させる。この交差ボクセルのボクセル値に基づいて、画像化部材はこのようなクロス‐ボクセルのそれぞれのクロス‐ボクセル値を計算する。可動部材１２０が標的区域の反対側又はその近傍に到達すると，走査プロセスが終了し、本体１１０は更なる走査のため、媒体の次の標的区域へ移動される。若しくは、アクチュエータ部材を、同一又は異なる曲線路に沿って同一の標的区域の走査プロセスが繰り返されるようにアレンジしてもよい。
【０２７４】
なお、静止波動源１２２と、可動検波器１２４との間の幾何学的関係は標的区域におけるその位置に応じて変化し、従って、走査ユニット１２５は一般に、その動きの間、異なる形状、サイズを有する延びたボクセル１７１を画成することを理解されたい。このような不規則なボクセルは走査ユニット１２５に適用される波動方程式の解答を得るのに複雑さが増大し，従って，それらは，実質的に同一の形状、サイズを有するものと比較して好ましくない。この長尺のボクセル１７１における形状、サイズの違いは種々の配置により抑制することができる。例えば、アクチュエータ部材及び画像化部材を同期させ、それによりデータのサンプリングが標的区域の所定の位置で行われるようにし、所定の形状のクロス‐ボクセルを形成するようにすることである。クロス‐ボクセルの形状、サイズ及びその分布パターンは波動源と、検波器との間の幾何学的配置を調整することにより、又は、それらの速度を変化させることにより、又は、走査ユニットの曲線移動路の形状を操作することにより制御することができる。従って、走査ユニット、アクチュエータ部材及び/又は画像化部材についての最適な配置は当業者が任意に選択することができよう。
【０２７５】
図３７の走査ユニットはアングルド(angled)ボクセル１６１，１６３を画成するもので、その形状、サイズは可動部材１２０の動きの間で変化する。なぜならば、静止波動源１２２と、可動検波器１２４との間の幾何学的関係が標的区域上における可動部材１２０の位置に応じて変化するからである。このようなボクセル１６１，１６３は、このような静止波動源１２２及び可動検波器１２４に適用される波動方程式の解答を得るのにより複雑な分析ないし数値図式を必要とする。従って，それらは一般に、実質的に同一の形状、サイズを有するものと比較して好ましくない。このアングルドボクセルにおける形状、サイズの違いは種々の配置により補償することができる。例えば、アクチュエータ部材及び画像化部材を同期させ、それにより信号又はデータのサンプリングが標的区域の所定の位置で行われるようにし、所定の形状のボクセルを形成するようにすることである。クロス‐ボクセルの形状及びその分布パターンは波動源と、検波器との間の幾何学的配置を調整することにより、又は、検波器の移動速度を変化させることにより、又は、走査ユニットの曲線移動路の起伏を操作することにより制御することができる。従って、上記態様における走査ユニット、アクチュエータ部材及び/又は画像化部材についての最適な配置は当業者が任意に選択することができよう。所望に応じ、少なくとも１つの波動源を可動部材に配置させ、若しくは、少なくとも１つの検波器を静止本体に設けてもよい。更に、上記波動源−検波器配置を逆にし、波動源の全てを可動部材に配置させ、検波器の全てを静止本体に配置させてもよい。
【０２７６】
Ｂ．分布の２／３次元画像生成：
［実施例］
上述のように、出力信号の正確性及び画像の解像度は、同一の標的区域について同一の走査プロセスを繰り返したり、あるいは異なる走査プロセスを行うことにより向上させることができる。例えば、画像化部材のサンプリングパターンを調整したり、あるいはアクチュエータ部材により発生する動きの経路及び/又は速度を操作することによりクロス‐ボクセルの多重セットを構築することができる。なお、図５９の態様は更に、少数の波動源及び検波器を組み込み、それらの走査ユニットの高さ及び幅が標的区域のものよりも実質的に小さいものとしている。
【０２７７】
本発明の上記光学的画像化システムは、発色団の特性の二次元及び/又は三次元分布の画像を実施的に実時間ベースで発生させることができる。複雑で時間のかかる画像再構築プロセスを必要とする従来の光学的画像化システムとは対照的に、上記光学的画像化システムはそのような画像を、ボクセル及び/又はクロス‐ボクセルの広範なボクセル値及び/又はクロス‐ボクセル値から直接、発生させることができる。例えば、図５２ないし図５９の光学的画像化システムは標的区域のサイズ、波動源及び検波器の数、可動部材及び走査ユニットが通る曲線路の細かな形状などの如何を問わず、実時間画像構築アルゴリズムを含むことができる。上記光学的画像化システムは画像の種々の解像度のために容易に調整することができる。例えば、装置の複雑な再調整を必要とする従来のものとは対照的に、上記光学的画像化システムはデータサンプリング速度、可動部材の動きの速度、波動源及び検波器のグルーピング又はサンプリングパターンなどを調整するだけでよい。これらの調整はオペレータによって行うことができる。
【０２７８】
本発明の他の形態として、光学的画像化システムは、可動本体及び可動部材を含むようアレンジし、それによりこの可動部材を標的区域内に移動させ、更に、上記可動本体を媒体の異なる標的区域上に移動させることにより、生理学的媒体の標的区域における発色団の特性の分布の画像を発生させることができる。
【０２７９】
図６０は本発明の他の光学的画像化システムの模式図である。この光学的画像化システム２００は一般に、可動本体２１０と、少なくとも１つの可動部材２２０と、アクチュエータ部材２３０と、画像化部材２４０とを具備してなる。可動本体２１０は媒体の標的区域の少なくとも実質的部分をカバーする形状及びサイズを有し、好ましくは、可動部材２２０の少なくとも１部を囲むように形成されている。可動本体２１０は一般的に、少なくとも１つの可動ユニット２１２を具備し、これは可動本体２１０を媒体の異なる標的区域上に移動させるものである。このような可動ユニット２１２の例としては、限定的ではないが、車輪、ローラ、キャタピラーなどが挙げられる。可動部材２２０は図１ないし３、図５２ないし５８に記載したものと同様ないし同一のものでよい。例えば、可動部材２２０は、前記図面の任意のもののようにアレンジされた少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を含むものであってもよい。１又はそれ以上のアクチュエータ部材２３０が操作自在に可動本体２１０と可動部材２２０の双方に接続され、可動本体２１０の少なくとも１つの第１次動作を少なくとも１つの第１次曲線路に発生させ、更に可動部材２２０の少なくとも１つの第２次動作を少なくとも１つの第２次曲線路に発生させる。アクチュエータ部材２３０も可動本体２１０及び/又は可動部材２２０の曲線並進、回転、旋回又は往復動を同時に又は逐次的に生じさせる。
【０２８０】
図６０に示すものと類似する例として、図３８に示すように、操作において、可動本体１１０及び可動部材１２０が開始位置に夫々配置される。可動本体１１０は媒体上に置かれ、それにより走査ユニット１２５が媒体の標的区域の第１の領域に配置されるようにする。波動源１２２及び検波器１２４がついで駆動され、アクチュエータ部材１３０が可動部材１２０を標的区域の隣接領域に向けて実質的に直線状に並進させる。可動部材１２０が標的区域の他方の側に到達したとき、操作プロセスが終了し、又は可動部材１２０が走査プロセスを継続させながら標的区域の第１の領域に戻されル。可動部材１２０が標的区域の全領域の走査をし終わったとき、可動ユニット１１９が駆動され、光学プローブ及び/又は全光学的画像化システムを媒体の第２の標的区域に移動される。
【０２８１】
なお、任意の案内部材を媒体の標的区域上に配置させ、可動部材が複数の標的区域を横切って走行するようにしてもよい。この案内部材は好ましくは、可撓性材料から作られ、その形状が異なる標的区域の異なる起伏に適合するように構築する。例えば、環状案内部材をヒトの頭の周りに、又は乳房のすそ部に適合させるようにしてもよい。可動部材をこの案内部材と係合させ、それに沿って移動させ、その間、走査ユニットが頭又は乳房の周りを走査するようにする。可動部材をこの公知の空間座標を有する案内部材の曲線路に沿って好ましい又は所定の速度で走行させることにより、光学的画像化システムは頭又は乳房の周りの出力信号(発色団の特性)の連続的な二次元又は三次元分布を容易に得ることができる。更に、この二次元パターンは、従来の光学的画像化技術で従来必要としていた画像マーカーに依存することなく、組み合わせて三次元分布パターンとすることができる。従って、この態様は媒体中の発色団の特性の二次元又は三次元画像の実時間構築に寄与することができる。
【０２８２】
Ｄ．自己校正
［ベースライン法］
本発明の更なる形態として、光学的画像化システムは、検波器により発信された出力信号のベースライン又はバックグラウンド(背景)強度(以下、単にベースラインと呼ぶ)を計算するよう構成されている。このベースラインに基づいて、上記光学的画像化システムは、検波器、センサーアセンブリー、光学プローブ又はこのシステムのポータブルプローブの自己校正を行うことができる。この自己校正光学的画像化システムは少なくとも１つの前記波動源、少なくとも１つの前記検波器、及び画像化部材を含む。
【０２８３】
好ましくは、この画像化部材は、例えば、出力信号の算術平均、加重平均又は集合平均により、或いは出力信号の少なくとも１部を低域濾波器を介して処理することにより、出力信号から高周波ノイズを除去するようにする。この画像化部材は、夫々異なるプロフィール(例えば、平坦、直線的又は曲線的なもの)及び異なる強度(例えば、フラットな又は変化のある)を示す出力信号の異なる部分又はセグメントを識別するようアレンジされている。画像化部材が、出力信号が実施的に平坦なプロフィールで、実質的に同様の強度のものである１又はそれ以上の部分を同定したとき、それは出力信号の平坦部分に相当する標的区域の領域が均質な物質、つまり正常組織及び細胞により殆ど構成されていることを一般に示すものである。画像化部材はついで出力信号のベースラインを計算する。これは出力信号の平坦部分又は直線状部分の強度を算術平均、幾何平均又は加重平均することにより行われる。画像化部材はついで、点又は正規化された自己校正出力信号、例えば、出力信号とベースラインとの間の相違信号のベースラインに対する比として定義される正規化光密度信号を計算する。この光密度信号は画像化部材へ供給され、そこで波動源及び検波器に適用された１セットの波動方程式が解かれ、その解答は媒体の標的区域の異なる領域における発色団の特性の空間的平均化分布を表すものとなる。
【０２８４】
上記自己校正プロセスが実質的に実時間ベースで行われることが好ましい。これは、光学的画像化システムの可動部材が第１の標的区域から次の区域へ移動する前に、画像化部材が、この第１の標的区域の異なる領域を横切る出力信号を採取し、そのベースラインを計算し、正規化された光学密度信号を発生させ、更に出力信号、光密度信号及び/又は画成される各ボクセルでの発色団の特性の分布を適宜表示するようにアレンジされることが好ましいことを意味するものである。
【０２８５】
本発明のこの形態は、従来技術を超えた幾つかの利点を提供するものである。すなわち、従来の光学的画像化技術がサンプル媒体中又はファントム(phantom)中の中間ベースラインの演繹的推定を必要とするのとは対照的に、本発明の光学的画像化システムは媒体の単一のベースラインを推定し、このベースラインを標的区域及び/又は媒体全体を通して使用する。従って、この光学的画像化システムは、その性能に妥協することなく、多重ベースラインを推定することを必要としないで済む。更に、上記光学的画像化システムは発色団の特性の空間的分布の画像を実質的に実時間で発生させることができる。更に、プローブ又はセンサー、例えば上記光学的画像化システムの波動源及び検波器はファントムと標的区域との間で前後に移動させたり配置させたりする必要がない。従って、プローブと、媒体の標的区域との間の光結合を劣化させる虞がなく、従って、得られる画像の解像度を向上させることができる。
【０２８６】
出力信号の平坦部分又は、逆に，出力信号の残りの部分(すなわち、平坦でない部分又は曲線部分)は種々の整理の仕方により同定することができる。第１に、出力信号(又は、改善された信号対ノイズ比を有する濾波された出力信号)の１部又は全部を所定の閾値に従って異なる複数の部分に分割することができる。この閾値は、平坦部分についての最小カットオフ値として選択し、それによりこの平坦部の全てのデータ点がこの閾値と同一ないしそれより大きい値を有するようにする。若しくは、この閾値が非平坦で曲がった部分についての最大カットオフ値であるようにし、この非平坦又は曲がった部分の全てのデータ点がこの閾値と同一ないしそれより小さい値を有するものであるようにする。この閾値の性質の如何を問わず、出力信号はこの平坦及び非平坦部で強度が変わることになる。従って、画像化部材は二次的カットオフ範囲又は偏差範囲を備えるものでもよく、その場合、この範囲から外れた如何なるデータ点もこの平坦又は非平坦部に含まれることはない。
【０２８７】
この閾値を求めるため、異なる方法及び/又は配置を採用することができる。例えば、画像化部材によりオペレータに標的区域の異なる領域を横切って得られた出力信号を提供し、オペレータが出力信号の平坦部又は非平坦部又は曲線部についての閾値を手動で選択で鬼るようにする。閾値は、出力信号の局所的(又はグローバル)最大値又は局所的(又はグローバル)最小値である参照値を同定することにより順応的に判定してもよい。一旦、参照値が同定された場合は、閾値は所定の数式により容易に決定することができる。例えば、この参照値に所定の因数を掛けることにより、又はこの参照値を所定の因数で割ることにより、又はこの参照値から所定のオフセットを引くことにより、又はこの参照値に所定のオフセットを加えることにより決定することができる。若しくは、画像化部材により、可動部材の曲線移動路に沿って検波器により発生された多重出力信号の累積平均を計算することにより決定することができる。又、グローバル累積平均を利用して、閾値、参照値、所定の因数及び/又は所定のオフセットを求めることもできる。
【０２８８】
画像化部材により、媒体の少なくとも２つの異なる標的区域についての複数のベースラインを計算するようにしてもよい。この多重ベースライン(局所的ベースラインと呼ぶ)は分析して、その有効性を確認し、異常細胞又は異常組織の存在により歪められていない正しいものを選択する。例えば、可動部材が何ら異常の存在しない標的区域に置かれたとき、この標的区域の全域について出力信号は平坦になる。従って、ベースラインは全体の出力信号の平均として容易に計算することができる。標的区域に正常の細胞又は組織と共に異常の細胞又は組織が存在する場合、画像化部材はその出力信号を少なくとも２つの部分、すなわち、１つの平坦部分と、他の非平坦部分とに分けるか、或いはその出力信号の平坦な部分又はセグメントを探し当てる。ベースラインはこの出力信号の平坦部分の平均として計算される。しかし、標的区域の大部分又は全体が異常の細胞又は組織からなるものとすると、出力信号は最大カットオフよりも大きいものとなるか、又は最小カットオフよりも小さいものとなり、更に、標的区域全体に亘って比較的平坦なプロフィールを示すこともある。このような標的区域が、検査されるものの最初である場合、あるいは画像化部材がこのような標的区域の出力信号の平均値に基づいて閾値が順応的に決定されるようにアレンジされていた場合、オペレータは誤って、そのような平均値が正常領域の出力信号の正しいベースラインと認識してしまうことがある。少なくとも２つの異なる標的区域において少なくとも２つのベースラインを推定することにより、オペレータは多重の局所的ベースラインを比較することができ、あるいは、画像化部材がこの異なる標的区域からの複数のベースライン間の矛盾を認知してオペレータに警告を与えることができるから、そのような誤診を防止することができる。、
【０２８９】
多重標的区域からの局所的ベースラインが実質的に同一でない場合、或いは所定値から大きく外れていた場合、画像化部材は１つの代表的、平均化又はグローバルベースライン(以下、グローバルベースラインと呼ぶ)を選択し、そのグローバルベースラインを用いて出力信号を正規化する。若しくは、オペレータ又は画像化部材が異なる標的区域の多重ベースラインから単一のベースラインを選択し、それをグローバルベースラインとして使用することができる。その他、少数の選択された局所的ベースライン又は全てのベースラインを平均化してグローバルベースラインを計算することもできる。この場合、多重の局所的ベースラインが算術平均、幾何平均、加重平均されグローバルベースラインが求められる。
【０２９０】
グローバル又は複合媒体画像が多重標的区域の多重局所画像からなるものである場合、画像化部材は各標的区域の複数の局所的ベースラインに基づいて、又は単一のグローバルベースラインに基づいて各局所的画像を発生させる。例えば、局所的標的区域の局所的画像は、複数の標的区域について得られた複数の局所的ベースラインの夫々に基づいて構築される。複合媒体画像は多重の局所的ベースラインにより得られた多重の局所的画像を整合することにより得ることができる。その他、グローバルベースラインは計算され又は選択され、全ての局所的画像はそれに基づくものとなる。一般に、各アプローチはそれ自身に伴う利点、欠点を有する。例えば、潜在的又は急性脳卒中の有無を同定するために、複合画像が脳の周りについて要求される場合、外生器官(例えば、耳、目)及び脳の周りの異なる頭蓋骨の厚みが脳の周りの異なる標的区域における異なる局所的ベースラインを生じさせる。もし、グローバルベースラインが多重局所的ベースラインから計算され、全ての局所的画像を得るために使用される場合、全ての画像の画素が同一の輝度スケール及び/又は色スケールを媒体全体に亘って有するものとなる。このような複合媒体画像は、医師が比較診断を行うことを可能にするが、軽い脳卒中症状を探り当てることはできないものと思われる。なぜならば、このものは１つの局所的標的区域の中に隠されていて、軽い脳卒中症状と同一ないし大きい強度のグローバルベースラインによって被されているからである。反対に、複合画像が多重局所的画像からなり、夫々が個々の局所的ベースラインに基づくものである場合、各局所的画像はそれ自身の輝度スケール及び/又は色スケールを有するものとなる。上記の軽い脳卒中症状が局所的画像中には見出せないとしても、医師は各局所的画像を別々に分析しなければならないものと思われる。
【０２９１】
このような不都合を回避するための１つの方法は、局所的標的区域の夫々において正常細胞又は組織と異常細胞又は組織とのコントラストを人為的に高めることである。例えば、潜在的異常が同定されたとき、画像化部材によりこの異常に相当する信号を増幅させ、この増幅された信号がグローバルベースラインの強度により隠されないようにする。特別のマーカー又はカラーをこの高揚させた画像に付加して医師に対し警告を発するようにしても良い。複合媒体画像を乳房の周りに必要とされる例においては、或る腫瘍が光学的画像化システムの走査ユニット又はそれにより画成される標的区域と同程度又はそれよりも大きい場合が或る。その結果、少なくとも１つの局所的画像が正常細胞又は組織のベースラインよりも実質的に大きいか又は小さい区なることが或る。グローバルベースラインがこのような異常なベースラインにより歪められるのを防止するため、多重局所的標的区域から得られた個々の局所的ベースラインを比較して、グローバルベースラインを計算するに際し、このような歪んだベースラインを考慮しないように画像化部材をアレンジすることができる。
【０２９２】
本発明の上記説明は主に、発色団の特性の空間的分布の画像を提供することに向けられたが、本発明はその時間的分布の画像を発生させる場合についても適用することができる。先に簡単に説明したように、可動部材の走査ユニットを或る時間に亘って実質的に同じ領域を走査させるようにアレンジすることができる。媒体の同じ領域について異なる時間で検出される出力信号の差異から、その領域の発色団の特性の時間的変化を画像化部材が計算し、その特性の時間的分布パターンの画像を発生することができる。若しくは、異なる時間フレームで得た発色団の特性の２又はそれ以上の空間的分布から、時間的分布を判定し、その画像を提供するようにしてもよい。例えば、可動部材及びその走査ユニットが標的区域の走査プロセスを繰り返すようにし、標的区域の各部位における発色団の特性の時間的分布パターンを計算するようにしてもよい。なお、この時間的変化は通常、発色団の特性の値の相対的変化に関係する。しかし、発色団の特性の絶対値が任意の参照時間フレームで一旦決定されると、その特性についての以前の、又はその後の変化をその絶対値に容易に変換することができるし、その逆も同様である。
【０２９３】
本発明に係わる上記の光学的画像化システム、光学プローブ及び方法は、媒体の標的区域における血液又は水分量の時間的変化についての値を提供し得るものであることに留意されたい。ヒトの特定の標的区域における血液量のこのような時間的変化を得る具体例において、酸素化ヘモグロビンの濃度［ＨｂＯ］及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度［Ｈｂ］が、方程式（1ａ）及び（１ｂ）のセットにより、又は、他の方程式（２ａ）及び（２ｂ）のセットにより計算される。一旦、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］が得られたとき、その合計（すなわち、トータルのヘモグロビン濃度［ＨｂＴ］、つまり［Ｈｂ］と［ＨｂＯ］との合計）も得られる。同じ標的区域に或る時間、位置させた検波器からの出力信号を得ることにより、総ヘモグロビン濃度の変化が得られる。標的区域を流通する血液のヘマトクリット（すなわち、血液中の赤血球の容量パーセント）が或る時間、一定レベルに保たれると仮定することにより、［ＨｂＴ］の時間的変化として、標的区域における血液量の時間的変化を直接、計算することができる。若しくは、［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の時間的変化を方程式（６ａ）及び（６ｂ）から計算してもよく、従って、［ＨｂＴ］の時間的変化を標的区域における［Ｈｂ］及び［ＨｂＯ］の変化の合計として得ることができる。
【０２９４】
本発明の光学的画像化システム、光学プローブ及び方法は、媒体の標的区域中の発色団の特性の三次元的分布の画像を得るためにも適用することができる。上述のように、電磁波は波動源により照射され、媒体の標的体中（すなわち、標的区域により画定され、所定の厚み又は深さを有する）を透過する。従って、このような三次元標的体積について1セットの波動方程式を作成することができ、検波器によって発生される出力信号が画像化部材に提供され、関連する初期及び/又は限界条件で波動方程式が解かれる。この場合、この波動方程式からの解答は媒体の標的体中の発色団の特性の三次元的分布を表すものである。画像の所定の解像度を維持するため、光学的画像化システム又はそのプローブは、好ましくは、媒体の標的体中に多数のボクセルを画定するための十分な数の波動源及び検波器を備えるようにする。この例示の光学プローブ又は光学的画像化システムが、２つの波動源及び４つの検波器を備え、所定の解像度で、標的区域の二次元画像を発生させるものと仮定する。標的体が同一の標的区域と、所定の厚み（Ｎ個の二次元層が互いに積み重ね合わされ）とを有する場合、この光学的画像化システムは、各二次元層について同一の解像度を維持するために、約2Ｎ個の波動源及び/又は4Ｎ個の検波器を有する必要があると思われる。しかし、このような波動源及び検波器の必要数は、標的区域上にて、好ましくは多重の異なる曲線方向に、波動源及び検波器の十分な動きを発生させるようアクチュエータ部材を操作することにより減少させることができる。しかし、この波動源及び検波器の必要数は一般に可動部材の動きの数又は複雑さ、並びに画像化部材による出力信号のサンプリング速度に逆比例する。従って、アクチュエータ部材を、走査ユニットの動きを多く発生させるようにアレンジすることにより、又は画像化部材が出力信号をより早い速度でサンプリングするようにアレンジすることにより光学的画像化システムが必要とする波動源及び検波器の数を少なくすることができる。しかし、光学的画像化システムからにより得られる画像の基本的解像度は生理学的媒体中のフォトンの平均“フリーウォーク距離”（一般に約１mm）により潜在的に制限されることに留意すべきである。更に、殆どの光学的画像化システムにおいて、内在する感度の限界、電気的、機械的ノイズのため、画像の可能な最良解像度は現在のところ、数ミリの範囲又は約1mmないし5mmであると思われる。従って、1mmないし5mm、特に約1mmより小さい寸法の前記ボクセル及びクロス‐ボクセルが最終の画像の解像度を向上させることには必ずしもならない。
【０２９５】
本発明の光学的画像化システム、光学プローブ及び方法は、非侵襲的診断及び侵襲的診断の双方において使用することができる。例えば、この光学プローブを被検体の外表面の標的区域に非侵襲的に配置することができる。若しくは、極小化光学プローブをカテーテルの先端に施し、それを被検体の内部標的区域に侵襲的に配置することができる。光学的画像化システムは、発色団の広範な特性、例えば濃度、その合計及び割合など、それに付いての値、例えば、体積、質量、重量、体積流量、質量流量などを判定するのに、使用することができる。
【０２９６】
［波動源／検波器配置の例］
図４２Ａないし図４２Ｄは、本発明に係わる光学的画像化システムの波動源及び検波器の配置の例を示している。この例の光学的画像化システムは典型的に、走査表面１２０ａ−１２０ｄを有する光学プローブを具備してなり、これら表面に複数の波動源１２２及び検波器１２４(以下、これらをまとめて単にセンサーと呼ぶ)が配置される。
【０２９７】
一般に、波動源１２２及び検波器１２４の各対が機能的ユニットを表す走査エレメントを形成しており、この機能的ユニットから波動源１２２が電磁波を媒体の標的区域に向けて照射し、検波器１２４が媒体の標的区域と相互作用し、そこから発生する電磁波を検出するようになっている。検波器１２４はついで、走査エレメントを横切って検出された電磁波の量を表すところの対応する出力値信号又はデータ点信号を発生させる。波動源１２２及び検波器１２４の１グループ又は走査エレメントの１グループは更に走査ユニット１２５を画成し、これは一般に、本発明の光学プローブの有効走査領域を形成している。その結果、センサー１２２，１２４のグループは多重出力値信号又はデータ点信号の集合に相当する出力信号を発生させる。なお、これら信号の夫々は対応する走査エレメントで発生したものである。走査ユニット１２５の形状及びその走査領域は、センサーアセンブリー及び/又は波動源／検波器配置の幾何学的配列により主として決定される。例えば、波動源１２２及び検波器１２４の数、その間の幾何学的配列、走査エレメントのための波動源１２２及び検波器１２４のグルーピング、波動源１２２の照射能及び発光力、検波器１２４の検出感度などにより決定される。例えば、図４２Ａの例では、２つの検波器１２４が２つの波動源１２２の間に手、好ましくは等間隔で配置されている。したがって、センサー１２２，１２４は、走査領域１２０ａ上に“直線状”走査ユニット１２５ａを画成し、これはその長手方向軸１２７に沿って実質的に長くなっている。図４２Ｂの例では、１列の波動源１２２が検波器１２４の第２の列の真上に実質的に平行に配置されていて、走査領域１２０ｂ上に実質的に長方形又は正方形の“面積”走査ユニット１２５ｂを形成している。図４２Ｃの例では、センサーの４つの平行列が形成されていて、その夫々において、２つの検波器１２４(又は波動源１２２)が２つの波動源１２２(又は検波器１２４)の間に配置されている。これらセンサー１２２，１２４は、実質的に長方形又は正方形ではあるが、図４２Ａに示す走査ユニット１２５aよりも実質的に幅広で、図４２Ｂに示す走査ユニット１２５ｂよりも大きくなっている。なお、これらセンサー１２２，１２４のグルーピング次第で、光学プローブ１２０cの走査ユニット１２５cが異なる形状を有する多重走査ユニット１２５a、１２５bを画成することができる。対照的に、図４２Ｄの例では、波動源１２２の周りに検波器１２４が配置され、円形走査領域１２０ｄ上に実質的に円形の走査ユニット１２５ｄを画成している。この円形走査領域１２０ｄの波動源１２２及び検波器１２４はグループ化して前記の“直線状”走査ユニット１２５ａ及び“面積”走査ユニット１２５ｂを画成するようにしてもよい。
【０２９８】
本発明の波動源は一般に、媒体と光結合を形成し、それに対して電磁波を照射するように配置されている。この光学的画像化システム又はその光学プローブに使用される波動源は、例えば１００ｎｍ−５，０００ｎｍの範囲、３００ｎｍ−３，０００ｎｍの範囲、特に５００ｎｍ−２，５００ｎｍの近赤外域の所定の波長を有する電磁波を照射し得るものであれば、任意のものを使用することができる。しかし、後述のように、典型的な波動源は約６９０ｎｍ又は約８３０ｎｍの波長を有する近赤外電磁波を照射するようにアレンジされる。波動源は更に、異なる波動特性、例えば異なる波長、位相角、周波数、振幅、調波などを有するものであってもよい。若しくは、同一、類似又は異なる信号波を、類似又は相互に区別し得る波長、位相角、周波数、振幅又は調波を有するキャリア波に重ねた電磁波を照射するものであってもよい。図４２Ａないし４２Ｄに示す例において、各波動源１２２は２つの異なる波長、例えば約６６０ｎｍないし７２０ｎｍ、例えば６９０ｎｍ及び約８１０ｎｍないし８５０ｎｍ、例えば８３０ｎｍを有する電磁波を照射するようにアレンジされている。
【０２９９】
同様に、前記の検波器は、上記の電磁波を検出し、それに応答して出力信号を発生するようにアレンジされていることが好ましい。この光学的画像化システム又はその光学プローブに使用される検波器は、上記範囲の波長を有する電磁波に対し適当な検出感度を有する者であれば、如何なるものであってもよい。この検波器は更に、上記の任意の波動特性を有する電磁波を検出し得るよう構築されていてもよい。更に、この検波器は、多重波動源から照射された多重セットの電磁波を検出し、従って、多重出力信号を発生させるものであってもよい。
【０３００】
［出力信号の例］
図４３Ａ及び４３Ｂは、本発明の前記検波器により発生された出力信号の例を説明するものである。図中、横軸は、光学的画像化システムの光学プローブに沿う、又は生理学的媒体に沿う軸方向距離、又、縦軸は、媒体の標的区域中の検波器により測定された出力信号の振幅を表している。各出力信号は一般に、多重出力値信号又はデータ点信号からなり、夫々の信号は各走査ユニットの各走査エレメントの検波器により検出された電磁波に相当している。説明の関係上、媒体の最左端に位置する標的区域(図の原点近傍)は“第１”の標的区域と呼ぶことにし、媒体の最右端に位置する標的区域は“最終”の標的区域と呼ぶことにする。図４３Ａに示すように、この例示の出力信号１５０は第１の部分又は領域１５２ａ（すなわち、第１番目の標的区域からｉ番目の標的区域）並びに第２の部分又は領域１５２ｂ（すなわち、第ｊ番目の標的区域からＭ番目の標的区域）において比較的平坦なプロフィールを示している。この平坦領域１５２ａ、１５２ｂ間には、直立した鐘型部１５４ａ（すなわち、第（ｉ＋１）番目の標的区域から（ｊ−１）番目の標的区域）が形成され、ここにおける出力信号１５０の振幅は軸方向との関係で変化している。図４３Ｂの出力信号１５０は図４３Ａのものと似た起伏を有するが、２つの平坦部１５２ａ及び１５２ｂとの間に逆鐘型部１５４ｂ（すなわち、第（ｉ＋１）番目の標的区域から（ｊ−１）番目の標的区域）が介在している点で異なる。
【０３０１】
大部分が正常組織からなる媒体において、出力信号１５０の平坦部１５２ａ及び１５２ｂは一般に、正常細胞又は組織に対応するものであり、従って、その媒体についての背景出力信号レベル(以下、出力信号の“ベースライン”と呼ぶ)を構成する。これと対照的に、直立した又は逆向きにした鐘型部１５４ａ及び１５４ｂは一般に、種々の発達段階の異常な組織又は細胞(腫瘍組織、悪性又は良性癌腫、例えば腺維癌腫、フルイド・サックス（fluid sacks）など)を表している。曲線部１５４ａ及び１５４ｂは更に、正常な解剖組織又は細胞(例えば、血管、連結組織など)であって、背景組織又は細胞のものと異なる光学特性を有するものを表す場合もある。
【０３０２】
酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度、酸素飽和度、血液量、他の発色団の特性を推定する場合、検波器により発信さされた出力信号を校正する必要がある。これはセンサーを初期化したり、又は媒体の標的区域の種々の走査エレメントに存在する特有の差異を補償するためのものである。更に、光学的画像化システムに使用される信号処理アルゴリズムは、一般に出力信号自体ではなく、出力信号が参照出力信号により正規化又は校正されるところの出力信号の割合(例えば、光密度)を必要とする。したがって、本発明の形態の１つは、出力信号自体の特性に基づいて出力信号の自己校正を行うことができる光学的画像化システムを提供することである。
【０３０３】
［自己校正ＯＩＳの例］
図４４は、生理学的媒体の標的区域における発色団及びその特性の分布の画像を発生させるための、本発明による自己校正光学的画像化システムの例を示す模式図である。この光学的画像化システム１００は一般に、少なくとも２つの波動源１２２と、少なくとも２つの検波器１２４と、電源１０２とを含む。光学的画像化システム１００は更に、ハードウエア(電気回路、プロセッサー、又は集積回路)又はソフトウエア、例えば信号分析器１６０、信号処理機１７０及び画像処理装置１８０を含み、夫々が操作自在に他のものと接続され、かつ、１又はそれ以上の機能ユニットを有していてもよい。
【０３０４】
［信号分析器］
信号分析器１６０は、１又はそれ以上のセンサー１２２，１２４と操作自在に接続され、したがって、信号分析器が媒体の標的区域における発色団(又はその特性)の分布画像を発生させるために必要とする種々の入力及び出力信号をモニターすることができるようになっている。例えば、信号分析器１６０は、１又はそれ以上の受信ユニットを有し、これらは波動源１２２と操作自在に接続され、照射された電磁波の特性をモニターすることができるようになっている。各受信ユニットは更に検波器１２４とも接続し、そこから媒体の第１の標的区域における発色団(又はその特性)の分布を表す第１の出力信号を受理することができるようになっている。この受信ユニットは更に、外部データ、操作パラメータ、及び/又はオペレータにより供給され、若しくはコード化された他のコマンド又は制御信号を受理するようアレンジされていてもよい。
【０３０５】
信号分析器１６０は更に、サンプリングユニット、閾値ユニット、比較ユニット、選択ユニットなどの他の機能ユニットを有していてもよい。サンプリングユニットは受信ユニットからの前記入力又は出力信号、又はデータを受理し、所定周波数の信号をアナログ及び/又はデジタルモードで採取するようになっている。閾値ユニットはサンプリングユニットと操作自在に接続され、閾値又はカットオフ振幅(又は範囲)を判定するものであり、この判定したものは後続の機能ユニット、例えば、比較ユニット、選択ユニットなどにより使用される。閾値振幅又は範囲は予め選択することができ、閾値ユニットにてコード化される。この閾値振幅(又は範囲)はオペレータにより手動で閾値ユニットに供給される。若しくは、この閾値振幅(又は範囲)は第１の出力信号自体から計算することもできる。例えば、閾値ユニットは、第１の標的区域で測定された第１の出力信号の局所的最大又は最小振幅の１つ又はそれ以上を識別し、この第１の出力信号の少なくとも１つ又は全部の平均振幅を計算し、媒体についての多重標的区域内で測定される多重出力信号からグローバル最大又は最小振幅を判定する。この振幅を参照振幅として指定した後、閾値ユニットが閾値振幅を計算する。これは例えば、参照振幅に一般に１．０未満である所定の因数を掛けることにより、又はこの参照振幅に対し他の所定の因数を加えたり引いたりすることにより、又は上記最大又は最小振幅を代入することにより閾値振幅を生じさせる関数を用いることにより求めることができる。閾値ユニットは若しくは所定の閾値域でコード化されたもの、所定の閾値域を含むもの、オペレータから所定の閾値域を受理するもの、上記最大又は最小振幅に基づいて閾値域を計算するものであってもよい。比較ユニットは一般に閾値ユニットと連通し、そこから閾値振幅又は閾値域を受理し、それを第１の出力信号の振幅と比較する。選択ユニットは比較ユニットからの結果を受理し、同一又は実質的に同様の振幅を有する第１の出力信号の多重点又は部分を選択する。より具体的に述べると、閾値ユニットが閾値振幅を与えるようアレンジされている場合に、選択ユニットは閾値振幅より大きい(又は小さい)振幅を有する第１の出力信号の点又は部分を選択する。しかし、、閾値ユニットが閾値域を与えるような場合には、選択ユニットは閾値域に入る(又はは入らない)第１の出力信号の多重点又は部分を選択する。
【０３０６】
［信号処理機］
信号処理機１７０は信号分析器１６０と操作自在に接続され、第１の出力信号自体から得られた第１のベースラインにより第１の出力信号を“自己校正”するようアレンジされている。信号分析器１６０と同様に、この信号処理機１７０は平均化ユニット及び校正ユニットのような機能ユニットを備えている。平均化ユニットは選択ユニットにより選択された第１の出力信号の点又は部分の同様の振幅を平均化し、その平均値を第１の出力信号のベースラインとして指定する。例えば、平均化ユニットは上記の点又は部分の同様の振幅の算術平均、幾何平均、加重平均又は集合平均を行う。第１の出力信号から第１のベースラインが得られると、校正ユニットは、この第１のベースラインにより第１の出力信号を正規化又は非寸法化(non−dimensionalize)し、自己校正第１出力信号を提供する。この自己校正第１出力信号は例えば、その振幅の第１のベースラインに対する比(すなわち、第１の出力信号の、光密度信号を得るための第１のベースラインに対する比)又はその振幅の差の第１のベースラインに対する比である。
【０３０７】
［画像処理装置］
画像処理装置１８０は信号処理機１７０と操作自在に接続され、自己校正された第１の出力信号に基づいて発色団(又はその特性)の画像を構築するようアレンジされている。典型的な画像処理装置１８０は、アルゴリズムユニットと、画像構築ユニットとを備えている。このアルゴリズムユニットは、所定の幾何学的配列に従って配置された波動源１２２及び検波器１２４に適用される１セットの波動方程式を解くための少なくとも１つの解答図式でコード化され、あるいは、それを有している。このアルゴリズムユニットに自己校正された第１の出力信号を、他の必要な初期及び/又は境界条件と共に、このアルゴリズムユニットに供給することにより、アルゴリズムユニットは上記波動方程式を解き、酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度、酸素飽和度、血液量、他の広範な発色団の特性の少なくとも１つを表す１セットの解答を提供する。画像構築ユニットはついで、この１セットの解答を受理し、上述の発色団の特性の空間的分布を表す画像を構築する。所望に応じて、画像構築ユニットは、第１の出力信号の分布パターン、自己校正された第１の出力信号自体の分布パターンなどに関する画像を構築するようにアレンジされていてもよい。
【０３０８】
［自己校正システムの利点］
本発明の上記光学的画像化システム及び方法は従来の光学的画像化装置を超えた幾つかの利点を有する。従来の装置の最も深刻な問題の１つは、その光学プローブ又はセンサーが、その出力信号のベースラインの演繹的推定を必要とするという事実である。例えば、光学プローブ又はセンサーが参照媒体(例えば、ファントム)内、又は被検体の参照領域内に配置され、出力信号が検波器により発信され、ベースラインが参照媒体又は領域の光学特性に基づいて推定されるようになっている。光学プローブ又はセンサーはついで取り除かれ、走査されるべき被検体の標的区域上に配置される。周知のように、このような校正方法は、標的区域と参照媒体又は領域との間の光学特性の内在的相違のため、得られる信号誤差の主な原因となるということである。更に、光学プローブ又はセンサーを参照領域から標的区域へ移し変えるということは、センサーと、標的区域との間のみならずセンサーと、参照媒体(又は領域)との間の首尾一貫しない光結合がもたらされ、それによりノイズが増大することになる。これに対し、本発明の光学的画像化システムでは、光学プローブ又はセンサーを第１の標的区域から移動及び/又は再配置させることなく、同一の標的区域から第１の出力信号及びその第１のベースラインを得ることがオペレータにとって可能になる。上記光学的画像化システムが、同一の光結合(自己校正と呼ぶ)の下で、同一の媒体の同一の標的区域からベースラインを得るものであるから、本発明の光学的画像化システムでは上述のような参照測定を必要としない。したがって、首尾一貫しない光結合に伴う誤差を回避することができる。更に、上記光学的画像化システムが、同一の標的区域から第１の出力信号及びその第１のベースラインを推定できるから、この光学的画像化システムは、より正確で、信頼性の高い結果を提供することができる。更に、このようなベースラインを推定するためのデータ処理アルゴリズムが簡単なため、この光学的画像化システムは実質的に実時間ベースで発色団の特性の画像の構築が可能になる。
【０３０９】
［具体例の変形例］
上記光学的画像化システム及びその方法は、本発明の範囲から逸脱することなく、種々の点で変形することが可能である。
第１に、波動源及び検波器の数、並びにその間の配列は、ここに記載した本発明の実現において臨界的なものではないことを理解されたい。したがって、事実上、任意の数の波動源及び検波器を、この光学的画像化システムの光学プローブ又は可動部材に、任意の幾何学的配列で組み入れることができる。例えば、可動部材は、電磁波の多重セットを照射し得る単一の波動源を備えたものであってもよい。本発明の自己校正機構を、波動源及び検波器の各対により形成された各走査エレメントに対し適用することができる。この場合、波動源及び検波器の各対は、異なる波動特性を有する電磁波の多重セット、同一又は異なる信号波で異なる又は同一のキャリア波に重ねたものなどを照射するものでもよい。波動源も電磁波を連続的に、周期的に、又は間欠的に照射するようにアレンジすることができる。
【０３１０】
上述の係属中の‘972出願に記載されているように、波動源及び検波器は、信号ベースライン並びに発色団の特性の推定絶対値の正確性、信頼性及び/又は再現性を向上し得ると予想される少数半経験的基準に従って構築されることが好ましい。この典型的設計上の基準は：（１）各走査ユニットは好ましくは、少なくとも２つの波動源と、少なくとも２つの検波器とを具備すること;及び（２）波動源と、検波器との間の距離が検波器の限界感度範囲(殆んどのヒト及び動物の組織の場合、数センチないし10ｃｍ、特に、約５ｃｍである)を超えないことである。更に、波動源及び検波器は、好ましくは、走査ユニットがその全域に亘って連続的走査領域を形成するように配列するようにし、それにより走査ユニットの１回の測定により全走査領域がカバーされる出力信号を発生するようにする。この目的のため、波動源及び検波器は、それらの限界距離を超えることのない間隔で離間されることが好ましい。波動源と検波器との間の最適間隔の選択は、当業者にとって任意に選択し得るものであり、幾つかの要因により決定される。例えば、限定的ではないが、生理学的媒体の光学特性（例えば、吸光係数、散乱係数など）、波動源の照射能力、検波器の検出感度、走査エレメント及び走査ユニットの形状、光学プローブにおける波動源及び/又は検波器の個数、これらの間の幾何学的配置、各走査エレメント及び各走査ユニットにおける波動源及び検波器のグループ化などの要因が挙げられる。
【０３１１】
［フィルターの使用］
光学的画像化システムは、出力信号並びにベースライン及び自己校正出力信号を含む後の信号の信号対ノイズ比を改善するために、フィルターを備えてもよい。従って、フィルターユニットは出力信号が信号分析器及び信号処理装置により処理される前に、出力信号を取り扱うようにアレンジされることが好ましい。単一の出力信号が各標的区域(又は媒体)について得られるとき、フィルターユニットは、出力信号から高周波ノイズを除去することができる低域濾波器を備えることが好ましい。しかし、光学プローブが単一の標的区域から多重出力信号を発生するようにアレンジされている場合は、種々の平均化法を介して信号対ノイズひを改善することができる。これは例えば、その多重出力信号を算数平均又は幾何平均することにより行うことができる。更に、フィルターユニットは上記出力信号を加重平均又は集合平均するものでもよい。このような濾波操作はアナログ及び/又はデジタルモードで行うことができる。
【０３１２】
［スプラインユニットの使用］
光学的画像化システムは出力信号の隣接部分又はデータ点の振幅の急激な変化又はジャンプをなだらかするためのスプラインユニットを有するものであってもよい。従って、スプラインユニットは補間アルゴリズム又は等価回路又はソフトウエアを含むものであってもよい。
【０３１３】
［信号分析器/信号処理装置配列］
本発明に係わる上記の信号分析器及び信号処理装置は実質的に実時間ベースで操作されるようアレンジされていることが好ましい。例えば、一旦、光学プローブが第１の標的区域に配置され、検波器が第１の出力信号を発信したとき、信号分析器は同様の振幅を有する第１の出力信号の部分を識別し、信号処理装置は光学プローブが隣接する標的区域へ再配置される前に、自己校正された第１の出力信号を提供する。なお、この信号処理装置は光学プローブが他の標的区域へ再配置される前に、必要な画像を提供するようにアレンジされていてもよい。従って、本発明の光学的画像化システムは、発色団の特性の二次元及び/又は三次元分布の画像を実質的に実時間ベースで発生させることができる。
【０３１４】
本発明の信号分析器は更に、上述のものとは異なる種々のアルゴリズムを用いて出力信号の異なる点又は部分を識別するようにアレンジしてもよい。例えば、出力信号の振幅のみに焦点を当てる代わりに、出力信号の他の特性を計算し、評価するものでもよい。この場合の他の特性としては、出力信号の曲率であって、その第１の導関数（derivative）の値により示されるもの(又は傾斜)、又は出力信号の凹凸性であって、その第２導関数のちにより評価されるもの、又は局所最大又は最小の数及び位置などを挙げることができる。例えば、出力信号が僅かな増大又は減少を示したとき、その撓み点の同定はこの出力信号の第１及び/又は第２導関数値を分析することにより容易になる。更に、このような二次パラメータを出力信号の振幅と共に考慮することにより、異なる部分又はセグメントを出力信号に沿って同定することができ、ここで、各部分又はセグメントは異なるプロフィール(例えば、平坦、傾斜、凸部、凹部)を表す。
【０３１５】
一般に、実質的に平坦なプロフィールを有するとともに、同様の振幅を有する出力信号の部分は、出力信号のそのような部分を表す標的区域の領域が正常細胞及び組織のような均質の物質から殆ど構成されていることを示唆するものである。反対に、曲がったプロフィールを有し、振幅が変化する出力信号の部分は、そのような部分に相当する標的区域の領域が、正常組織又は細胞のような媒体の背景のものと異なる光学特性を有することを示唆するものである。従って、このような領域はどちらかと言えば異常細胞を含むことを意味する。しかし、これらが単に正常な接合構造又は神経血管組織を反映している可能性もある。この正常領域と異常領域との間の境界の識別は出力信号の第１及び/又は第２導関数を分析することにより容易になるであろう。
【０３１６】
本発明の光学的画像化システムの信号分析器は出力信号の平坦部(又は直線部)を、或いは逆に出力信号の残りの部分、すなわち平坦でなく、湾曲した部分を同定するようにアレンジされる。上述のように、信号分析器は出力信号の各点の振幅を閾値振幅又は閾値域と比較するものである。若しくは、信号分析器は出力信号を複数の短いセグメントに分割し、個々のセグメントについて平均振幅を判定し、この平均値を閾値振幅又は閾値域(これらは局所的又はグローバル最大又は最小振幅であり得る)と比較するものであってもよい。しかし、この閾値の性質の如何を問わず、この出力信号は平坦部分でも、平坦でない部分でもその振幅が変化することがある。従って、信号分析器が２次的カットオフ振幅又は偏差のカットオフ域を有し、それにより、このカットオフ閾値を満足しない出力信号の点が平坦部分又は非平坦部分に含まれないようにしてもよい。
【０３１７】
［ベースライン分析］
媒体の特定の標的区域から得た出力信号のベースラインの正確性を確かにするため、隣接の標的区域から他のベースラインを得て、これを特定の標的区域からのベースラインと比較してもよい。本発明の自己校正光学的画像化システムはこの目的を果たすもので、これは、異なる標的区域から得た複数のベースラインが媒体全体を通して実質的に同一でない場合に複合ベースラインを判定するようにしたアルゴリズム及び方法を提供することによりなされる。
【０３１８】
図４５Ａないし４５Ｃは、本発明に従って検波器により発生させた出力信号の更なる例を示している。ここで、各図は、第１、第２、第３の標的区域から得た出力信号を表し、ここでは各標的区域が多重走査エレメント及び走査ユニットによりカバーされるようになっている。図示のように、図４５Ａ及び４５Ｃの出力信号は異なる振幅を有するが、第１及び第３標的区域では夫々平坦なプロフィールを有している。これに対し、図４５Ｂの出力信号は第２標的区域では軸方向に沿って減少している。図４５Ａの出力信号の振幅が図４５Ｃのものと実質的に異なるものでないとき、又はその間の差が所定の許容範囲内のものであるときは、図４５Ａないし４５Ｃの出力信号のデータ点を平均化し媒体のベースラインとすることができる。しかし、その差が無視できないものであるときは、図４５Ａ及び４５Ｃは、第１及び第３の標的区域の１つが主として正常な組織又は細胞からなるものと思われ、そこからの出力信号が媒体の背景出力信号を表し、これに対し、２つの標的区域の他のものは異常の組織又は細胞からなるものと思われ、従って、そこからの出力信号は、異常細胞、組織又は第１及び第３の標的区域全体を覆うような大きなサイズの塊の存在のため、上方又は下方に傾斜したり、歪んだりしていることを明示するものである。信号分析器にオペレータから閾値振幅又は閾値域が供給された場合、この信号分析器は標的区域のデータ点を比較し、ベースラインを推定するために使用される出力信号の選択点を特定する。しかし、この信号分析器が出力信号自体から適応させて選択点を同定する場合(例えば、局所的又はグローバル最大又は最小を識別し、それにより閾値振幅又は閾値域を計算して)、信号分析器は媒体のベースラインを計算するため、どのデータ点を採用するかを見分けなければならない。１例として、ベースラインを隣接する標的区域から得て、それを図４５Ａ及び４５Ｃからのベースラインと比較するようにする。より高い(又はより低い)振幅の領域が１つの部位に限られ、より低い(又はより高い)振幅の領域がその部位の周りにあるような場合は、より低い(又はより高い)振幅の領域が背景正常組織又は細胞である可能性が大きく、より高い(又はより低い)振幅の領域が異常細胞、組織又は塊を含んでいる可能性が大きい。その他、信号分析器は異なる振幅値をオペレータに提供し、オペレータが手動で正常及び/又は異常領域を選択すること可能にする。
【０３１９】
場合によっては、複数の異なる標的区域から得られた出力信号が、同様であるが同一のベースラインを生じ得ないかも知れない。従って、信号分析器を、多重ベースラインから複合又は平均ベースラインを得て、その複合ベースラインを利用して媒体の全標的区域から得た出力信号を正規化するようにアレンジしてもよい。上述のように、多重ベースラインを算術平均、幾何平均、加重平均又は集合平均してもよい。その他、オペレータが単一のベースラインを選択し、それを複合ベースラインとして指定するように信号分析器を構成してもよい。その他、各出力信号(又は、そのグループ)を、そこから計算されたベースラインにより正規化してもよい。信号処理装置が自己校正信号を発生し、画像処理装置が多重局所画像(例えば、各走査領域又は標的区域当り１つ)を構築する場合、複合画像を、各標的区域(又はそのグループ)で使用された個々のベースラインに基づいて多重局所画像から作ることができる。この態様は、生理学的媒体が異なる光学特性を有する種々の解剖構造を含む場合に特に有利である。例えば、自己校正光学的画像化システムにより、脳を走査し、潜在的又は実際の脳卒中症状を検出することができる。脳の組織及びそれを囲む頭蓋骨は通常、少なくとも僅かに異なる光学特性を示し、頭蓋骨の厚みも脳の部位により異なる。複合ベースラインが多重ベースラインから計算され、脳の異なる部位から測定された出力信号を正規化するのに使用される場合、全ての画像画素は同一の程度の正規化を有するもの、つまり、同一の輝度スケール及び/又は色スケールを媒体全体に亘って有するものとなる。均一な背景レベルを有するこのような画像は、医師が比較診断を行うことを助けるが、軽い脳卒中症状を探り当てることはできないものと思われる。なぜならば、このものは、より高い振幅のベースラインにより正規化された１つの標的区域の中に隠されているからである。反対に、画像が個々のベースラインに基づく自己校正出力信号から構築されたものである場合、各標的区域はそれ自身の輝度スケール/又は色スケールを有するものとなる。従って、上記の軽い脳卒中症状が画像中に必ずしも失われていないとしても、医師は各画像を別々に分析しなければならないものと思われる。このような不都合を回避するための１つの方法は、各標的区域に含まれる背景解剖構造と異常組織とのコントラストを人為的に高めることである。例えば、潜在的異常が同定されたとき、画像化部材により境界ラインを識別し、この境界ライン及び/又は異常部位に相当する信号を増幅させ、この増幅された信号が、複合ベースラインに基づく画像のカラースケール又は輝度スケールにより隠されないようにする。特別のマーカー又はカラーをこの高揚させた画像に付加して医師に対し警告を発するようにしてもよい。
【０３２０】
なお、本発明にかかわる光学的画像化システムの上記配列は、本発明の範囲から逸脱することなく変形し得ることを理解されたい。例えば、信号分析器、信号処理装置、画像処理装置などの上記機能ユニットは更に変化させるたり、組み合わせたり、光学的画像化システムの他の部位に一体化させたりすることができる。このような機能ユニットは更に、相互に異なる形で操作自在に接合させることもできる。同様に、信号分析器の受信ユニット及びサンプリングユニットを一緒にしてもよい。画像処理装置も信号分析器の上記ユニットと操作自在に連結させてもよい。
【０３２１】
［自己校正システムの用途］
本発明の上記自己校正光学的画像化システム及び方法は媒体の標的区域中の血液又は流体容積の時間的変化を提供するのに使用することができる。継続中の米国特許出願，“Optical Imaging System with Movable Scanning Unit”に記載されているように、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度は上記の‘９７２出願で開示されているアルゴリズムの１つに従って計算することができる。一旦、この濃度が得られたときは、その合計(ヘモグロビン濃度の合計)も得ることができる。標的区域に或る時間、位置させた検波器からの出力信号を得ることにより、総ヘモグロビン濃度の変化が得られる。標的区域を流通する血液のヘマトクリット（すなわち、血液中の赤血球の容量パーセント）が或る時間、一定レベルに保たれると仮定することにより、標的区域のヘマトクリットの時間的変化との関連で、標的区域における血液量の時間的変化を直接、計算することができる。この場合、光学的画像化システムは出力信号のベースラインを計算し、上述のように、自己校正出力信号を提供することができる。その他、光学的画像化システムは更に、或る時間に亘って同一の標的区域から多重ベースラインを計算し、時間平均複合ベースラインを得、そして時間補償自己校正出力信号を提供することができる。
【０３２２】
本発明の上記説明は主として、発色団の特性の空間的分布の画像を得るための光学的画像化システムの自己校正に向けられたが、本発明は、その時間的分布の画像発生のための光学的画像化システムにも適用することができる。例えば、光学プローブを特定の標的区域が或る時間に亘って走査されるように配列させることができる。この標的区域において異なる時間間隔で検出された出力信号の違いを得ることにより、信号分析器及び信号処理装置はベースラインを確定し、時間についての自己校正された第１の出力信号を提供することができる。画像処理装置はついで、標的区域における発色団の特性の時間的変化を表す画像のフレームを構築することができる。その他、子の光学的画像化システムは、先のパラグラフで説明したように、時間平均ベースライン及び時間補償自己校正出力信号を提供することができる。なお、発色団の特性の時間的変化は、通常、相対値に関係し、従って、祖の絶対値を直接提供することはない。しかし、この発色団の特性の絶対値が任意の参照時間フレームで一旦判定されたならば、その絶対値を前方向又は後方向に連続的に計算することにより、この特性の前後の変化をその絶対値に容易に変換させることができる。
【０３２３】
本発明の自己校正配列及び方法は、生理学的媒体中の発色団の特性の三次元分布の画像を得るための光学的画像化システムに利用することができる。上述のように、波動源により照射された電磁波は、標的区域及び媒体の所定の深さ又は厚みにより画成される標的容積を通過する。従って、検波器はこの媒体の特定の標的層の光学的情報をそれぞれ担持した多重出力信号を発生させることができる。このような出力信号が一旦、得られると、前記のアルゴリズムによりベースラインを推定することができる。例えば、単一のベースラインを標的容積全体に対して指定することができる。その他、多重ベースラインを標的容積の各深さ又は各層で好ましく画成することができる。多重ベースラインが使用される場合、これらのベースラインが互いに平均化又は正規化され、従って、三次元画像が均一なグレースケール又はカラーグレードで構築されることになる。
【０３２４】
波動方程式の解答を得るために、任意の分析図式又は数値図式を用いることができるが、本発明の具体的アルゴリズムは上記の米国特許出願’９７２に開示されている解答図式を組入れることが好ましい。例えば、脱酸素化ヘモグロビン濃度の絶対値[Hb]、酸素化ヘモグロビン濃度の絶対値[HbO]、及び酸素飽和度ＳＯ２を上記の米国特許出願’９７２の方程式（８ａ）ないし（８ｄ）及び（９ｂ）に従ってそれぞれ得ることができる。その他、アルゴリズムユニットは、上記の‘９７２出願で開示されている多元決定反復法を利用することができる。この場合、絶対値[Hb]、 [HbO]及びＳＯ２がそれぞれ上記の米国特許出願’９７２に開示されている式(１７a)ないし(１７c)により決定することができる。その他、発色団の特性の変化を媒体の標的区域の光学的特性の変化を推定することにより判定することもできる。例えば、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度の変化を、2つの異なる波長を有する電磁波により測定されるその吸光係数の差異から計算することもできる。例示の数値的図式において、光子拡散方程式を、文献、Keijerら、”Optical Diffusion in Layered Media”, Applied Optics, vol.27, p.1820-1824及びHaskellら、”Boundary Conditions for Diffusion Equation in Radiative Transfer”, Journal of Optical Society of America, A, vol.11, p.2727-2741,1994に記載されている拡散近似法を適用して変形し、解くことができる。上記図式の詳細については、上記の米国特許出願‘９７２に開示されている。これらの各図式において、出力信号は上記の方法により得られたベースラインにより校正することができる。
【０３２５】
本発明の光学的画像化システムの光学プローブの波動源及び検波器は上記の米国特許出願’９７２に開示されている具体例を満足するようアレンジすることができる。すなわち、波動源及び検波器は実質的に同一の近距離及び遠距離を有するようにアレンジすることができる。例えば、図４２Ａ及び４２Ｂの走査ユニット１２５ａ及び１２５ｂにおいて、第1の波動源と第１の検波器との間の第1の近距離が、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と実質的に同一である。更に、第1の波動源と第２の検波器との間の第1の遠距離が、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と実質的に同一である。この対称的配置の主な利点は、波動源により照射された電磁波が媒体の標的区域の全体領域及び体積に亘って実質的に均一に伝達され、吸収され、及び/又は散乱されるという事実である。従って、このような走査ユニットは標的区域を均一にカバーすることができ、従って、検波器から発信される出力信号の正確性及び信頼性を改善させ(例えば、信号対ノイズ比の改善)。
【０３２６】
本発明の自己校正光学的画像化システム、光学プローブ及び方法は、非侵襲的診断及び侵襲的診断の双方において使用することができる。例えば、この自己校正光学プローブを被検体の外表面の標的区域に非侵襲的に配置することができる。若しくは、極小化自己校正光学プローブをカテーテルの先端に施し、それを被検体の内部標的区域に侵襲的に配置することができる。光学的画像化システム及び光学プローブは、発色団の広範な特性、濃度の合計又は差異及び/又はその割合を判定するのに使用するすることができる。上記の光学的画像化システム及びプローブは更に、広範な発色団の特性の計算に利用することができる。例えば、体積、質量、重量、体積流量、質量流量などの判定に使用することができる。上述のように、この発色団は種々の物質を含むことができる。例えば、媒体の溶媒、媒体中に溶解する溶質、及び/又は媒体に含まれる他の物質などであり、これらは夫々媒体を通過する電磁波と相互作用するものである。発色団の例としては、限定を意図するものではないが、シトクロム、ホルモン、酵素、神経伝達物質、薬品伝達物質、たんぱく質、コレステロール、アポたんぱく質、脂質、炭水化物、シトソーム、血球、シトソル、酸素化ヘモグロビン、脱酸素化ヘモグロビン、水などを挙げることができる。発色団の特性の具体例としては、限定を意図するものではないが、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度、酸素飽和度、血液量などを挙げることができる。
【０３２７】
Ｅ．実施例：
なお、上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、異なる発色団又はその特性の分布画像を提供するために容易に調整することができることに留意すべきである。異なる発色団は一般に異なる波長の電磁波に応答するから、この光学的画像化システム及び光学プローブの波動源を操作し、所定の発色団と相互作用し得る電磁波を照射させるようにする。例えば、波長が600nmないし1,000nmの間、例えば690nmないし830nmの間の近赤外線はヘモグロビン及びその特性の分布パターンを測定するのに適している。しかし、波長が800nmないし1,000nmの間、例えば900nmの近赤外線は媒体中の水分の分布パターンを測定するのに使用できる。特定の発色団を検出するための最適の波長の選択は一般に、発色団の光吸収及び/又は散乱特性、並びに波動源及び/又は検波器の操作特性などに依存するものである。
【０３２８】
本発明の上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、ヒトの胸部、脳、その他、上記光学的画像化法、例えば拡散光学的断層撮影法を適用し得るヒトの部位における腫瘍、病状の検出に対し臨床的に適用することができる。上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、更に、移植器官、手足、及び/又は自家移植又は同種移植された部位及び組織を流通する血液流の検査にも適用することができる。更に、上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、例えば、超音波検査図、Ｘ線、ＦＥＧ、レーザー音響診断法などに置き換わるようアレンジすることもできる。更に、上記の光学的画像化システム及びそのための方法は、複雑フォトン拡散現象及び/又は非平坦外表面を伴った種々の生理学的媒体に対して適用し得るよう変更することができる。なお、上記の光学的画像化システム、そのプローブ及び方法は、波動源及び検波器がむしろ静止的にプローブに配置されている従来の光学的画像化システムに対しても適用することができる。
【０３２９】
本発明の上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法は、本願と同一出願人による継続中の米国特許出願でシリアル番号（ｎ/a），“Optical Imaging System with Movable Scanning Unit”;同じく継続中の他の米国特許出願でシリアル番号（n/a），“Optical Imaging System for Direct Image Construction” ;同じく継続中の他の米国特許出願でシリアル番号（n/a），“Optical Imaging System with Symmetric Optical Probe”（全て、2001年2月６日出願）に記載の他の発明及び実施例に組み込むことができること、或いはそれらに適用し得るものであることを理解されたい。なお、これらの全ての出願の内容全体が参照として本明細書に加入されるものとする。
【０３３０】
以下の実施例は、本発明の上記の光学的画像化システム、光学プローブ及びそのための方法を例を説明するものである。これらの結果は、この例示の光学的画像化システムが、ヒトの胸部組織の標的区域における血液量及び酸素飽和度の二次元分布画像を信頼性よく、かつ正確に提供し得ることを示している。
【０３３１】
具体例の光学的画像化システム５００が女性の胸部組織の標的区域における血液量及び酸素飽和度の二次元分布画像を得るために構築された。図６１は本発明の基本的光学的画像化システムを模式的に示すものである。
この光学的画像化システム５００は、典型例として、ハンドル５０１と、メインハウジング５０５とを具備している。ハンドル５０１はポリ塩化ビニル(PVC)及びアクリル材料から作られており、２つの制御スイッチ５０３a、５０３bを備え、このシステム５００の種々の構成部材の動作を制御するようにしている。メインハウジング５０５は、更に本体５１０、可動部材５２０、アクチュエータ部材５３０、画像化部材(図示しない)、１対のガイドトラック５６０を具備している。
【０３３２】
本体５１０は実質的に四角形のブロック状(３．０７５ｘ２．８ｘ２．６３(インチ))に形成され、その側面に沿ってバリアが設けられている。本体５１０は更に、四角形の可動部材５２０(１．５ｘ２．８ｘ１．０５３(インチ))と移動自在に接合されている。この可動部材５２０はガイドトラック５６０により定められた経路に沿い、かつ、本体５１０の１側と平行に直線状に並進し得るようになっている。
【０３３３】
可動部材１２０は、図３（ｃ）のものと同様の波動源−検波器配置を有する構成されている。例えば、可動部材５２０は２つの波動源５２２(Ｓ1及びＳ2)を有し、夫々異なる波長の電磁波を照射し得るものとなっている。より具体的には、波動源５２２は２つのレーザーダイオード(HL8325G及びHL6738MG;ThorLabs, Inc., Newton, NJ)を有し、それぞれのレーザーダイオードが波長６９０nm及び８３０nmの電磁波を照射し得るようになっている。可動部材５２０は更に、４つの検波器５２４、すなわちフォトダイオード、Ｄ1、Ｄ２、Ｄ３、Ｄ4（OPT202, Burr-Brown, Tucson, AZ）を有し、これらは波動源５２２の間に実質的に直線状に配置されている。波動源５２２及び可動部材５２０は互いに等間隔で直線的に離間していて、この波動源５２２及び可動部材５２０によって画成される走査ユニット(すなわち、Ｓ1、Ｄ１、Ｄ４、Ｓ２からなる第1の走査ユニット及びＳ1、Ｄ２、Ｄ３、Ｓ２からなる第２の走査ユニット)が上記の近距離−遠距離の要件、つまり、係属中の上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たすようにしている。
【０３３４】
アクチュエータ部材５３０は、高解像度直線動作型ステッパーモータ(モデル26000、Haydon Switch and Instrument, Inc., Waterbury, CT)、とモータコントローラ(Spectrum PN 42103, Haydon Switch and Instrument, Inc.)とを具備している。アクチュエータ部材５３０は本体５１０上に装着され、可動部材５２０と移動自在に係合し、可動部材５２０をガイドトラック５６０に沿って直線的に並進させるようになっている。ガイドトラック５６０は直線路に沿って固定され、かつ、メインハウジング５０５に固着されている。個々では、一対のプレシションガイド(モデル6725Ｋ１１，McMaster-Carr Supply, Santa Fe Spring, CA)がガイドトラック５６０として使用されている。
【０３３５】
画像化部材には内側ハンドル５０１及びデータ取得カード(DAQCARD 1200, National Instruments, Austin, TX)が設けられている。メインハウジング５０５はアクリル材料からなり、前面が開口するようになっている。このメインハウジング５０５の前面５０６にはＰｅｒｓｐｅｘ非輝度アクリルシートが設けられていて、波動源５２２及び検波器５２４を機械的損傷から保護するための保護スクリーンとして使用されている。
【０３３６】
操作に際し、可動部材５２０がそのスタート位置(すなわち、本体５１０の最左端)に配置された。オペレータがシステム５００の主電源をオンにし、走査システムソフトウエアを作動させて波動源５２２及び検波器５２４を同調させた。ヒト被検体の胸部を準備させ、光学的画像化システム５００の本体５１０をその胸部へ配置させ、可動部材５２０のセンサー５２２，５２４が胸部の第１の標的区域内に置かれ、その間に適当な光結合が形成されるようにした。この第１の標的区域が、ハンドル５０１の１つのコントロールスイッチ５０３aを入れることにより走査された。波動源５２２は所定の波長を有する電磁波をこの第１の標的区域に向けて照射し、検波器５２４はこの第１の標的区域からのこの電磁波を検出し、それにより走査が開始された。アクチュエータ部材５３０は可動部材５２０をガイドトラック５６０に沿う本体５１０の１側に沿って徐々に並進させた。
【０３３７】
波動源５２２は所定のシーケンスでそのレーザーダイオードを発光させるよう同期させた。例えば、その第１のレーザーダイオードＳ1を波長が６９０ｎｍの電磁波を照射するようにアレンジし、検波器５２４はその電磁波を検出し、それに応答して第１のセットの出力信号を発生させた。この第１の照射及び検出期間の間、すんわち、一般に約１ミリ秒の間(デューティサイクル（duty cycle）は１：１０ないし１：１，０００)、他の全てのレーザーダイオードはオフにして干渉ノイズを抑制するようにした。この照射及び検出の終了後、この波動源の第１のレーザーダイオードＳ1をオフにし、波動源の第１のレーザーダイオードＳ２をオンにし、波長６９０ｎｍの電磁波を照射させた。検波器５２４はその電磁波を検出し、それに応答して第２のセットの出力信号を発生させた。他のレーザーダイオードは同じく、この第２の照射及び検出期間の間、オフ状態を維持させた。同様のプロセスが波動源の第２のレーザーダイオードＳ１、更に波動源の第２のレーザーダイオードＳ２まで繰り返された。この場合、双方の第２のレーザーダイオードは波長８３０ｎｍの電磁波を逐次照射するようアレンジされていた。
【０３３８】
画像化部材を更に波動源５２２及び検波器５２４と同期させ、出力信号の上記セットを所定のサンプリング速度でサンプリングした。特に、波動源Ｓ1、Ｓ２と、検波器Ｄ１、Ｄ４とからなる第1の走査ユニット及び波動源Ｓ1、Ｓ２と、検波器Ｄ２、Ｄ３とからなる第２の走査ユニットを画定することによって上記出力信号が処理されるよう画像化部材をアレンジした。この第１及び第２の走査ユニットは上記の‘972出願に記載されている対称要件を満たす波動源−検波器配置を有するものであった。従って、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度が、式(１ａ)ないし(１ｄ)により得られ、酸素飽和度ＳＯ２が式(１e)により得られた。更に、血液量の相対値(すなわち、その経時変化)が上述のように標的区域中のヘマトクリットの変化を評価することにより計算された。
【０３３９】
アクチュエータ部材５３０も上記の照射‐検出プロセスと同期させ、波動源５２２及び検波器５２４が全標的区域を、又は標的区域の第１の領域全体をできるようにし(すなわち、電磁波を照射し、それを検出し、出力信号を発生させること)、その後、これらセンサーをアクチュエータ部材５３０を介して標的区域の次の隣接する領域に移動させた。なお、アクチュエータ部材５３０により可動部材５２０を所定の経路に沿って並進させ、可動部材５２０が標的区域の連続する領域を順次走査するようにした。この可動部材５２０の後方への直線的移動の間においても同様に、標的区域の同一又は異なる領域での上記の照射‐検出プロセスが繰り返されるようにした。の可動部材５２０の直線状往復動を終了した後、走査プロセスを終了させ、オペレータは他の制御スイッチ５０３bを押し、信号を画像化部材へ送り、それにより画像構築プロセスが開始され、標的区域における酸素飽和度の空間的分布並びにその中の血液量の経時変化の二次元画像が与えられた。
【０３４０】
図４７Ａ及び図４７Ｂは正常及び異常胸部組織における血液量変化の二次元画像を示すもので、いずれも、図４６の光学的画像化システムにより測定されたものである。図４８Ａ及び図４８Ｂは正常及び異常胸部組織における酸素飽和度の二次元画像を示すもので、いずれも、図４６の本発明の光学的画像化システムにより測定されたものである。これら図から明らかなように、この光学的画像化システムにより、正常組織が最大の血液量の部位においてより高い酸素飽和度(例えば、７０％を超えて)を示すことがわかった。しかし、異常組織の対応する部位では、そのより高い酸素飽和度は６０％と低かった。
【０３４１】
発明の詳細な説明との関連で種々の実施例を説明したが、これらは、単に説明のためであり、請求項に記載した本発明の範囲を制限するものでないことに留意すべきである。他の関連する具体例、形態、利点及び/又は変更は以下の請求の範囲に包含されるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の光学的画像化システムの模式図。
【図２】 図２Aは、本発明の多重走査ユニットを画成する光学的画像化システムの光学プローブの模式図、図２Bは、図２Ａのものとは逆の波動源−検波器配置を有する本発明の多重走査ユニットを画成する光学的画像化システムの光学プローブの模式図。
【図３】 図３Ａは、同一の近距離及び遠距離を有する２つの波動源と２つの検波器を有する本発明のサンプル光学システムの模式図、図３Ｂは、近距離及び遠距離を有する２つの波動源と２つの検波器を有する本発明の他のサンプル光学システムの模式図、図３Ｃは、２つの波動源と４つの検波器を有する本発明の更に他のサンプル光学システムの模式図。
【図４】 本発明の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図５】 本発明の他の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図６】 図６Ａは、本発明の線状走査ユニットの模式図、図６Ｂは、図６Ａのものとは逆の波動源−検波器配置を有する本発明の他の線状走査ユニットの模式図、図６Ｃは、本発明の正方形走査ユニットの模式図、図６Ｄは、図６Ｃのものとは逆の波動源−検波器配置を有する本発明の他の正方形走査ユニットの模式図、図６Ｅは、本発明の長方形走査ユニットの模式図、図６Ｆは、本発明の台形走査ユニットの模式図、図６Ｇは、図６Ｆのものとは逆の波動源−検波器配置を有する本発明の他の台形走査ユニットの模式図、図６Ｈは、反転した波動源−検波器配置を有する本発明の他の台形走査ユニットの模式図。
【図７】 図７Aは、本発明の準線状走査ユニットの模式図、図７Ｂは、本発明の長方形走査ユニットの模式図、図７Ｃは、本発明の平行四辺形走査ユニットの模式図。
【図８】 図８Ａは、本発明に係わる図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第1のセットの模式図、図８Ｂは、本発明に係わるもので、図８Ａの走査ユニットにより発生されたボクセル及びクロス‐ボクセル、並びに結果として得られるボクセル値及びクロス‐ボクセル値の模式図。
【図９】 図９Ａは、本発明に係わる図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第２のセットの模式図、図９Ｂは、本発明に係わるもので、図９Ａの走査ユニットにより発生されたボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図、図９Ｃは、本発明に係わるもので、図９Ｂの得られたボクセル値及びクロス‐ボクセル値の模式図。
【図１０】 図１０Ａは、本発明に係わる図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第３のセットの模式図、図１０Ｂは、本発明に係わるもので、図１０Ａの走査ユニットにより発生されたボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図、図１０Ｃは、本発明に係わるもので、図１０Ｂの得られたボクセル値及びクロス‐ボクセル値の模式図。
【図１１】 図１１Ａは、本発明に係わる図２Ａの光学プローブの走査ユニットの第４のセットの模式図、図１１Ｂは、本発明に係わるもので、図１１Ａの走査ユニットにより発生されたボクセル及びクロス‐ボクセルの模式図、図１１Ｃは、本発明に係わるもので、図１１Ｂの得られたボクセル値及びクロス‐ボクセル値の模式図。
【図１２】 本発明に係わるもので、図8ないし図１１のボクセル及びそれから得られるクロス‐ボクセルの模式図。
【図１３】 図１３Ａは、本発明に係わるもので、対称要件を満足する非対称走査ユニットの模式図、図１３Ｂは、本発明に係わるもので、対称要件を満足する他の非対称走査ユニットの模式図、図１３Ｃは、本発明に係わるもので、対称要件を満足する更に他の非対称走査ユニットの模式図。
【図１４】 図１４Aは、本発明に係わる光学的画像化システムの円形光学プローブの例を示す模式図、図１４Ｂは、本発明に係わる光学的画像化システムの三角形光学プローブの例を示す模式図。
【図１５】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値(すなわち、Ｆ１のＦ２に対する比)を酸素飽和度の関数として示すプロット図。
【図１６】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値を酸素飽和度の関数として示す他のプロット図。
【図１７】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値を酸素飽和度の関数として示す更に他のプロット図。
【図１８】 本発明に係わるもので、異なる背景散乱係数と総ヘモグロビン濃度を有する媒体中の計算された酸素濃度と、真の酸素飽和度との関係を示す更に他のプロット図。
【図１９】 本発明に係わるもので、総ヘモグロビン（ＨｂＴ）濃度と、酸素化ヘモグロビン（ＨｂＯ）濃度と、脱酸素化ヘモグロビン（Ｈｂ）濃度の経時変化を示すプロット図。
【図２０】 本発明に係わるもので、酸素飽和度の経時変化を示すプロット図。
【図２１】 本発明に係わる光学的画像化システムを示す模式図。
【図２２】 図２２Ａ及び図２２Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図２１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量のそれぞれの画像を示す写真図。
【図２３】 図２３Ａ及び図２３Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図２１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【図２４】 図２４Ａは、同一の近距離及び遠距離を有する２つの波動源と２つの検波器を有する本発明のサンプル光学システムの模式図、図２４Ｂは、近距離及び遠距離を有する２つの波動源と２つの検波器を有する本発明の他のサンプル光学システムの模式図、図２４Ｃは、２つの波動源と４つの検波器を有する本発明の他のサンプル光学システムの模式図。
【図２５】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値(すなわち、Ｆ１のＦ２に対する比)を酸素飽和度の関数として示すプロット図。
【図２６】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値を酸素飽和度の関数として示す他のプロット図。
【図２７】 本発明に係わるもので、異なる波長での、Ｇのシミュレート値を酸素飽和度の関数として示す更に他のプロット図。
【図２８】 本発明に係わるもので、異なる背景散乱係数と総ヘモグロビン濃度を有する媒体中の計算された酸素濃度と、真の酸素飽和度との関係を示す更に他のプロット図。
【図２９】 本発明に係わるもので、総ヘモグロビン（ＨｂＴ）濃度と、酸素化ヘモグロビン（ＨｂＯ）濃度と、脱酸素化ヘモグロビン（Ｈｂ）濃度の経時変化を示すプロット図。
【図３０】 本発明に係わるもので、酸素飽和度の経時変化を示すプロット図。
【図３１】 本発明に係わる光学的画像化システムを示す模式図。
【図３２】 図３２Ａ及び図３２Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図３１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量のそれぞれの画像を示す写真図。
【図３３】 図３３Ａ及び図３３Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図３１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【図３４】 本発明に係わるもので、線移動するようアレンジされた走査ユニットの模式図。
【図３５】 本発明に係わるもので、回転又は旋回するようアレンジされた走査ユニットの模式図。
【図３６】 本発明に係わるもので、Ｘ軸移動及びＹ軸往復動を同時にするようアレンジされた走査ユニットの模式図。
【図３７】 本発明に係わるもので、クロス‐ボクセル又はクロス測定エレメントを発生するようアレンジされた走査ユニットの模式図。
【図３８】 本発明に係わるもので、可動光学的画像化システムの模式図。
【図３９】 本発明に係わる光学的画像化システムを示す模式図。
【図４０】 図４０Ａ及び図４０Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図３９の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量のそれぞれの画像を示す写真図。
【図４１】 図４１Ａ及び図４１Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図３９の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【図４２】 図４２Ａないし図４２Ｄはいずれも本発明に係わる光学的画像化システムの波動源−検波器配置を例示する模式図。
【図４３】 図４３Ａ及び図４３Ｂはいずれも本発明に係わる検波器により発生した出力信号を例示する模式図。
【図４４】 本発明に係わるもので、典型的な自己校正光学的画像化システムの模式図。
【図４５】 図４５Ａ及び図４５Ｂはいずれも本発明に係わる検波器により発生した出力信号の他の例を示する模式図。
【図４６】 本発明に係わる光学的画像化システムの他の例を示す模式図。
【図４７】 図４７Ａ及び図４７Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図４６の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量の変化をそれぞれ示す画像の写真図。
【図４８】 図４８Ａ及び図４８Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図４６の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
【図４９】 本発明に係わる光学的画像化システムを示す模式図。
【図５０】 本発明の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図５１】 本発明の他の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図５２】 本発明に係わるもので、線移動するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図。
【図５３】 本発明に係わるもので、図５２の走査ユニットにより得られた画像の模式図。
【図５４】 本発明に係わるもので、図５２の検波器により発信された出力信号の二次元空間的分布の例を示すグラフ図。
【図５５】 本発明に係わるもので、回転するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図。
【図５６】 図５６Ａは、本発明に係わるもので、Ｘ軸に沿って線状移動するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図、図５６Ｂは、本発明に係わるもので、回転するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図、図５６Ｃは、本発明に係わるもので、Ｙ軸に沿って線状移動するようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図。
【図５７】 本発明に係わるもので、図５６Ａないし５６Ｃの走査ユニットにより得られた画像の模式図。
【図５８】 本発明に係わるもので、Ｘ軸移動及びＹ軸往復動を同時にするようアレンジされた図５１の走査ユニットの模式図。
【図５９】 本発明の他の例示の走査ユニットの頂部断面図。
【図６０】 本発明に係わるもので、可動光学的画像化システムの模式図。
【図６１】 本発明に係わる光学的画像化システムの例を示す模式図。
【図６２】 図６２Ａ及び図６２Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図６１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の血液量のそれぞれの画像を示す写真図。
【図６３】 図６３Ａ及び図６３Ｂはいずれも本発明に係わるもので、図６１の光学的画像化システムにより測定された正常及び異常胸部組織の酸素飽和度のそれぞれの画像を示す写真図。
Claims (19)
- 生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビン又はその特性の分布を表す画像を発生することができる光学的画像化システムのための光学的プローブであって、複数の波動源及び検波器を含み、これらの波動源は該生理学的媒体に対する光学的接続を形成し、且つ、生理学的媒体に近赤外電磁波を照射するように構成され、他方、検波器は近赤外電磁波を検出し、検出した近赤外電磁波に応答して出力信号を発生させるように構成されたものであって、
該光学的プローブが更に：複数の対称的に配置された走査ユニットを含み、それぞれが、第１の波動源と、第２の波動源と、第１の検波器と、第２の検波器とを含み、該第１の波動源は第２の検波器よりも第１の検波器に近づけて配置され、第２の波動源は第１の検波器よりも第２の検波器に近づけて配置され、第１の波動源と第１の検波器との間の第１の近距離は、第２の波動源と第２の検波器との間の第２の近距離と実質的に同等であり、第１の波動源と第２の検波器との間の第１の遠距離は、第２の波動源と第１の検波器との間の第２の遠距離と実質的に同等であり、該第１及び第２の検波器は、第１及び第２の波動源の少なくとも１つにより照射された近赤外電磁波の検出に応答して出力信号を発生するように構成され、該出力信号は近赤外電磁波の、生理学的媒体の標的区域中のヘモグロビンとの光学的相互作用を表すものであり、前記近赤外電磁波は、少なくとも９０ｎｍより大きい波長差を有する２つの異なる波長を有し、かつ、該２つの異なる波長の少なくとも一方は７００ｎｍより小さい波長を有している；
光学的プローブ。 - 該対称的走査ユニットの少なくとも１つが、対称軸を有し、これに対し該第１及び第２の波動源が対称的に配置されるとともに、該第１及び第２の検波器も対称的に配置されている請求項１記載の光学的プローブ。
- 該第１及び第２の波動源及び該第１及び第２の検波器が実質的に直線状に配置されている請求項２記載の光学的プローブ。
- 該第１及び第２の波動源が該第１及び第２の検波器の間に配置されている請求項３記載の光学的プローブ。
- 該第１及び第２の検波器が該第１及び第２の波動源の間に配置されている請求項３記載の光学的プローブ。
- 少なくとも１つの第１の対称的走査ユニットと、少なくとも１つの第２の対称的走査ユニットを含み、該第１及び第２の走査ユニットが該対称軸を共用し、該第１の走査ユニットが該波動源及び検波器の第１の配列を有し、該第２の走査ユニットが該第１の走査ユニットの下方に配置されるとともに、該第１の配列に対し実質的に逆である該波動源及び検波器の第２の配列を有する請求項３記載の光学的プローブ。
- 該第１及び第２の波動源及び該第１及び第２の検波器が、四辺形の４つの頂点を形成するよう配列され、該第１及び第２の波動源が四辺形の２つの上方頂点に配置され、該第１及び第２の検波器が四辺形の２つの下方頂点に配置されている請求項２記載の光学的プローブ。
- 該光学的プローブが少なくとも１つの第１の対称的走査ユニットと、少なくとも１つの第２の対称的走査ユニットを含み、該第１及び第２の走査ユニットが異なる対称軸を有し、該第１の走査ユニットが該波動源及び検波器の第１の配列を有し、該第２の走査ユニットが該第１の走査ユニットの側方に配置され、該第１の配列を有している請求項７記載の光学的プローブ。
- 該光学的プローブが少なくとも１つの第１の対称的走査ユニットと、少なくとも１つの第２の対称的走査ユニットを含み、該第１及び第２の走査ユニットが異なる対称軸を有し、該第１の走査ユニットが該波動源及び検波器の第１の配列を有し、該第２の走査ユニットが該第１の走査ユニットの側方に配置され、かつ、該第１の配列に対し実質的に逆である該波動源及び検波器の第２の配列を有する請求項７記載の光学的プローブ。
- 該対称的走査ユニットの少なくとも１つが、第３の波動源及び第３の検波器の内の少なくとも１つを含むものである請求項１記載の光学的プローブ。
- 前記近赤外電磁波は最大でも２つの異なる波長を含むものである請求項１記載の光学的プローブ。
- 光学的プローブを有する光学的画像化システムにより生理学的媒体の標的区域の二次元又は三次元画像を発生させるための方法であって、該画像が、該生理学的媒体の標的区域におけるヘモグロビン又はその特性の空間的又は時間的分布を表すものであり、該光学的プローブが複数の波動源及び複数の検波器を具備してなり、これらの波動源は該生理学的媒体の該標的区域に対する光学的接続を形成し、且つ、生理学的媒体に近赤外電磁波を照射するように構成され、他方、検波器は該生理学的媒体の該標的区域に対する光学的接続を形成し、且つ、近赤外電磁波を検出し、検出した近赤外電磁波に応答して出力信号を発生させるように構成されたものであり、該方法が：
それぞれが少なくとも１つの波動源及び少なくとも１つの検波器を有する複数の走査部材を提供する工程であって、該波動源は近赤外電磁波を照射し、該検波器は該走査部材の各々の少なくとも１つの波動源によって照射された近赤外電磁波を検出するものである工程；
それぞれが少なくとも２つの該走査部材を有する複数の走査ユニットを画定する工程であって、従って、走査ユニットはそれぞれ少なくとも２つの波動源及び少なくとも２つの検波器を有するものである工程；
該波動源による近赤外電磁波の照射によって、及び、該検波器による出力信号の発生によって、該標的区域を走査する工程；
該走査ユニットのそれぞれにより発生された出力信号をグループ化する工程；
該走査ユニットの各々の波動源及び検波器に適用される波動方程式の１セットの解を得る工程であって、前記波動方程式は、前記近赤外電磁波を用いる照射により得られるパラメータを含み、該近赤外電磁波は少なくとも９０ｎｍより大きい波長差を有する２つの異なる波長を有し、かつ、該２つの異なる波長の少なくとも一方は７００ｎｍより小さい波長を有している工程；
該波動方程式の１セットの解からヘモグロビン及びその特性の内の少なくとも１つの分布を判定する工程；
該分布の１又はそれ以上の該画像を発生させる工程；
を含む方法。 - 或る時間に亘って標的区域を走査する工程；
或る時間に亘って該生理学的媒体の標的区域におけるヘモグロビン又はその特性の内の少なくとも１つの分布を判定する工程；
或る時間に亘って該分布の画像を発生させる工程；
或る時間に亘って該分布の変化を示す画像を発生させる工程；
を更に含む請求項１２記載の方法。 - 該走査ユニットの少なくとも１つにおいて複数の第１のボクセルを画成する工程；
第１のボクセルのそれぞれについて少なくとも１つの第１のボクセル値を判定する工程であって、ここで該第１のボクセル値は該ヘモグロビン及びその特性の内の少なくとも１つの平均値を表し；
該第１のボクセル値から直接、該分布の画像を発生させる工程；
を更に具備してなる請求項１２記載の方法。 - 上記の画成工程が：
該第１のボクセルのそれぞれの少なくとも１つの特徴的寸法を調整することにより該画像の解像度を制御する工程；
を含む請求項１４記載の方法。 - 上記の制御する工程が：
同じ走査部材及び同じ走査ユニットの内の少なくとも１つの、少なくとも１つの該波動源と少なくとも１つの検波器との間の少なくとも１つの距離を調整する工程；
同じ走査部材及び同じ走査ユニットの内の少なくとも１つの、少なくとも１つの該波動源と少なくとも１つの検波器との間の幾何配列を調整する工程；
同じ走査ユニットの少なくとも２つの走査部材間の幾何配列を調整する工程；
少なくとも２つの走査ユニット間の幾何配列を調整する工程；及び
該出力信号のデータサンプリング速度を調整する工程；
の内の少なくとも１つの工程を含む請求項１５記載の方法。 - 該走査ユニットの少なくとも１つにおいて複数の第２のボクセルを画成する工程；
第２のボクセルのそれぞれについて少なくとも１つの第２のボクセル値を判定する工程であって、ここで該第２のボクセル値は該ヘモグロビン及びその特性の内の少なくとも１つの平均値を表し；
該第１及び第２のボクセル値から直接、該分布の画像を発生させる工程；
を更に具備してなる請求項１４記載の方法。 - 該走査ユニットの少なくとも１つにおいて複数のクロス‐ボクセルを画成する工程であって、ここで該クロス‐ボクセルのそれぞれは交差する２つの第１及び第２のボクセルの重複部分として定義され；
該クロス‐ボクセルのそれぞれについて少なくとも１つのクロス‐ボクセル値を判定する工程であって、ここで各クロス‐ボクセル値は該ヘモグロビン及びその特性の内の少なくとも１つの平均値を表し；
該クロス‐ボクセル値及び該第１及び第２のボクセル値の少なくとも１つから直接、該分布の画像を発生させる工程；
を更に具備してなる請求項１７記載の方法。 - 上記の交差する２つの第１及び第２のボクセルの該第１及び第２のボクセル値を加算する工程；
上記の交差する２つの第１及び第２のボクセルの該第１及び第２のボクセル値の算術平均をとる工程；
上記の交差する２つの第１及び第２のボクセルの重み付けした第１及び第２のボクセル値を加算する工程；
上記の交差する２つの第１及び第２のボクセルの該第１及び第２のボクセル値の加重平均をとる工程；
の内の少なくとも１つの工程により該クロス‐ボクセル値を判定する請求項１８記載の方法。
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