JPH07507472A - 充実性腫瘍，皮質機能および神経撮像 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 充実性腫瘍、皮質機能および神経撮像 発明の技術分野 本発明は充実性腫瘍組織の実時間検出方法並びに腫瘍組織を等級化し、且っ持黴 ｆ１ける方法に関するものである。

また、本発明は機能および機能不全大脳皮質および神経組織を実時間マツピング する方を去１こ関するものである。

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

発明の１４′吊 神経外（１の第１の目標は正常な領域を温存しながら異常な病理組織を完全に除 ｇすることである。従って神経外科医は病理組織または機能不全組織の境界を識 別し、３語曲、運動領および知覚領のような重要な機能をつかさどる皮質の隣接 領をマノピングすることを試みて、病理／機能不全組織を機能類を除去すること なく摘出するように（、でいる。

原発性の頭蓋内脳腫瘍の疾病出現率は人口１００万当たり５０〜１５０　、また は年間約１８０００である（Ｉｌｅｒｅｎｓ等、　１９９０年）。この脳腫瘍の ほぼ１／２は悪性である。

成人のＷ′、性脳腫瘍の出現は４０〜５５歳台か圧倒的であり、−最良性な腫瘍 の出現はご３５歳！！ｌ：　＋７２かピークである。かかる腫瘍を処置する主な 手段は外科的に除去することである。多くの研究によれば全腫瘍組織の大部分を 除去する場合には臨床転帰（結果）か良好となる。腫瘍を全摘出する場合には５ 年生存率は腫瘍の部分的摘出に比べて２倍となる。氾者の生存状懸および復帰状 態の雨期間は、摘出の程度か悪性の神経膠帽て最大となる際に長＜ｆｊる。現在 の手術時の技術は、特に一旦腫瘍の摘出か開始されると、正常な脳組織から腫瘍 組織を迅速に識別することはない。呻瘍組織を手術時に識別し得る可能性を増大 する技術を開発することによって組織摘出の程度を最大にして生存を長引かせる ことかできる。

米国では年間全身癌で死に至る５００．００００人のうちのほぼ２５％、即ち、 １２５．０００Å以上は頭蓋内転移であると思われる。このグループにおける外 科の初期病巣は広域または進行性癌を有していない単一病巣のこれら患者に存在 する。しかし、このグループは転移患者のほぼ２０〜２５％（３０，０００人） であり、外科手術で良好となる患者の実際の数は極めて僅かである。外科手術を 行うこれら患者の半分は手術箇所におけるこれら腫瘍の局部再発であり、残りの 半分は他の箇所に発生するものである。外９１手術のほぼ５０％が手術箇所で失 敗すると云う事実は踵瘍除去中腫瘍の輪郭検出し、限局することによってできる だけ充分に腫瘍を除去する可能性か局限再発の発生率を確実に減少することを意 味する。

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

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

多重組織縁ナンプリングも幾つかの欠点ををする。第１に、患者が麻酔状態にあ る際の外科的措置に対しく取出したサンプルに依存して）はぼ３０〜９０分を追 加することができるため、時間の掛かる措置である。第２に、剖検者か短期間に サンプルを用意し評価するため、この措置に誤りが生じやすい。第３に、境界縁 サンプルか原発性腫瘍を囲む全ての領域を確実に評価しない場合がある。その理 由は残存腫瘍のある区域がサンプリング誤差のため、ミスとなり得るからである 。

第４に、境界縁部サンプリングにかかる時間が増大すると、高価となる。その理 由は手術室の時間コストか高くなり、ひいては全医療コストが増大するようにな る。さらに、患者に対する手術室の時間か増大すると感染の可能性が増大する。

外科的手術中た天性腫瘍マスの可視像を改善する他の技術は正常組織行う癌性組 織から可視ルミネッセンススペクトルの形状を決めることである。米国特許第４ 、９３０．５１Ｇ号によれば、癌性ｔ１１織では、正常な組織と比較して種々の 異なるルミネッセンス強度のピークで青色に変色する。この方法によれば紫外（ ＵＶ）光のビームで組織を励起するととしに組織から放出された可視自然ルミネ ッセンスと同一の組織型からの歴史的制御とを比較する。掛かる措置は困難性を 伴う。その理由は腫瘍箇所の実時間空間マツプを外科医の使用に供ぜないからで ある。さらに、励起波長に対し紫外光を用いることによって、正常なセルに対し 光力学的変化を生ぜしめ得るようになり、手術室で使用するのは危険であり、組 織に浅く浸透し、ガラスの代わりに石英光学的素子を必要とする。

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

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

手術中のＥＥＧ技術には皮質の表面に電極アレイを設けるごとも含まれる。これ はてんかん発作の発生の異常な皮質活動を限局するために試みられた。ＥＥＧ技 術が広く用いられるようになっても危険および制限がこれら技術に関連するよう になる。電極表面の大きさおよびＥＥＧ技術における電極間の距離はてんかん病 巣を有する脳セル（例えばニューロン）の大きさに対して大きくなる。これがた め、現在の技術によって異常な皮質活動の区域の空間解像度（はぼ１．０ｃｍ） が乏しくなる。更にＥＥＧ技術によっては（患者がスビークする際電気的活動を 記録することによって言語機能、運動機能および知覚機能に専念する皮質類を識 別し得るような）外部刺激に応答して正常な皮質機能のマツプを提供しない。皮 質誘発電位と称されるこの技術の変形によっである機能的マツピングを提供する ことかできる。しかし、この皮質誘発電位技術にはＥＥＧ技術と同様の解像度の 問題がある。

てんかんおよび腫瘍外事１手術における皮質機能の手術中極限の最も普通の方法 は刺＃電極によって皮質表面を直接電気的に刺激することである。こお技術を用 いることにより外科医は身体の特定の部分から観察された運動応答を誘発するか または覚醒した、中音の場合には特定の感覚を発生させるか、または患者の音声 出力に中断を生ぜしめることを試みる。さらにこの技術によればＥＥＧ技術と同 様の問題か生しる。その理由はこれにより機能の粗い空間的極限のみを行うから である。

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

過去数年来、研究者は動物モデルにかかる連像技術を用いて高い空間的解像度で 皮質の機能領を識別するようにしている。かかる技術の１つの型のものは電圧− 感応染料を用いる。この電圧−感応染す１はニューロンセルの電気的活動の変化 中にその光学特性が変化する染？１である。これら技術によって達成される空間 解像度は単一セルレベルに近い。プラスデル（Ｂｌａｓｄｅｌ　）およびサラマ （Ｓａｌａｍａ）（ネイチュア３２１：５７９．１０８Ｇ年）は電圧−感応染料 を用いて猿のモデルで皮質機能をマツプした。この種の染料を使用するとその毒 性のため人類に使用するには危険か太きすぎる。さらに、かかる染料は光により 漂白されるとともにしばしば注入することができる。

最近、電圧−感応染料撮像と同様の空間解像度を提供する内在信号の測定か示さ れるようになった。これら内在信号はニューロン活動の変化によって部分的に生 しる皮質のｉｌｌｌｌ化を反映する光である。ニューロンセルを撮像するため、 即ち、内在信号を撮像するために用いる同様の他の技術は（臨床的使用に対して は中毒になり過きる）染ｆ）またはラノオアクチブタヘルを用いることを必要と し２ない。例ズば、グリンバルト（Ｇｒｉｎｖａｌｄ）等（ネイチュア３２４： ３６１．１９８６年）は電気または代謝活動に応答してＩ（Ｉｍの反射測定によ って皮質組繊の光学特性の真性変化を測定する１、まｔ−１波長５００〜７００ ｎｍの光は高いニューロン活動の領域に流れる増大した血液のため、活性組織お よび不活性組織間で異なって反射する。内在信号に寄与する他の要旨はオキシヘ モグロビンとデオキシヘモグロビンとの比の変化である。

ノツ（Ｔｓ’　ｏ）等（サイエンス２４９：４１７．１９９０）はＴｔｉ荷結合 装置（ＣＯＤ）カメラを用いて猿のモデルで内在信号を検出するようにしている 。しかし、この技術は臨床的１墳において実際的でない。その理由は頭蓋内にス テンレススティールの光学室を埋設することにより撮像か行われており、旧つ充 分な信号対雑音比を得るために、ツソ（Ｔｓ’　ｏ）等は像当たり３０分以上の 時間周期に亘って像を平均化している。皮質機能を極ＲＪ化する他の既知の技術 全部と比較することにより内在信号の撮像は相χｊ的非侵入技術である。

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

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

本発明は部分的にかかる必要性を満足させんとするものである。

発明の概要 本発明方法および装置は、染料の組織を通る清流のグイナミソクスを反映する電 磁吸収の変化を撮像することにより充実性腫瘍を識別し、等吸付けし、特徴付け るために用いることかでき、この際本発明装置は染料層流中光学信号のダイナミ ック変化を有する周囲の正常の組織から腫瘍組織を識別することができる。さら に、本発明方法および装置は神経外科処置中ニューロン活動領を識別するために 用いることかできる。特に、この発明は視覚、運動、感覚、記憶および３語のよ ）なｆｆｉ要な機能をつかさどる脳領を識別するために手術中の神経外科医が用 いることかできる。さらに、本発明方法および装置を用いて、てんかん病巣のよ うな異常な皮質活動領を検出することができる。、ｎ後に、本発明を用いて腫瘍 除去または重度神経吻合に′ｉＪする神経外＋１処置中個別の神経を識別するこ とができる。

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

さらに本発明によれば、染料により吸収される電磁放射線（例えば光）の波長を 含む特に強力な変動のない電磁放射線により注目部位を照射し、注目部位のビデ オ信号をフレーム列としてｉ）るとともにこのフレーム列を処理して平均化制御 像を得、注目部位に循環する血管内にポーラス注入により染料を導入し、注目部 位の一連の次のフレームを時間に対して得るとともに次のフレーム列を処理して 次の平均化像を得、各々次の平均化像と平均化制御像とを比較して一連の差分像 を得、且つ充実性腫瘍組織の輪郭である注目部位内の変化した光学信号の初期証 拠としてδ差分像を比較して、腫瘍組織が正常な組織と比較された染料摂取の種 々の異なる運動エネルギーと充実性腫瘍組織の増大した血管分布の結果として光 の変更された吸収の一時的な変化パターンとによって特徴付けられるようにして 、注目部位に位置する充実性腫瘍組織の腫瘍輪郭および大きさを撮像する方法を 提供する。適切な染料としては イントノアニン、フル第１．ノセイン、ヘマトポルフィリンおよびフルオレスカ ミンがある。好適な染料はイントンアニングリーンであり、これは広い吸収波長 範囲および７３０　ｎｍ　−８４０ｎｍの範囲のピーク吸収を自する。

さらに本発明によれば、患者の皮質の重要な機能領を光学的に撮像するに当たり 、電磁放１１．ｊｌａの近赤外波長を含む高強度の電磁放射線により注目部位を 照射し、注目部位のフレーム列を得るとともにこのフレーム列を処理【７て平均 化された制御像を得、ｌ！古に刺激性パラダイムを注入して内在信号を刺激し、 注目部位の一連の次のフレームを時間に対して得るとともに次のフレーム列を処 理して次の平均化像を得、各々次の平均化像と平均化制御像とを比較して一連の 差分像を得、月つ 注ｌ」部位内の内在信号の初期証拠とし、て各差分像を比較して内在信号か差分 像の信号とニーで表される電磁放射線反射特性の変化によって特徴付けられる患 者の皮質の重要な機能領の光学撮像一方法を提供する。

さらに本発明によれば、末梢神経又は脳神経に対する損傷を撮像するに当たり、 （ａ）Ｉｎ傷の疑わしき箇所およびこれに隣接する領域を含む重要な末梢神経を 工↓える注目部位を高強度の電磁放射線で照射し、（ｂ）注目部位の一連のフレ ームを得るとともにこれらフＬ！−ム列を処理して平均化制御像を得、（Ｃ）損 傷の疑わ（５き箇所に隣接する箇所の末梢神経又は脳神経を刺激し、（ｄ）刺激 時にフレームの次の列を得るとともにこれらフレームの次の列を処理して次の平 均化像を得、（ｅ）次の平均化像から平均化制御像を減算して差分像を得て末梢 神経又は脳神経の活性領域を可視化し、これにより、刺激された神経からの内在 信号か急激に終端するか、または差分像に変換され、減衰されるかまたは減少さ れる神経の箇所に沿う点として神経ブロックを可視化するようにした末梢神経又 は脳神経に対する損傷を撮像する方法を提供する。

また、本発明によれば、神経組織を囲む、即ち、これに隣接する腫瘍組織を撮像 して神経組織を破壊することなく腫瘍組織を選択的に摘出するに当たり、（ａ） 染料によって吸収された電磁波放射線の波長を含む高強度の電磁放射線にょうて 注目部位を照射し、（ｂ）注目部位の一連のフレームを得るとともにこれらフレ ーム列を処理して平均化制御像を得、（ｅ）神経を刺激し、（ｄ）一連の次の神 経フレームを得てこれら次の神経フレーム列を処理して神経の次の平均化像を得 、（ｅ）神経の次の平均化像から神経の平均化制御像を減算して神経の差分像を 得て活性神経を可視化し、（ｆ）注目部位に給血する動脈に染料を導入し、（ｇ ）一連の腫瘍の次のフレームを得るとともにこの一連の腫瘍の次のフレームを処 理して腫瘍の次の平均化像を得、（ｈ）腫瘍の次の平均化像から腫瘍平均化制御 像を減算することにより腫瘍の差分像を得て腫瘍を可視化し得る腫瘍の差分像を 升ニ成するようにした腫瘍組織撮像方法をｔ＋！供する。さらに１１１滴の差分 像および神経の差分像を互いに重畳して腫瘍組織および神経組織の相対位置を同 時に可視化することかできる。

また、本発明によれば、腫瘍組織から得た像または内在信号差分像の感度および コントラストを増強するに当たり、（ａ）少なくとも電磁放射線の第１波長およ び第２波長を含む放射線の複数の波長により注目部位を照射し、（ｂ）電磁放射 線の第１波長から得た第１フレーム列および電磁放射線の第２波長から得た第２ フレーム列等を含む電磁放射線の各波長に相当するフレーム列を得、（ｃ）第１ フレーム列、第２フレーム列等を処理して第１平均化制御像、第２平均化制御像 等を形成し、（ｄ）内在信号を刺激するかまたは腫瘍組織像に対する染料を導入 し、（ｅ）電磁放射線の第１波長を用いる第１列の次のフレーム、電磁放射線の 第２波長を用いる第２列の次のフレーム、等を得るとともに第１１第２等の次の フレーム列を処理して第１、第２等の次の平均化像をそれぞれ形成し、（ｆ）第 １の次の平均化像、第２の次の平均化像、等から第１の平均化制御像、第２の平 均化制御像、等をそれぞれ減算して第１の差分像、第２の差分像、等をそれぞれ 形成し、（ｇ）第２の差分像に対する第１の差分像の比をとることにより増強さ れた差分像を得るようにする。、′を目部位を照射する単色電磁放射線源はレー ザ光源とするのか好適である。この技術を用いて注目部位の３次元情報を得るこ と図１は１つの記録（ｒ）と、２つの刺激電極（ｓ）と、変化度か決まる３つの 箇１ＶＴ（Ｂ１．　Ｂ２．　Ｂ３）とを有するｎｌｆ面運動皮質の直前の人の皮 質を示す。スケールバーは１ｃｍである。１２８９の像（４／秒）の平均は３０ Ｈｚで得られ、ｆｌ−）記憶される（１／秒）。３〜５個の平均化制御像（５抄 ／像）を得た後、双極皮質刺激によって発生後のてんかん活動を誘発した。

図ＩＡは１つの記録（１）と、２つの刺激電極（Ｓ）と、これら領域全体に亘る 吸収の変化度が決まる４つの箇所（４角枠で囲んだ領域１．　２．　３および４ ）、ｌ−をイイする前面運動皮質の直前の人の皮質を示す。皮質は電磁放射線＞ ６９０ｎｍて！！ｔ（ｑＩ　Ｌｔ、：。スケールバー＋Ｊ、１ｃｍである。

図１旧ま図ＩＡに示す４角枠１および３の空間領域における電磁放射線吸収の変 化度（Ｎ　ｉＪ　）をブロノ臼７て示す。両領域に対し、ピーク変化は最大量の 刺激電流か誘起さｔ］た４つの刺激試ｉｉ（８ｍＡ）中最も長いてんかん発生後 の活動である。４角枠３内の変化度は４角忰ｌ内の変化度よりも大きく且つ一層 長かった。４１１１伜３はてんかん病巣領域（中音のてんかんに対し応答可能な 組織の励起可能な領域）Ｊ−に位置していた。

図１ｃは図ＩＡに示す・１角枠ｌおよび４の空間領域における電磁放射線吸収の 変化度（毎秒）をプロメトして示す。４角枠ｊは２つの刺激電極間の皮質組織の 領域−にに位ＩＩ　Ｌ−１４角枠４は血管上に位置する。４角枠４内の変化度は ４角枠ｌよりら充分大きく、その反対方向にある。また、これらの変化度は刺激 電流およびてんかん発生後の活動の大きさによって等級化される。４角枠４内の 変化度は血管内の血流速度の変化に著しく依存するため、このプロットは本発明 が皮質活動および血流を同時にモニタし得ることを示す。

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

図２は刺激誘起てんかん活動の空間マツプを示す。この図２には皮質活動の程度 で等級化された光学変化の空間程度および振幅の双方に対する種々の異なる活性 度間の比較を示す。特に、図２は図１に示す刺激試行（刺激試行の定義は図１の 記載で示す）のうちの２つの刺激試行中の種々の回数からの差分反位を示す。

上側の３つの画像（Ａ２．Ｉ３２およびＣ２）は、ＧｍＡのｍ流による皮質刺激 が誘発された刺激試行２からてんかん後発生の主期間である。これら画像を刺激 試行４から８ｍＡで皮質刺激によって誘発された光学変化を示す下側の画像と比 較する。図２、Ａ２およびＡ４は休息中の制御像を比較する。図２、Ｂ２および Ｂ４はてんかん後発生活動中に発生するピーク光学変化を比較する。図２、Ｃ２ およびＣ４はピーク光学変化か観察された後２０秒で回復する程度を比較する。

光学変化の大きさは図の中央のグレイ−スケールバーによって示す。グレイ−ス ケール近くの矢印は糸幅が増大する方向を示す。各位はほぼ４　ｃｍＸ４　ｃｍ の皮質の領域を示す。

図３は活性領域およびてんかん発作病巣を識別する光学信号の一連のダイナミッ ク変化を示す。図３には前の２つの図に示される刺激試行２からの８つの差分反 位を示す。各位は２秒間隔で積分される。最大の光学変化の病巣領域は、像３． ４および５の中心において、最大の皮質活動の領域を示す。この領域画像てんか ん病巣である。光学変化の大きさは図の右側にグレイ−スケールバーで示す。

グレイ−スケール近くの矢印は振幅が増大する方向を示す。各位はほぼ４　ｃｍ Ｘ４ｃｍの皮質の領域を示す。

図４は人の皮質における刺激誘発光学変化のダイナミック変化の実時間シーケン スを示す。図４のパネル１〜８は各々が８フレーム（＜１／４秒／像）の平均値 である８つの連続する差分反位を示す。光学変化の大きさは図の中央にグレイ− スケールバーで示す。グレイ−スケール近くの矢印は振幅が増大する方向を示す 。各位はほぼ４ｃｍＸ４ｃｍの皮質の領域を示す。この図は、本発明装置および 方法を用いて光学変化のダイナミックスを実時間でマツプするとともに情報量の 多いフォーマットでかかる情報を外科医に知らせることができる。

図５は麻酔をかけられた鼠の末梢神経の刺激による体性感覚皮質の活性（鼠の後 肢の座骨神経を直接刺激することによる導入知覚入力）を示す。最左側の像は麻 酔をかけられた鼠の後肢体性感覚のグレイ−スケール像である。倍率を充分高く して個別の毛細血管が識別され得るようにする（この像には最小の血管が見える ）。中央の像は休息中の差分反差制御光学像の像である。光学変化の大きさはこ の像の中央にグレイ−スケールバーで示す。グレイ−スケール近くの矢印は振幅 が増大する方向を示す。最古側の像は座骨神経の刺激中、後肢体性感覚皮質の光 学変化の差分度マツプである。

図６は人の言語領域（ｌｌｒｏｃａ″ｓ　ａｒｅａ）並びに覚醒した患者の舌感 覚および口蓋感覚領域の機能的マツピングを示す。３つの“舌揺動”試行中位は 平均化され（３２フレーム、１秒）、２秒毎に記録される。舌揺動試行は、休息 中５つ〜６つ像を得るとともに患者が口の上蓋に対し舌を揺動し、次いで回復期 間中像を得続ける必要かあることを４０秒間示す像を得ることにある。同一の患 者は“言語ネーミング試行でも同様のことを行う。言語ネーミング試行は休息中 の５つ〜８つの像（制御像−患者は一連の空白スライドを沈μして見る）を得、 次いで（叶ＯＣａ’Ｓ領域で大きな応答を誘発するように選択された２秒毎のス ライドプロジェクタにより存在する一連の物体を不一ミンクする）ネーミングパ ラダイムで患者か同様のことを行う時間周期中の像を得るとともに最終的に（再 び沈黙しながら空白のスライドを見る）ネーミングタスクを患者がやめる際の時 間に続く回復期間中一連の像を得ることである。像ＡＩおよびＢｌは人の皮質の 領域のグレイ−スケール像であり、左側は前部、右側は後部、上側は頂部、下側 は底部外側溝である。像ＡＩ、Ｂ１．Ａ２およびＢ２の２つの星印はこれら像間 の基準点である。像ＡＩおよびＢ１の下側右隅のスケールバーはＩｃｍとする。

像Ａｌにおいて、番号を付した４角枠は電気刺激電極による皮質刺激によって口 蓋微振動（１）、舌微振動（２）、音声停止−〇ｒｏｃａ’　ｓ領域（３，４） および無応答（１１，１２，１７，５−前運動）を誘発する箇所を示す。像Ａ２ は１つの舌揺動試行の休息中の皮質の差分反差制御像である。像Ａ２の右側のグ レイ−スケールバーは像Ａ２．Ａ３゜Ｂ２およびＢ３に関連するカラーコートの 相対的な大きさを示す。像Ａ３は１つの舌揺動試行中に発生するピーク光学変化 の差分度マツプである。皮質刺激により舌および口蓋感覚領域として識別された 領域は大きな正の変化を示す。周囲領域においてヘースライン雑音を抑圧するこ とは１つの舌揺動試行中言語−運動領域が負に向かう光学信号を示すことを表わ す。＋ｔＢ２は１つの言語ネーミング試行中の皮質の差分度制御ｉｌ像である。

像Ｂ３は言語ホーミングタスク中の皮質のピーク光学変化の差分反位である。大 きな正に向かう信号は叶ｏｃａ’　ｓ領域に存在する。負に向かう信号は舌およ び口蓋感覚領域に存在する。

図７は舌および口蓋感覚領域および叶ｏｃａ’　ｓ領域で誘発された人の皮質の ダイナミック光学変化の時間コースおよび大きさをプロットして示す。この図７ には、３つの舌揺動試行の各々および１つの言語ネーミング試行中図６に示す４ 角枠で囲まれた領域、即ち、像ＡｔおよびＢｌないの組織の光り吸収の変化度を プロットして示す。図７Ａは３つの舌揺動試行中図６で示される４角枠１．　２ ．　３および４内で空間的に平均化された像Ａｌをプロットして示す。図７Ｂは ４角枠１〜７および１７内で空間的に平均化された言語ネーミング試行の１つを 示す。

図８は覚醒した人の言語理解（Ｗｅｒ旧ｃｋｅ’ｓ　ａｒｅａ　）に重要な皮質 領域の光学マツプを示す。図８の像Ａは患者の皮質表面を示し、その解き１学的 指向は左側が前部、下側が下部、−左側に沿って外側溝が走っている。光学撮像 後太いラインの左側の皮質組織全部は外科手術的に残存している。箇所＃ｌおよ び＃２は音声に対する本質的なしの（例えば、ネーム物体に対する肢体の皮質刺 激のブロックされた可能性）として識別される。箇所＃３ては３つの刺激試行に おける１つのネーミング誤差を見いだした。外科手術的摘出か太いラインの星印 でラベルされた領域に到達すると、α者の言語は劣化する。図へのラベルを付し ていない箇所全部は誤りは無いか皮質刺激中スライドをネーミングする。図８の 像Ｂは言語ネーミング試行中に得られた皮質のグレイ−スケール像の差分反位の オーバーレイを示す（言語ネーミング試行を説明している図６参照）。光学変化 の大きさはこの像の右側にグレイ−スケールバーて示す。この像は外手−］医か この発明を手術に用いて言語皮質をマツプする手段を示す。

図９はＷｅｒｎｉｃｋｅ″５ａｒｅａ（言語理解）で誘発された人の皮質のダイ ナミック光学変化の時間コースおよび大きさを示す。図９八には図８に示す４角 枠で囲まれた領域内の組織の光吸収の変化度をプロットして示す。４角枠ｌおよ び２のプロットは本質的な言語箇所上に位置し、４角枠４．５および６は第２言 語箇所上に位置する。これら５つの箇所の６々の表示は患者が言語ネーミングタ スクを行っている間に発生した著しい変化を示す。図９Ｂは図８に示す６つの番 号を付していない４角枠からの変化度を示す。これら前部箇所内では充分な増減 はない。

図１０は低い等級の人のＣＮＳ腫瘍を識別する染料の差分ダイナミックスを示す 。この像列は低い等級のＣＮＳ腫瘍（星状細胞腫、等級Ｉ）を有する患者から得 たものである。図１０Ａ上部左側）において、外科医により脇士に置かれた文字 ラベルは超音波によって手術中に確認された腫瘍上に位置している。しかし、こ の種類および等級の腫瘍は一旦腫瘍のり目４的除去か開始されると正常な１；“ スから識別するのか極めて困難である。図１０１１（中央左側）には染マ１（イ ンドシアニングリーン、Ｉ　ｍ　ｇ　／　ｋ、　ｇ　）の静脈注入後はぼ１５秒 経過した差分像を示す。図１０ｃ　（Ｆ部左側）には、染料導入後はぼ３０秒経 過示す差分像を示す。腫瘍組織の領域は第１の組織染色を示す。図１０Ｄ　（上 部右側）には、この低い等級の腫瘍において、全ての組織（正常な組織および異 ボな組織の双方）が染料導入後４５秒で染色さ第１ることを示す。図１０Ｅ（中 央右側）は染料導入後１分経過した場合にはを示し、図１０Ｆ（下部右側）は染 料導入後５分経過した場合を示す（この低い等級の腫瘍では完全なりリアランス を示す）。これらのデータは、インドシアニングリーンか正常な脳（■織よりも 迅速に低い等級の腫瘍に導入さね、且つ正常な組織よりも良性の腫瘍組織かクリ アランスするのに時間がかかり、従って低い等級の腫瘍でも撮像てき、従−・で 、周囲の正常な組織から低い等級の腫瘍組織を手術中に識別することかできる。

図１１は染料の差分的ダイナミックスによって悪性の人ＣＮＳ腫瘍を識別する場 合を・１、ず。図１１の一連の像は悪性のＣＮＳ腫瘍（膠芽細胞腫、星状細胞腫 、等級ＩＶ）を有するＴ、　８の皮質から得たものである。図１１Ａ　＜上部左 側）はグレースケール像を示し、この際、悪性の脳腫瘍組織は中央および右側に 著しく密集（７、その他の場所は（外科的手術後１週間で得られる病理スライド および血流血球計算によって示さｔまたように）大部分正常な組織であった。図 １１Ｂ（中央左側）はイントノアニングリーンの静脈注入後１５秒経過した差分 像であり、悪性の組織における最初の数秒の染料清流のダイナミックスを示すこ とは良性の腫瘍組織の最初の数秒の染料潅流のダイナミックスと同様である（図 １１Ｃ参照）。図１１ｃ　（下部左側）は３０秒経過後の悪性の腫瘍か正常な組 織と比較によっても一層著しいことを示す。図１１Ｄ　（Ｊニ一部右側、染料注 入後１分）および図１１Ｅ　（下部右側、染料注入後１．０分）は良性の腫瘍組 織と同様に、悪性の腫瘍組織において、染料を充分長期に保持し、ある場合には 長時間周期に亘って悪性の腫瘍組織に滞留し続けることを示す。これらのデータ は悪性の腫瘍組織をｉｉ！Ｉ認し、正常な組織および悪性の腫瘍組織を手術中に 識別し、且つ腫瘍の種々の等級（例えば、正常対良性対悪性）を識別し得るよう にすることを示す。

図１２は染料の差分ダイナミックスか摘出された悪性の人ＣＮＳ腫瘍の輪郭部に おける腫瘍組織の僅かな残遺物を確認する場合を示す。これらの像は、腫瘍が外 科手術的に摘出され、試験切除か多重わｌ織輪郭サンプリングに対してとられた 注目部位から得たものである。注目部位は腫瘍の外科手術的除去後腫瘍組繊を存 在しなかった。通常は、この大きさの摘出縁部においては、単一の冷凍サンプル を病理解析用に採取す−る。研究の目的で、本発明により得られたマツプによっ て組織を相関するために前記縁部から５つの試験切除を行う。図１２Ａ　（上部 左側）は腫瘍縁部のグレースケール像を示す。図１２Ｂ（上部右側）は外科医が 脳に直接載置したラベルを有する縁部を示す。これらラベルの目的は、外科医か 差分像が本発明装置により得られた後組織解析用の試験切除サンプルを除去しよ うとすることを確認するためのらのである。図１２Ｃ（下部左側）は染料の静脈 内注入後１分経過した差分像を示し、図１２Ｄ　（下部右側）は染料注入後１０ 分経過した差分像を示す。これら染料注入後の差分像は腫瘍組織および正常な組 織の領域を含む多数の判断箇所を示す。光学撮像の精度は試験切除の解析によっ て手術後に確認される。図１２Ｄの下方右側の僅かな領域は外科医によって試験 切除されていない腫瘍組織の可能な領域を示す。従って、広範囲な試験切除の場 合でも、サンプリング誤りは本発明の精度以」二となる。これらのデータは腫瘍 摘出後の腫瘍縁部に腫瘍の僅かな残遺物か確認されｉ）ることを示す。

図１３はＭＲＩ撮像によるもコントラストが増強されない患者の腫瘍を確認し且 つ特徴つけることかできる場合を示す。良性でない腫瘍の構造は現在のＭＲ［撮 像技術では観察されない。この図１３の像は腫瘍のコントラストがＭＲＩによっ て増強されない患者から得られたものである。かようにコントラスト増強ができ ないのは通常典型的な良性の腫瘍に対してである。しかし、光学的な撮像はこの 腫瘍を良性でない型（病理および血流の血球計算によって１週間後に示される肛 門型星状細胞腫）として確認することができる。図１３Ａは注目部位のグレース ケ・−ル像を示す。図＋３ｒｌは染１１よ人前の差分像を示す。図１３ｃは静脈 内染料性人後１分打過したａｒ−を部位を示［７、図１３Ｄは染料注入後５分経 過した重要ｔｊ注目領域を示す。この場合染料はこの組織に充分な時間に亘って 保持される。図１０．１１および１２に示すように、このダイナミックな特性は 良性でない腫瘍の特徴である。

図１４は無Ｉｆｉ傷頭１ご基ずく神経膠腫の染料によるダイナミックスおよびｌ ｉ！認の非観血像を示す３、この図１４は本発明を用いて無ｔｉ傷頭蓋にょる腫 瘍を確認（、得ることを示す。図１・ｉＡは鼠の頭蓋表面のグレースケール像で ある。縦縫合は像の中央を走っている１、腫瘍細胞か数日前に左側に注入され、 従ってこの鼠はその悩の左側゛「部に神経膠腫か発生ずる。右側１部は正常であ る。４角枠１は脳の腫瘍の発生領域上に置き、４角枠２は１畠なねｊＩａ上に置 く。図１４１３はインドシアユング１１−〕染料か鼠に手術中にｔｔ人された後 １秒経過した差分像である。腫瘍組織を含む領域は無損傷頭蓋を紅で直ちに見え 得るようになる。図１４ｃは染料注入後５秒で染ｔ１か正常な組織および腫瘍組 織に充満していることを見ることができる。

図１４１１．）は、染料ｄ人後１分紅過して正常な組織が染料を清浄にするが、 染料は腫瘍領域にい才た保持されている。この差分像中心のｒｋｆｌの濃度は縦 洞て循環する染料である。

図１５は磨１ｉ１１鳩頭蓋を経る腫瘍組織月非腫瘍組織における染す１取込みお よびクリアランスのグ１ナミノク情報を説明する。この情報は図１４Ａから４角 枠１および２により示される空間領域全体に＋する電磁ｈｋｉｌ線吸収平均の変 化度の平均値をブｌコ用・して示す３、電磁放６１線吸収の増大は特定の時間に おける組織中の染料の濃度の関数である１、グラフ“頭蓋外腫瘍”は図１４八か ら得た４角枠ｌ内の吸収変化のタイー←ミックスをプロット１．で示し、グラフ “頭蓋夕１正常”は図１４Ａから得た４角枠２内の吸収′（化のン′イｔミック スをブロン；・シて示す。

図１６は鼠神経膠腫モデルにおける腫瘍領域対非腫瘍領域のダイナミック変化の 空間マツプを示す。図１６の一連の像は腫瘍組織および非腫瘍組織間の染料によ る吸収変化のダイナミック差を表わす。図１６Ａは注目部位のグレースケール像 を示す。これは図１４に示す鼠と同一の鼠の像であるが、頭蓋は神経膠腫を含む 左側半球部を露出するために除去するが右側半球部には正常な組織が含まれてい る。４角枠ｌは腫瘍上に置き、４角枠２は腫瘍の周囲に置き、４角枠３は正常な 組織上に置く。図１６Ｂは１ｍｇ／ｋｇのインドシアニングリーンが鼠に静脈注 入した後１秒経過した注目部位の差分像を示す。この初期時間中、腫瘍組織はま ず染料の取込みか腫瘍組織に生ずることを表わす測定可能な光学変化を最初に示 す。グレースケールバーは差分像の列の光学変化の相対的な大きさを示す。図１ ６ｃおよび図１６Ｄは染料を主人後それぞれ４秒および３０秒経過した注目部位 の差分像を示１０ごわらの中間段では染料は正常組織および腫瘍組織の双方に集 まる。図１６Ｅおよび図１６Ｆは染ｔ４注人後それぞれ１分および５分経過した 注目部位の差分像を示す。こわら後者の時間では染料は、これが正常組織から清 浄になっていくも、いまだ腫瘍組織に集まっている。

図１７はＩｌｌｌｌ織組織対非腫瘍組織ける染料取込みおよびクリアランスのダ イナミック情報を示す。これは図１６八から４角枠１，２および３により示され る空間領域全体に戸り平均化された電磁放射線吸収の変化度の平均値をプロツト シて示す。電磁放射線吸収の増大は特定の時間における組織中の染料の濃度の関 数であるっグラフ“肺癌組織“は図１６Δから得た４角枠２内の吸収変化のダイ ナミックスをプロットして示し、グラフ“正常な脳”は図１６Ａから得た４角枠 ３内の吸収変化のダイナミックスをプロストシて示す。

図１８は切除された腫瘍縁部の腫瘍細胞の残留痕跡を表わイ染料取込みのダイ光 ミック像を示す。これは図１４−１７に示す同一の鼠での研究の継続である。図 １８Δは腫瘍か切除された後の鼠の左側半球部の高拡大像を示す。４角枠ｌは残 留腫瘍細胞の僅かな痕跡を含む領域」二にあり、４角枠２は正常な組織のみを含 む領域上に位置する。グレースケールバーは差分像の光学変化の量を示す。図１ ８Ｂ、図１８Ｃおよび図１８Ｄは静脈内染料性人後４秒、３０秒および６０秒経 過した腫瘍縁部の差分像をそれぞれ示す。微細な生検は好適な染料ａ有を示す領 域からおよび染料が９速にクリアされた領域から採取する。これらの生検は盲解 析し、後に生検が採取されｔｓ箇所と照合する。染料かクリアされた領域がら採 取した生検は正常な細胞のみか含まれることを示し、４す１が滞留した領域から 採取した生検は腫瘍細胞ｈ・Ａまれることを示す。残留した極めて（蓋がな部分 は腫瘍縁部内でマツプすることかできる。

図１９は＠瘍組織対非腫瘍組轍での染料取込みおよびクリアランスのダイナミｙ り情報を示す。これは図１８Ａから４μｍ９角枠１び２によって示される空間領 域に１する１磁放射線吸収平均の変化度の平均値をプロット［７て示す。電磁放 射線吸収の増大は特定の時間における組織中の染料の１度の関数である。グラブ 縁部腫瘍”は図１８Ａから得た４角枠１内の吸収変化のダイナミックスをプロツ トシて不し、グーラフ゛縁部正′常゛は図１８Ａから得た４角枠２内の吸収変化 のダイナミックζをプ■フット【、て示す。このデータおよび図１８から得たデ ータは本発明装置および方法によって極めて高い空間および時間鯉像度で腫瘍縁 部内で非腫瘍１１１織から腫瘍ｉ１１織を識別し得ることを示す。

発明を実施するｔ：めの最良の形態 本発明は実時間てニュー「フン内在信号を撮像するとともに染料を用いる充実性 １１１１に体の存在、大きさ、縁部、元および等級を決める装置を提供する。さ らに本発明は実時間で内在信号をマツピングすることにより患者の皮質を機能的 にマツピングする方法、生検のサンプリング誤り、または、剖検者の凍結切手解 析の遅延および可能な誤診断を行うことなく、実時間で充実性腫瘍ｍ織の存在、 大きさ、＋＋７：ｆｉおよび等吸付けを決める方法、および腫瘍細胞によって物 理的に損傷を受けるか、または腫瘍細胞によって囲まれ、且つこれに隣接し得る 神経組織を撮像する方法を提供する。本発明方法は、ビデオ入カバードウェア像 処理ハードウェアを含む一連の構成素子を具える同様の装置を用いる。ビデオ入 力バードウェアは例えばＣＣＤ　（１何結合装置）カメラのような光検出器（好 適にはＣＯＨＵエレクＩ・ロニクス→）゛ンディエゴＣＡ社製のＣＯＨＵ６５０ ０電子制御ボックスを有するＣ　Ｏｌｌ　Ｕ６５１０ＣＣＤ単色カメラ）とする 。あるカメラでは、アナログ信号をＡＤロイード（アナログ−デンタルボード） で８ビツト用にデジタル化する。像処理ハードウェアは一般に゛ポストコノピユ ータ”によって制御する。このホストコ〉ピユータは、（インテル３８Ｇ、・１ ８６、または良好なマイクロプロセッサ、即ち、Ｓｕｎ　５ＰＡＲＣを有するＩ ＢＭ　ＰＣ型のような）（ｆ：意の共通汎用コンビエータとする。このコンピュ ータは撮像ハードウェアでインターフェースされ、且つデータ流、計算、像取込 み等を管理する撮像ハードウェアに命令をだす。これがため、ホストコンピュー タによって撮像ハードウェアの操作を管理し、ユーザインターフェースを提供す る。

詳細 次に示すものは、共通に使用される項目の定義であり、イノウニ、“マイクロス コピー”プレナム　プレス、ニューヨーク、１９８９年に記載されているように 、そのアーＩ−アクセプテソド　処理法に従って本願に適用する。

±４？Ｊ（Ｑは像のサブジエクトを具入る組織の領域である。

算術論理演算’ＡＮ　（Ａ１．Ｕ）−は像信号で多数の算術論理演算（例えば、 和　、差、排他、または定数乗算等）を極めて高速で行うハードウェア素子であ る。

ことによって形成された操作可能な像である。

任官の記憶として作用するハードウェアの一部である。

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

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

内在信号は内因性組織活動による神経組織の反射特性の検出可能な変化である。

内在信号の主原因は例えば膜偏光解消、神経膠細胞腫脹、ニューロン膜間のイオ ン束、血液容積変化、血液還元（ヘモグロビン対還元ヘモグロビン）、組織還元 およびその組合せを含む。

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

ルックアップテーブル（ＬＵＴ）は各画素のグレー値を他のグレー値またはＬＵ Ｔによって特定されたカラーに変換するように管理されたメモリを理奥するよう に機能するハードウェアの一部である。ＬＵＴは（点処理アルゴリズムの慣例の 実現力演のように）像のコンＩ・ラスＩ・を処理１像をしきい値化し、疑似カラ ー等を適用するようにプログラムすることかできる。本発明の場合には、ＬＯＴ はＡＤＩおよび／またはＡＬＵボードで速度に対１．て好適に実現する。

バラダイｔ・によって特定の機能（例えば音声、言語、視覚等）をつかさどる皮 質１１１織の領域の電気的活動を変化せしめて内在信号と称されるものを増減さ せる画素の強度は信号処理１１１の閉度の強さに正比例するとともに特定の画素 に相当するｉ■織の特定の領域から反射された電磁放射線（光子）の量に相当す る。像の画素はデジタル画像の最小のユニットであり、その出力強度は任砥の値 トスることかてきる。ＣＣＤ画素はＣＣＤチップ」二の敢小の検出素子であり、 そのアナログ出力はこれか検出される光子の数に正比例する。

の絵お経のダイナミックスを増大して注目の領域のイベントを示すように処理さ れた行の差分像である。

本発明装置は１つのユニットまたは１群の構成素子として形成する。第１の構成 素子は高強度電磁放射線源である。この放射線源によって充実性腫瘍組織を有す るものと推測される部位のような皮質表面、即ち、注目部位を照射する。種々の 異なる内在信号は電磁放射線の種々の異なる波長によって照射することができる 。さらに、電磁放射線源は腫瘍撮像方法用の染料によって吸収される電磁放射線 の波長を含む必要かある。例えば、染料をインドシアニングリーンとする場合に は、好適な波長は約７３０ｎｍ乃至約８４０ｎｍとする。他の染料に対しては、 電磁放射線を照射する好適な波長は染料か吸収される波長を含むようにする必要 がある。光の代わりに電磁放１１１ａを用いることかできる。その理由は可視光 範囲の外側のスペクトルの赤外領域で撮像することもできるからである。

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

さらに、０．７５乃至１０００μｍの不可視領域の赤外線スペクトルの部分によ って頭骨および硬膜を経る内在信号を決め、これにより無傷の硬膜および頭骨を 経、且つ神経外科に関連する危険性なく内在信号を決めるようにする。遠赤外線 波長のこの範囲を用いる場合にはＩＲ検出器は可視アナログカメラのＣＣＤチッ プ以外の他の装置とする。ＩＲ検出器は砒化インジウムと、シリコン以外のテル ル化ゲルマニウムおよび水銀カドミウムとのような（７（料から造る。ＩＲ検出 器はこれらか僅かな温度変化に感応するように低温冷却する必Ｖがある。例えば 、あるＩＲ撮像系はＩＲｃ−（ｉ＝１赤外線カメラ（ノンンナチ　エレクトロニ クス、　メイソン　ＯＨ）とする。

熱か皮質の表面に到達すると、皮質はほぼ３−５μｍまたは８−１４μｍの範囲 の電磁放射線を放出する。この放出された放射線を撮像することも試みられた（ 例えば、ゴルバノク等による“脳皮質の赤外線マ・ノビングサーモグラフイ３： １０８．１９８９参照）。しかし、本発明によればこれら放出された波長をフィ ルり処理し１、口つＣＣＩ）検出器の代わりにＩＲ検出器を用いる。ｌＲ？！！ 磁放射線源（よ例えば１）−ザフｔ　Ｉ−ニクス、オルラントウ、Ｆ　Ｉ−から 同調可能なＩＲダイオードレーザとする１、撮像されたθν長は体熱および吸収 変化の像とは異なり、電磁放射線散乱は本発明プｉ法によりイ４ることができる 。無１０傷皮膚および可能には骨を経る腫瘍像の場合には、ｌ　Ｒに吸収される 染料（例えば、インドシアニングリーン）を用いることかできる。池のＴＴ、Ｔ ｈな染料には、例えば、ヘマトフオノトフイＩＪン誘導体ＣＩＩＰＩ）’）から 誘導され６３０　ｎｍて光を吸収するフォトフール＠、モノエスノ（デールア【 ］ラインー３６　（Ｎｌ’ｅｓ　、二ノボンベト口ケミカル、日本）、ベン゛ノ フオルフィリン誘導体ｃ　Ｂｐ　Ｌ）　、クオドラ　ロジ・ツク　ノくンクーノ ＜−ＢＣ）、エノくンスブルーおよびその組合せかある。

好適には、電磁放射線源は、タングステンーハロゲンランプのようｔｊ高輝度の 高輝度、広スペクトルの電磁放射線源および６９５　ｎｒ＋ｉ以下のすべての波 長（こχ１する力用・オフフィルタで構成する。最も＆Ｔ適には、電磁放射線源 をファイノくオブ丁仁・り手段によ−、て注１」部位に向けるようにする。かか る電磁放射線源のｆｆ１ｌｌま１自流調整電源（ＬａｍＭａ、Ｉｎｃ、　）によ り制御されるヒームスプ１ノノタを通過し■つ６９５　ｎｍのロア・グバスフィ ルタを通過するファイ／＼オブテーイ・ツク電磁放射線と１−る。

本争明装置は皮質または注目部位のアナログビデオ信号を得る手段を含も゛。ア ナログビデオ信号エア り、これによって例えばｔｌｆＲ３Ｉ７０コノヘンンヨンを用１１）るフレーム 当ｔ、ニリ５１２水」”う１′ンをイ１する３０１１ｚの出力ビデオ信号を発生 する。力・力・る装置の１つ（よＣＣＤ−７２ソリノトステートプノメラ（Ｄａ ｇｅ−ＭＴＩ　Ｉｎｃ、、ミノブｆン　ンテイ　インディアナ）であり、他の１ つはＣ０ＨＵＧ５００（ＣＯＨＵ、サンディエゴ、力ｌ）すルニ了）である。

１上目孔（ひは均等に照射して全グイナミノク節囲に亘り信号を良好（こ調ｍ１ −るｌ・髪かある。ｔ４：目部位か不均等に照射される場合にはグイナミノク範 囲力・１，１１限されるようになる。好適には、高輝度且つ拡散、即ち、均等な 照射システムを用いる。注目部位全体に亘って均等な照射を得る技術は、例えば デジタル化像、制御点としての注目部位における一定な陰影グレイ像マーカ点、 カメラおよび／または電磁放１１線源の前面の波長カットオフフィルタおよびそ の組合せ上の不均等照射を補償するための拡散照ｑ１像処理アルゴリズムを含む 。好適には調整された１！源によって電磁放射線源の変動を防止する。フートプ レートンステム接触しこれを被覆して平坦な輪郭を形成する光学ガラス（滅菌） である。このツー１−プレートによっても組織の動きを阻止する。

アナログ信号は先ず最初（アナログ信号のレベルでデジタル化ｉすの）検出感度 を最大として信号を増幅し、全グイナミソク範囲に亘り信号を拡げ、これにより 装置の感度を増大する必要がある。（交流電力ラインからのような）　６０）（ 　ｚの雑音はアナログフィルタによりか制御ボックスでフィルタ除去する。さら に、かかる調整によっても７４荷蓄積装置ＣＣＤからのアナログ信号を増強し、 増幅し、条件付けする。入力アナログ信号を適宜に調整する手段の１つはビデオ 速度（３０　Ｈｚ）てこの信号をデジタル化し且つアナログに変換し直すデジタ ル化像として注目部位を視ることである。

撮像処理中組織または患者の僅かな動きをも補償するのか重要である。患者の大 きな動きはカメラを新たに方向イｊけして新たな平均化制御信号を得るようにす る必要かある。動き補償は機械的手段または計算的手段あるいはその双方によっ て行うことかできる。機械的手段は例えば注目部位にフートプレートを置き、こ の際フートプレート たは密者の骨フレームにカメラおよび電磁放射線源を固着することによって達成 する。カメラおよび，／または電磁放射線源を申、者の骨構体に取付ける場合に は任意の患者の動きは同等影響を受けない。その理由はカメラおよび照射源か注 目部位に一定に向けられたままとするからである。フレームプレートの利点はこ 泪こよって動脈圧および／または呼吸により生ずるｓｌｌｔａの動きを阻止する とと口こ脳Ｔｆ髄液の蒸発による変化を防止することにある。計算手段は例えば 注目部位の機能制御点およびこれら制御または結合点の動きの補償を行う三角形 型アルコ゛リズム、および各法の像を平均化制御像に幾何学的に置数して動きを 補償する“像ワ−ピング技術、および両技術の組合せを用いる。像ワーピング技 術は例えばＷ。

ｌｂｅｒｇ著“デジタル像ワーピング°　ｌ　ＥＥＥコンピュータ　ソサイティ 　プレス、ロスアリミトス　カリフォルニア、１９９０に記載されている。さら に像ワービング技術は平均化制御像に対し動きが大きすぎる際に用いられ、新た な平均化制御像をとる必要がある。制御点は内在信号解析に対し皮質表面直接置 かれるように注目部位に直接置くことができる。例えば、Ｇｏｓｈｔａｓｂｙ　 （”像登録用小片状線形マツピング機能”パターン認識、第１９巻、４５９−６ ６頁、１９８６年）は制御点を用いる三角形状領域に像を分割する方法を提案し ている。、各二角形状領域には個別に幾何学的変換を適用して品制御点を制御像 の関連する三角形状領域に空間的に置数する。

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

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

多くの型の像にχｊしてはｘｙ面の並進運動によって像を変換する幾何学的補償 を１−すうことかできる。このようなアルゴリズムに対し実現可能とするために 、周囲光の変化に対しく整数算術演算を好適に実現し得る）計算的に影響、メモ リ影響および頑強とする必要かある。

１つの可能な方法は制御像にズ１する方向毎に画素の数Ｏ乃至にだけ像を並進運 動さ（Ｊるようにする。（２＊に４−１）＊　（２に＋１）の各々に対し、像減 算を行い、あるメリットを３１Ｗして制御像に対する接近性を推測し２得るよう にする。かかるメリットの１例は減算像の分散である。この方法の欠点はこれが 充分でないことである。その理由は（２＊に＋１）＊　（２に＋１）減算像の各 々に対し、５１２＊５１２画素に亘る分散をｔｌ算する必要かある。

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

他の問題は＆［１織表面の照射を確実に均等にすることである。照射源の変動か ら不均等が生し、強度分散は組織表面の３次元特性から生じる。照射源の変動は 、光フイードバツク機構を用いて照射源の供給電力を調整することによってアド レス指定する。これら問題の双方は像処理モジュールで補償することもできる。

アナログビデオ信号は信号処理手段に絶えず供給する。データを得て解析するか かる手段の１つは像解析機（例えば、シリーズ１５１　像プロセッサ、イメージ ング　テクノロジーズ、インコーポレーション、ボーブルン、イリノイ）である 。

像解析機はアナログ−デジタルインターフェースでアナログビデオ信号を受けて デジタル化し、且つ１秒のほぼ１／３０のフレーム速度（例えば３０Ｈｚまたは “ビデオ速度”）でかかる機能を遂行する。信号の処理には、まず最初、画素に 割当てられた注目部位の部分から反射されない光子の数（即ち、電磁放射線の量 ）に依存する（２進系の）値を割当てた一連の画素、即ち、小さな正方形にデジ タル化する。例えば、現在のテクノロジーＣＣＤから標準５１２　Ｘ５１２像に おいて、偉力たり２６２．１４４個の画素が存在する。８ビツトシステムでは、 各画素は８ビツトで表わされる。０のＣＣＤは冷却して熱雑音を減少させること ができる。

好適には、信号処理−１段は、白黒像で表わされるクルイ符号化画素値を各グレ イ符号化値の強度に基づくカラー符号化値に変換する値で初期化されたプログラ マブルルソクア！ブチープル（例えば、　ＣＭ１５０−ＬＵＴ］６．イメージン グ　チクノロシーズ、ボーブルン、マイアミ）を含む。これによって像沖張によ り像増強を行う。像伸張は、万シタル像フレームの凸画素を表わすために用いら れる最高および最低の画素強度値を伸張すべき像フレームの領域全体に亘って決 めるようにする。選択された領域を値の大きな範囲に亘って伸張することにより 例えば雑音による比較的高いスプリアス値を容易に識別１７、且つ除去すること ができる。　受信した凸像を、例えば画素の５１２　Ｘ５１２アレイとして表わ されるデータ素子のフレームとしてフレームバッファ、好適にはＣＰＵの文脈内 に記憶する。各画素は２５６グレイレヘルの１つに相当する８ビツト値を有する 。

さらに処理手段はＡ、／Ｄインターフェースから受けたデジタル化像データのフ し−ムを記憶するフレーム記憶領域を有する複数のフレームバッファを具える。

７レーｌ、記憶領域は少なくとも１メガバイトの記憶スペースおよび好適には少 なくとも８メガバイトの記憶スペースを具える。追加の１６ビツトフレーム記憶 領域は、８ビツト以上で表わされる画素強度を有する処理された像フレームを記 憶するアキュムレータとするのか好適である。フレームバッファは一時的な高速 メモリとする。処理手段は少なくとも３つのフレームバッファを含む。そのうち の１つのバッファは平均化制御像を記憶し、他のバッファは次の像を記憶し、３ 番目のバッファは平均化制御像および次の像間の差分像を記憶する。

さらに処理丁１段は１つ以上の７１ノ−ムバッファに位置するデータから算術演 算（加算、減算等）機能および論理（ＡＮＤ、ＯＲ等）機能を呈する算術論理演 算ユニノ）　（ＡＬｔＪ）　（例えば、八Ｌ　Ｕ−１５０バイブラインプロセツ サ）を含む。

、八ＬＵは高速プロセッサとする。Ａ　Ｌ　Ｕによって実時間で像平均化を行う 。例えば、新たに到来するデジタル化像ΔＬＵに直接置るとともに双方の像をＡ ＬＵに通過させて加算することによりフレームバッファに位置する平均化制御像 に対する加算または減算を行う。Ｒ後の像を加算した後、この１６ビツトの結果 を再びＡＬＵに送ってＡＬＵによりこの結果を定数（即ち、像の総数）で除算す る。ＡＬＵからの出力はフレームバッファに記憶してさらに処理を施すか、また はそれ自体の入力として用いて再び他の像と組合せるようにする。

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

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

さらに処理手段は差分像のヒストグラム伸張（例えば、ヒストグラム／フィーデ ユア　イクストラクタ　ＨＦ　−１５１−１−Ｖモジュール、イメージング　テ クノロジー、Ｗｏｂｕｒｎ、マサテユーセソツ）を行って各差分像をそのダイナ ミック範囲に亘って増強する。線形ヒストグラム伸張は例えばグリーンによる“ デジタル像処理　／ステムアプローチ”ファン　ノストランド　ラインフォルト 、ニューヨーク、１９８３年に記載されている。ヒストグラム伸張によって最も 明るい画素、即ち、差分像の最高値を有する画素を割当てるとともにこれに最大 値を割当てる。最小の画素値には最小値を割当てその間の全ての他の値には（線 形ヒストグラム伸張に対い最大値および最小値間の直線的な値（および１０ｇヒ ストグラム伸張に対し対数値等）を割当てる。これにより差分像によって絶対変 化に対し供給される全ダイナミック範囲を完全に用い得るようにする。

像処理システムによって得られる、または、開発下のハードウェアの多様体を用 いることができる。例えば、テキサス　インストラメント　マルチメディアビデ オ　プロセッサ（ＭＶＰ）が動きビデオ用途に対して開発されている。ＭＶＰに よって内部アーキテクチュアを高度に平行と腰オンチップメモリを大きくし、Ｃ ＰＵ内でＣＰＵメモリおよびＩ１０装置間の通信の帯域幅を極めて広くし、実時 間ビデオ圧縮標準および実時間像捕捉、処理並びに可視化の要求を支持するに必 要な毎秒２０億以上のＲＩＳＣ型演算特性をし得るようにする。例えば、！−− ドウエアはＶＭＥバスへのインターフェースを有するプリント回路板モジュール を具えることかできる。単一シャーシによって全部のモジュールを収容し、手術 室内または手術室間で容易に搬送し得るとともに表示モニタおよび周辺入出力装 置を有するランクに設は得るようにする。実時間システムは例えば取得（アクイ ノンヨン）、像処理、周辺制御およびホストコンピュータに対する４つのボード を具える。処理能力を低減する最小の構成は取得ボードおよびホストコンピュー タボードのみを具えることである。取得ボードは到来ビデオフレームの実時間平 均化を行い、且つ最大速度のハスで平均化フレームを読出すことである。ＶＭＥ バスか好適な理由はそのピーク帯域幅（最も遅い修正に対して８０Ｍバイト／秒 以上、ＶＭＥ６４）か高く、且つ多数の存在するＶＭＥ積と融通性がよいからで ある。取得ボードは可変走査インターフェースを経て多くの種々の型のカメラを 支承する必要がある。ドータボートによって多くの種々の型のカメラのインター フェースの必要性を支承することかでき、且つ可変走査信号を取得マザーボード に供給することかできる。好適には、ユニットはＲ３−１７０Δビデオ信号への インターフェースを行うドータボードを具え、カメラの広い基部を支持し得るよ うにする。高い空間／コントラスト解像度および／または良好な信号対雑音比を 有する低速走査カメラのよ・）な他の型のカメラを用い、これを本発明装置に組 込むことができるとともに改善したドータボードにかように改善したカメラを組 込むこともできる。

ホストコンピュータはＶＭＥインターフェースを有する単一ボード埋設コンピュ ータを具える。好適には、このホストコンピュータはバス帯域幅の考察に依存す るＶ　Ｍ　Ｅ　６４インターフエースまノ、―は標準（ＩＥＥＥ　１０１４−１ ０８７）　ＶＭＥインターフェースを具える。ホス）・コンピュータボードの例 は例えばフォース５ＰＡＲＣ／ＣＰＵ−２Ｅおよび＋１　Ｐ　９０００モデル７ ４７１を含む。ユーザのインターフェースは例えば二二ノクス／Ｘ−ウィンドウ 環境とすることかできる。像処理ボードは例えばテキサス　イ７ストラメンツＬ ＩＶ　Ｐおよび他のチップに基づき、実時間像平均化、登録、および手術中見え 得るようにするために高品質の差分像を発生させるために必要な曲の処理を実行 し得るようにする。このボードも１２０　Ｘ］２０　ＲＧＢ表示装置を駆動して ハイライト腫瘍組織に対する疑似カラーマツピングを有する一連の差分像を示す 。好適にはホストコンピュータに第２モニタを用いてスクリーンリアル箇所全体 を増大し且つユーザのインターフェースを円滑にし得るようにする。処理ボード （完全にプログラマブルである）によってＶＭＥ６４マスタインターフェースを 支持して他のボードと相俟ってデータトランザクションを制御することができる 。最後に、周辺制御ボードによって電気的なインターフェースを設けてホストコ ンピュータから機械的なインターフェースを制御することができる。かかる機械 的なインターフェースは例えば染料注入用のコンピュータ制御モータ駆動ンユリ ンジおよびカメラ制御ボックスを具える。

差分像は好適にはさらに処理して像を円滑にするとともに高周波雑音を除去する 。例えば、低域通過空間フィルタは高い空間周波数および／または低い空間周波 数を阻止してダイナミック範囲の両端で高周波雑音を除去し得るようにする。

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

好適には、処理手段はデノタル像データを記憶する光学ディスク、デジタルおよ び／またはアナログビデオ像のハードコピーを提供するプリンタ、および装置の （アナログ信号に逆変換された）差分フレーム出力を連続的にモニタするように したモニタとを更に具える。この差分フレーム出力は実時間アナログビデオ像上 に重９ｋ（、て冷凍時にカラー符号化差分フレームで重畳された注目部位（例え ば皮質表面または推定された腫瘍箇所）のビデオ像を形成し、迅速な染料取込み 部位か発生し、且つある刺激またはパラダイムに応答して内在信号が存在するこ とを示すことができる。

タロ）処置中、轡１名か動く場合かしばしばある。麻酔処置された忠者の場合に は、動きはしばしば呼吸および血流に依存する。覚醒した患者の場合には追加の 動きか生ずる。この動きはデノタル化像で補償されるため、これら像は減算前に 幾何学的に置数することかできる。この幾何学的Ｍｉ償はデジタル化像に幾何学 的変換を施すことによって達成される。幾何学的変換を実時間で遂行し得る像− 処理ハートウェアの一部はＧＰ−１５０幾何学的処理ボード（Ｉｎｆｏｒｌｌｌ ａＬｉｑｕｅ　ｅｔ　Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ　Ａｖａｎｃｃｅｓ、　ｌｓｓｙ− ｉｅｓ−Ｍｏｕｌｉ＋＋ｅａｕｘ、　Ｆｒａｎｃｅ　）である。このＧ　Ｐ　− １５０幾何学的処理ボートはイテノクスハートウエアと両立し、且つ実時間回転 、並進、ズーム、および５１２　Ｘ５１２　Ｘ　８ビツト像ての双一次補間によ る２次歪み補正を遂行する。

搬像方法 充実性腫瘍を撮像する方法は注目部位の相定腫瘍箇所を潅流する血管（例えば動 脈または静脈）にポーラス注入により染料えお周期的に導入することを含む。

好適には、染料は比較的短い半減期（例えば５分以下）を有し、且つ迅速にクリ アされて繰返し導入を可能とする。本発明装置のビデオＣＣＤは推定された充実 性腫瘍箇所（注入部位）上に集束され、且つ染料により吸収される波長を含む高 強度の電磁放射線によって上記腫瘍箇υｊを照Ｑｔする。染料の導入直前に第１ の平均化像を取出し、デンタル化し、フレームバッファに記憶する。染Ｖ）は迅 速に注入されて直ちにポーラスとなる。次の像フレームを取出して記憶し、減算 的に比較して本発明処理手段を用いる差分像（例えば１秒当たり１つまたは２つ ）を形成する。染料の初期可視化はまず最初腫瘍組織の差分像に現われる。その 理由は染料か一層迅速に腫瘍組織ないを潅流するからである。充実性腫瘍の縁部 は充実性腫瘍マスを概略する陰影付きのラインとして差分フレームに現われる第 １像となる。この差分フレームを冷凍して記憶し、外科医か腫瘍像を観察して手 術中に実時間で腫瘍縁部を確認し得るようにする。さらに、染料は正常な組織に 比べて腫瘍組織で長期間に亘り残存する。これかため、正常な組織および腫瘍組 織の双方において注入部位を通過する染料が一般に現われた後腫瘍組織の染料ク リアランスか遅延し、これにより腫瘍組織に存在し、正常な組織に存在しない染 料によって腫瘍存在しを可視化する他の機会を得ることができる。一層侵略的な 悪性の腫瘍では、腫瘍の等級が高くなればなるほど染料が腫瘍組織の一層長く残 存するようになる。等級か低く一層良性の腫瘍に対しては、染料は腫瘍組織に４ ５秒乃至２分間残存するか、一層悪性の腫瘍では染料は１０分間も残存するよう になる。

本発明方法はＭ、ＲＩ（磁気共鳴撮像）のような腫瘍第１撮像技術を確立するの に極めて好適である。その理由は光学的撮像によって現在のＭＲ＋ＲＩ（ＭＲ１ は手術中の技術ではない）で識別し得なかった等級の低い腫瘍を識別し得るとと しに更新した像を染ｆ１の再導入による外科的摘出中連続して用いることができ るからである。この染料は摘出か開始されて残留腫瘍組織に対し摘出壁部を視る 外科的処置中？ｊ！数回導入することかできる。ＣＮＳ腫瘍に刻してはＭＨＩ技 術によってかかる腫瘍を撮像し得る血液脳関門を妥協した進行期の腫瘍に必要で ある。

コントラストによる本発明光学的撮像方法は血液脳関門といまだ妥協しない低い 等級の腫瘍をも撮像することができる。これがため、この光学的撮像はＭＲＩよ りも−・層感度のよい技術であり、手術中の使用し得、且つ腫瘍を等級化する好 適な手段を提供することかできる。

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

搬像観測中患者、特に覚醒患者の動きを考慮して、平均化像フレームを連続的に 更新するのが１便である。これがため、残留染料の循環、患者の動きまたは外） １的処ｉｉｉ＋１こよる組織の動きを考慮する。

例えば、腫瘍組織を可視化する本発明方法は、前頭葉の鼠神経膠腫モデルに用い て本発明方法の可能性をテストし、腫瘍組織から正常なまたは水腫性の脳を確認 するとともに全ての可視腫瘍摘出後異常な腫瘍から正常な腫瘍を本発明方法によ り分離するかどうかを決めるようにする。脳の血管を経る染料の潅流のダイナミ ックな性質によ−）で１痔な脳および腫瘍組織の識別を行う。さらに、２０７１ ｎｔ　２／画累以下の光学像の空間解像度のため、残留腫瘍の小さな領域をも６ ｆ認することができる。さらに、腫瘍組織を無損傷鼠頭蓋を経て確認し得るため 、外科的手術前に腫瘍撮像を行う方法および装置を提供することができる。　理 論に縛られることなく、正常な脳組織周囲および腫瘍組織を経る染料潅流のダイ ナミックな差を次に示す４つの理由の任きの１つまたはその組合せに対し考慮す る必要がある。

（１）機能不全腫瘍毛細血管を経る染料の大きな溢出、（２）腫瘍組織による染 料の８しく迅速な取込み、（３）＠癌組織を経る緩慢な伝搬回数、（４）腫瘍細 胞による染料の好適な取込み。

鼠の神経組織モデルを検査し、微小血管系を正常な皮質と比較する。膿瘍組織の 血流は正常な組織のものよりも一層緩やがてあり、且つ一層変化し得る。脳腫瘍 と正常な脳との相違は腫瘍の位置、浸潤度、壊死に寄与する。鼠の脳に移植され たＣＧ大神経膠細胞の培養球界を用いる池の研究では、血流は正常な鼠の脳より も生育ＩＩＩ瘍で一層緩やかとなる。微小血管の容積率は腫瘍と正常な脳との間 で等価となる。しかし、ｌ１ｉｉのほぼ５ｏ％のみが活性的に潅流するため、腫 瘍の潅流しｔ：微小血管の表面積は正常な脳のものの１／２であった。これらの 変化は腫瘍に比較して正常な悩により一層迅速にクリアされるようになる。

腫瘍し細血管の透過率は正常な脳のものよりも著しく高い。これら毛細血管の機 能ト全によって大きな粒子のｔ２潤を生し、その結果水腫が生し、且つ腫瘍の微 小血管を囲む割込み圧か増大するようになる。腫瘍の微小血管は正常な細動脈の 平滑筋を含まないため、これらも圧力傾度の局部制御を有さなくなる。これによ っても腫瘍組織に血流静止を生じるようになる。染料潅流の総合効果によって正 常な脳のものよりも走行時間が長く且つ腫瘍組織からの大きな光学信号の持続時 間か増大して長くなる。かかる理由によって染料ａ流中にみられた腫瘍および正 常な脳からの光学信号のダイナミックな変化を支持するようになる。この場合腫 瘍組織にほぼ等価な取込みおよび充分に緩やかな走行時間が生じ、従って光学信 号に長い増加が生じる。また、腫瘍を囲む組織は機能不全の毛細血管なく割込み 圧の増加か期待され、且つ腫瘍ｉｎｎが光学変化の中間期間を有すると云う事実 に従って他の微小血管系が変化するようになる。

正常な脳からの染料の一層迅速なりリアランス機構が発生するがどうが、または 染料か腫瘍細胞によって好適に隔離されるかどうかは明らかではない。後者の場 合にはヘマトポルフィリンか腫瘍細胞内に好適に取込まれるようになるとともに かかる細胞に７オトダイナミソク療法を用いる可能性を考慮する。染料が脈管内 に完全に残留する場合には正常な細胞および腫瘍細胞間に染料の極めて不均一な 分布か期待されるようになる。しかし、一層大きなパイル微小血管間の領域から とられた中間像からはその反対のことが観察された。

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

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

本発明方法および装置の他の特徴は抹消神経の損傷およびスヵーリングを撮像し 得ることである。中枢神経系および抹消神経系（ＰＮＳ）の神経は損傷後に再生 する可能性によって特徴つけられている。損傷した抹消または頭蓋神経を修復す る手術中内在信号のブロックの領域を搬像することによって神経損傷領域を撮像 することかできる。例えばこの神経は注目部位に露出される。神経は損傷箇ｍの 上流を刺激する。活動的な神経経路は活性化後の処理された差分フレームの内在 信号によって１最像する。押杆損傷またはブロックの箇所は損傷箇所の内在信号 に対する急激な端部または下降によって明らかである。斯様にして外科医は神経 ｔａｌｌか存在する箇所の情報を実時間で詳しく得ることができ、可能であれば 損傷を修ｔ１４ることかてきる。

さらに、神経組織を囲むかまたこれに隣接して位置する腫瘍組織を除去する必要 かある場合には、本発明装置および内在信号を撮像する可能性を用いることがで きる。例えば、聴押杆鞘腫と弥される腫瘍は通常内耳（聴覚）神経を囲んで位置 している。内耳神経（脳神経）を損傷することなく、且つ耳を難聴にするがまた は顔を動かず筋肉を刺激する顔面神経を損傷することなく腫瘍組織を除去するの は困難な処置である場合か多い。本発明方法によって染料を用いる神経組織の周 囲から腫瘍組織を識別４−る可能性を提供する。さらに、本発明方法によれば、 内耳神経用の音声パラダイムにより神経を連続的にまたは周期的に刺激するが、 または顔面筋から顔面神経を連動させ、且つ神経活動に関連する内在信号を検出 することによって内耳押杆または顔面神経の正確な位置を示す情報を外科医に連 続的に示すことかできる。従って、神経組織の最も近くに腫瘍組織が存在する場 合にはｌｓＬ科により腫瘍組織を位置決めするとともに同一の撮像装置を用いる 内在信号を検出することによって神経組織を位置決めすることができる。

撮像方法によって注目部位の表面の情報を得るとともに組織の深いレベル箇所に おいて注目部位をターゲットすることかできる。像（平均化制御像および次の１ ′均化像）を形成するために用いる電磁放射線の長い波長を用いて組織の深い箇 所に存在する注目部位をプローブする。さらに、５００ｎｍで見られる像および ７００ｎｍで見られる像間に差分像か得られる場合にはこの差分像は組織の光学 的スライスを示す。さらに、カットオフフィルタを用いる代わりに、染料の導入 を電磁放ｑｔ線の組織フィルタとして作動させて注目部位にフィルタを設ける。

この場合には、長期間に亘りＩＩＩＩＩＩＧまたは正常な組織に残留する染料を 用いる必要かある。

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

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

本発明方法の他の例では、抗体のようなターゲット分子に共役の電磁放射線吸収 、即ち、蛍光染料、または特に腫瘍細胞の抗原表面マーカーに特定のモノクロー ナル抗体またはそのフラグメントを用いるようにする。蛍光染料の励起波長（放 出波長ではない）を含む電磁放射線によって注目部位を照射する。この照射は電 磁放射線源上にカットオフフィルタを用いることによって行う。好適にはＣＣＤ カメラを像増強器またはマイクロチャネルプレート（例えば、Ｋ　Ｓ−１３８１ ビデオスコープインターナシヨナル、ワシントン、ＤＣ）に結合してシステムの 感度を数オーダー増大し且つこねに加えた蛍光染料を有する細胞を可視化する。

夕−ゲット分子と共役となり得る蛍光染料の例は例えばモレキュラー　ブローブ ユーゲン　ＯＲから販売されているカスケードブルー、テキサスｔノットおよび ルノファーイエローＣＨである。

本発明装置はさらに他の用途に適用することかできる。例えば装置を皮質（例え ば、図１および２参照）の電気的刺激に用いる１掘の較正に使用することができ る。覚醒虫害の皮質の機能的体制をマツプするために外科医が現在使用している 技術は皮質の表面に（刺激電極を経て）電流を直接供給することである。外科医 はてんかん発作をトリガすることなく、または＆［ｌ織に損傷を生ぜしめること なくできるだけ最大強さの刺血電流を供給するようにする。刺激電極を較正する 方法としては、外科医は、可変強度の電流を患者の皮質に供給するとともに患者 の悩の表面に直接ｌＩ！置された記録電極の出力を観察しながら電気的活動をモ ニタする。外科医は刺激電極により数秒間電流を供給するとともに刺激停止後の ある期間に亘り持続し得る刺激後のてんかん活動に対し記録Ｉ！極からの出力を チェックする。本発明装置によれば、電極刺激ｉｉＬＭ、により皮質が受ける空 間程度および刺ｌ１１１！流停止後持続Ｖる刺激で誘発された託動の時間コース （所望に応じ）をモニタする正確な手段を設ける４、この方法では、刺激前の制 御像を得、次いで刺激中または後に次の像を得る。像はここで説明したように処 理し７て休９、活動が供給された刺激電流により影響を受ける皮質のこれら部位 の高解像度空間マツプを提供する。また、本発明装置は外科医か電極に対する適 宜の刺激電流を選択するために用い得る刺激およびてんかん活動の空間的程度お よび時間コースのマツプを提供する。

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

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

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

さらに、腫瘍縁部からの試験切除を行う際に手術中の外科医の手助けとなる方法 を実施する本発明装置を使用することもできる（例えば、図１２参照）。腫瘍の り目斗的摘出後、外科医は腫瘍摘出縁部のどの部位か腫瘍組織の残遺物を含むか を識別し得るようにする。これか虫ｖとなる理由は、多くの腫瘍の型において、 手術後の照！＋１および化学療法の有効性を腫瘍組織残存量に対して相関すると 考えられるからである。＠瘍のこれら残遺物を確認する現在の技術では、外科医 は僅かな皿の組織をＩ：Ｅ　會のサンプリングで取出して剖検者への検査用とし てこれらサンプルを送るようにする。このサンプリングおよび検査は外相手術中 に行う必要がある。その理由は外科医はこの情報に基づいてとの組織をさらに摘 出する必要があるかを決定する必要かあるからである。口の技術によれば、外科 手術に必要な時間か増大して費用か嵩み、且つ患者への危険か増大する等のいく つかの欠点があり、しかも、試験切除を決める任意のサンプリング法はサンプリ ング誤りか避けかたいものとなる。本発明によれば、腫瘍縁部の内の残留腫瘍組 織の箇所を迅速に決める方法を提供する。これは、組織のどの部位を試験切除の 目的でサンプリングするか、およびどの部位を腫瘍組織か含まれるものとして直 ちに摘出する必要かあるかに関する外科的決定の手助けとなる。

例１ この例は皮質の直接の電気的刺激による被検体の光学変化を示す。皮質表面の電 気的な記録（表面ＥＥＧ、ＥＣ０Ｇ）は光学変化と相関する。図１および２は皮 質の直接の電気的ＩＩＩ激中およびてんかん発作活動中、人の皮質の内在光学性 質のダイナミック変化を示す。図Ａ、Ｂ、　Ｃ，およびＤは本発明装置を使用し て覚醒または麻酔神経外科処置中入の皮質の内在光学変化の高空間解像度を有す るダイナミック情報を提供する代表的な光学撮像法を示す。図１において、内在 信号変化は刺激−電極′較正”中、覚醒された患晶に誘発する。４つの刺激試行 は皮質表面に逐次供給し、各刺激によっててんかん発作を誘発する。刺激試行は 次のものから成る。（１）ある期間に亘り記録電極の出力を観察することにより 休息皮質活動度をモニタし、（２）電流を刺激電極を経て数秒間に亘り皮質表面 に供給し、（３）刺激停止後ある期間に亘り記録ｉｉの出力をモニタする。

一連の像（凸像は３０１１　ｚで得られた１２８フレームの平均値より成る）は ４つの刺激試行の３々中に得る。最初の３つの刺激試行に対しては６ｍＡの電流 を用い、４番目の刺激試行に対しては８ｍＡの電流を用いる。一連の３−６個よ り成る・１′、均化制御像を得た後、放電活動後にてんかんか誘発されるまで（ 表面電極によって記録される）、バイポーラ皮質刺激電流（６ｍＡまた８　ｍ　 Ａ　）を供給する。

像は４つの刺＃試行の各々中連続的に得られた。

δ画素に１．Ｉする光の吸収変化度を４つの刺激試行中に得られた凸像に対し計 算する。ｃ図ＩＡにマークした４つの正方形領域によって示される）４つの部位 に亘る平均変化度をこれら４つの空間的部位に発生するダイナミック変化の比較 およびちり析のために、図ＩＢ、ｌｃおよびｌＤにグラフ的にプロットして示す 。

図ＩＡは１つの記録電極（ｒ）と、２つの刺激電極（Ｓ）と、これら領域全体に ←ｊ、る吸収の平均変化度か決まる４つの箇所（４角枠で囲んだ領域１．　２． 　３および４）とをｆ１′する顔面運動皮質の直前の人の皮質を示す。皮質は電 磁放射線〉６９０ｎｍで照射した。スケ゛−ルバーは１ｃｍである。

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

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

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

本例で記載された全ての撮像処理および患者の承認フオームはユニバーンテイオ ブ　ワンントン　ヒユーマン　サブジエクツ　ＲＥＶＵＥ　コミツテイによって 再検査され、且つ承認された。全ての患者は外科手術および撮像の実験の双方に 対するインフォームド　コンセント　ステートメントを署名した。皮質は直流調 整電源（１，ａｍｂｄａ、Ｉｎｃ、　）により制御され且つ６９５ｎｍロングパ スフィルタを通過したヒームスプリノタを通過するファイバーオプティック電磁 放射線によって均等に照射した。像は特別に修正されたンネアダプタにより手術 用顕微鏡に固着されたＣＣＤカメラ（ＣＯＩ−Ｉ　Ｕ　ｆ３５０００　’）によ り得た。皮質はガラスフートプレートによって安定化した。像は３０［（ｚで得 て、８ビツト（Ｉｍａｇｉｎｇ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ　Ｉｎｃ、　５ｅｒｉｅ ｓ　１５１　ｓｙｓｔｅｍ、　Ｗｏｂｕｒｎ　ＭＡを用いる５１２　Ｘ４８０画 素）でデジタル化した。幾何学的変換を像に適用して屯青の動きの少量を補償す る（Ｗｏｈｌｂｅｒｇ、”デジタル像ワーピング”　１．Ｅ、Ｅ、Ｅ、　Ｃｏｍ ｐｕｔｅｒ　５ｏｃｉｅｔｙ、　Ｉ、ａｓ　ＡｌａｍｉＬｏｓ、　ＣＡ、　１９ ８８　）。

制御像による次の除算により制御状態中に得た像から刺激状態中（皮質表面刺激 、舌の運動または不一ミンク１４りに得た像を減算することにより差分マツプ度 を得た。生のデータ（即ち、デ／タル化しない）は特定の領域（平均寸法の４角 枠は３０　Ｘ　３０画素または１５０−２５０　ｌ１ｍ”　）の平均光学変化を 決めるために用いた。

疑似ノＪラー像に対しては、線形ロウバスフィルタによって高周波雑音を除去す るとともに線形ヒストグラム変換を適用した。雑音は逐次得られた制御像の変動 の標準偏差として規定し０．００３−０．００９とした。

刺激電極（図ＩＡの箇所＃ｌ）および近くの記録電極（＃３）間の光学変化は各 てんかん発作の強度および持続時間に対する等級化応答を示した（図ｌｌ３）。

てんかん活動の空間程度は刺激前に得られたベースライン像と刺激直後に得られ た像とを比較することにより示した。光学変化の強度および広がりは刺激＃４（ てんかん発作後最長）後よりも次の刺激＃２（てんかん発作後最短）が最も少な かった。　光学変化はベースライン以下である場合には表面ＥＥＧ記録はてんか ん発作活動（ｎ＝ｌｌＲ１’、ｆｆ）を確認し、なかった。図２Δ１の箇所＃３ では刺激後の光学変化はベースライン以下（図２Δ３のブラック領域）であった 。しかし、第４の刺激中箇所＃３の部位内に広がったてんかん発作活動および光 学信号は後までベースライン以下とならなか−〕た（図１１３の箇所＃３）。こ の負の光７個号は禁止された神経母集団（てんかん禁止環境）を表わし、減少し た酸素放出または血流か活動化された領域に分流されたことを示す。

図３は活性領域およびてんかん発作病巣を識別する光学信号の一連のダイナミッ ク変化を示す。図３にはＤｉｉの２つの図に示される刺激試行２からの８つの差 分像度を示す。６像は２秒間隔て得られる。最大の光学変化の病巣領域は、像３ ゜４および５の中心において、最大の皮質活動の領域を示す。この領域がてんか ん病巣である。光学変化の大きさは図２にグレイ−スケールバーで示す。６像は ほぼ４　ｃｍＸ４　ｃｍの皮質の領域を示す。

図４は人の皮質における刺激誘発光学変化のダイナミック変化の実時間シーケン スを示す、図４のパネル１〜８は谷々か８フレーム（＜１／４秒／像）の平均値 である８−）の連続する百差分像度を示ず。６像はほぼ４ｃｍＸ４ｃｍの皮質の 部位にマツプする。

図６において、皮質表面の刺激マツピングは局部麻酔状態の覚醒患者に施して知 覚／運動皮質およびＢｒｏｃａ’　ｓ部位を確認した。３つの“舌つイッグリン グ”試行中は平均化（３２フレーム、１秒）され、２秒毎に記録する。舌揺動試 行は、休息中に５〜６個の像を得、次いで４０秒中に患者か古を上蓋に揺動する ことを要求する像を得、その後回復期中像を連続的に得ることにある。次いで同 一の患者は“言語ネーミング試行を行うことを要求した。言語ネーミング試行は 、休息中に５−８個の（ｔ（制御像−患者が一連のブランクスライドを黙ってみ る）を得、次いで中名が（［１ｒｏｃａ’　ｓ部位で大きな応答を誘発するよう に選択された２秒毎にスライド・プロジェクタに存在する一連の物体をネーミン グする）ネーミングバラディグムで試行した時間周期中像を得、患者がネーミン グタスクをやめるとき（沈黙を守りながらブランクスライドをみる）に次ぐ［ｉ ＞ｉｌ１期間中一連の像を得ることにある。像ＡＩおよびＢｌは人の皮質の領域 のグレイ−スケール像であり、左側は前部、右側は後部、上側は頂部、下側は底 部外側溝である。像Ａ１．　Ｂｌ。

Ａ２およびＢ２の２つの星印はこれら像間の基準点である。像Ａ１およびＢｌの 下側右隅のスケールバーは１ｃｍとする。像Δｌにおいて、番号を付した４角枠 は電気刺激電極による皮質刺激によって口蓋微振動（１）、舌微振動（２）、音 声停止−Ｂｒｏｃａ’　ｓ領域（３，４）および無応答（１１，１２，１７，５ −前運動）を誘発する箇所を示す。像Ａ２は１つの舌揺動試行の休息中の皮質の 百分率差制御像である。像Ａ２の右側のグレイ−スケールバーは像Ａ２．Ａ３． Ｂ２およびＢ３に関連するカラーコートの相対的な大きさを示す。像Ａ３は１つ の舌揺動試行中に発生ずるピーク光学変化の差分マツプ度である。皮質刺激によ り舌および口蓋感覚領域として識別された領域は大きな正の変化を示す。周囲領 域においてベースライン雑音を抑圧する０とは１つの舌揺動試行中言語−運動領 域が負に向かう光学信号を示すことを表わす。像Ｂ２は１つの言語ネーミング試 行中の皮質の百分率差制御像である。像Ｂ３は言語ホー３ングタスク中の皮質の ピーク光学変化の差分像度である。大きな正に向かう信号はＢｒｏｃａ’　ｓ領 域に存在する。負に向かう信号は舌および口蓋感覚領域に存在する。

図７は舌および口蓋感覚領域およびＢｒｏｃａ’　ｓ領域で誘発された人の皮質 のダイナミック光学的変化の時間コースおよび大きさをプロットして示す。この 図７には、３つの舌揺動試行の品々および１つの言語ネーミング試行中図６に示 す４角枠で囲まれた領域、即ち、像ＡｔおよびＢ１ないの組織の光吸収の変化度 をプロットして示す。図７Ａは３つの舌揺動試行中図６で示される４角枠１．　 ２．　３および４内で空間的に平均化された像Ａｌをプロットして示す。図７Ｂ は４角枠ｌ〜７およびＩ７内で空間的に平均化された言語ネーミング試行の１つ を示す。これらの結果は指の運動中知覚皮質にいい気な電位か存在することを報 告したり一等によりレボ−１・されたデータと一致する（Ａｎｃ、　Ｎｅｕｒａ ｌ）。舌の運動中知覚皮質の光学変化の大きさく１Ｏ−３０ｒ６）は運動タスク 中脳血流が１０−３０％増大する知覚／運動皮質の研究と一致する（Ｃｏｌｅｂ ａｔｃｈ　ｅＬ　ａｌ、、　Ｊ、Ｎｅｕｒｏｐｈｙｓｉｏｌ、　６５：ｌ３９２ ．１９９１）。さらに、視覚刺激中入視覚皮質の血量容積変化のＭＲＩを使用す ることにより脳血鳳か３０９ｕまて増大するようになる（Ｄｅｌｌｉｖｅａｕ　 ｅｔ　ａｌ、、５ｃｉｅｎｃｅ　２５４ニア１６．１９９１）。

光学像はこの同一の皮質領域から得た（即ち、注目領域）が、患者はプランクン ライトをするとともにフライド上の物体のネーミングは２秒ごとに行った。ネー ミング中に得た差分度マツプは前運動領域の活動度を示す。音声停止および口蓋 動揺の箇所は表面刺激で確認され且つ反対方向に向かう光学信号で表わす。活動 部位は音声を発生しない舌運動によって誘発された部位とは相違すること明らか である。不−ミング中の前運動皮質活動の光学像はＰＥＴ単一単一トート処理研 究いて確認された皮質部位と動揺の箇所にある（ＰｅＬｅｒｓｏｎ　ｅｔ　ａｌ 、、Ｎａｔｕｒｅ　３３１５８５、１９９１およびＦｒ１ｔｂ　ｅｔ　ａｌ、、 　Ｊ、Ｎｅｕｒｏｏｓｙｃｈｏｌｏｇｉａ、２９：１１３７．１９９１　）　ａ 光学変化はＢｒｏｃａ’　ｓ部位として因習的に規定された皮質部位で最大とな り、電気的刺激により音声停止を行う部位では最大とならなかった。

図８は覚醒した人の言語理解（Ｗｅｒ旧ｃｋｅ’　ｓ　ａｒｅａ　）に重要な皮 質領域の光学的マツプを示す。図８の像Δは甲、者の皮質表面を示し、その解剖 学的指向は左側か前部、上側か下部、上側に沿って外側清か走っている。光学的 擾像後太いラインの左側の皮質組織全部は外科手術的に残荏している。箇所＃ｌ および＃２は音声に灼する本質的なもの（例えば、ネーム物体に幻する肢体の皮 質刺激のブロックされた可能性）として識別される。箇所＃３では３つの刺激試 行における１つの不−ミング誤差を見いたした。外科手術的摘出か太いラインの 星印でラベルされた領域に到達すると、小石の言語は劣化する。図Ａのラベルを 付［、ていない箇所全部は誤りは無いか皮質刺激中スライドをネーミングする。

図８の像Ｂは言語ネーミング試行中に（１られた皮質のグレイ−スケール像の差 分反位のオーバーレイを示す（言語不−ミング試行を説明している図６参照）。

光学的変化の大きさはこの像の右側にグレイ−スケールバーで示す。ごの像は外 科医がこの発明を手術に用いて言語皮質をマツプする手段を示す。

図９はＷｅｒｎｉｃｋｅ’ｓ　ａｒｅａ　（言語理解）で誘発された人の皮質の ダイナミック光学的変化の時間コースおよび大きさを示す。図９八には図８に示 す４角枠で囲まれた領域内の組織の光吸収の変化度をプロットして示す。４角枠 ｌおよび２のプロットは本質的な言語箇所上に位置し、４角枠４．５および６は 第２言語箇所上に位置する。これら５つの箇所の各々の表示は患者が言語ネーミ ングタスクを行っている間に発生した著しい変化を示す。図９Ｂは図８に示す６ つの番号を付していない４角枠からの変化度を示す。これら前部箇所内では充分 な増減はない。

例２ 本例は低級腫瘍のイントノアニングリーン像を示す。手術前にＭＲＩ走査を行っ た。更に、患者を例１に使用した士、述した本発明装置を用いて腫瘍組織につい て検査した。

興味のある特定の大脳皮質性表面区域の平均制御像か得られた。イントンアニン グリーン染料を時刻０において抹消静脈カテーテルに塊として導入した。図１Ｏ は低級ＣＮＳ腫瘍を識別する染料のグイナミノク差分像を示す。この一連の像は 低級ＣＮＳ腫瘍（星状細胞腫、等級ｌ）を有する患者から得られたものである。

図１０Ａ　（左上）において、外ｆ４医か脳の上に付けた文字ラベルは腫瘍上に あって手術中に超音波により識別される。しかし、このタイプ及び等級の腫瘍は 、腫瘍の外科的除去を始めたら正常組織から識別することは困難であることか知 られている。図１０Ｂ　（中央左）は染料（１ｍｇ／ｋｇのインドシアニングリ ーン）の静脈注入から約１５秒後に得られた差分像を示す。図１０Ｃ（左下）は 染料注入の約３０ｆ）後の差分像を示す。腫瘍組織の部分が第１組織の染色状態 を示す。図１０Ｄ（右上）は、この低級腫瘍において、染料注入の４５秒後にお ける全ての組織（正常組織及び異常組織）の染色状態を示す。図１０Ｅ（中央右 ）は染料注入の一分後の差分像を示し、図１０Ｆは染料注入の５分後の差分像を 示す（この低級腫瘍では完全なりリアランスを示す）。これらのデータは、イン トンアニングリーンは正常脳組織より速く低級腫瘍組織内に侵入し、正常組織か らよりも良性腫瘍素子からのほうか除去に時間かかかることを示す。従って、こ の装置によれば低級腫瘍でも撮像するごとかできる。更に、低級腫瘍組織を周囲 の正常組織から手術中に識別することができる。

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

−一ユ 本例は極めて悪性のＣＮＳ腫瘍（神経膠層）の像を示す。患者を例１につき述べ たように神経外科方法で撮像した。腫瘍撮像方法は例２と同一にした。図１１に 示す一連の像は悪性ＣＮＳ腫瘍（神経膠層、星状細胞腫、等級ＩＶ）を有する患 者の皮質から得られたものである。図１１Ａ　（左上）は、悪性脳腫瘍組織が中 心から右に集中しているが他の部分はほぼ正常であるグレースケール像を示す（ このことは手術の１週間後に病理学的スライドにより確かめられた）。図１１Ｂ 　（中央左）はインドシアニングリーンの静脈注入の１５秒後の差分像であり、 悪性組織内の最初の数秒における染料環流が正常組腫瘍織内の最初の数秒におけ る染料環流（図１１Ｃ参照）と同様であることを示す。図１１Ｃ（、左下）は、 ３０秒後において悪性腫瘍は正常組織に比べて著しく色が濃くなることを示す。

図１ＩＤ（右上、染料注入の１分後）及び図１１Ｅ（右下、染料注入の１０分後 ）は、良性腫瘍組織と異なり、悪性腫瘍組織では染料が著しく長く保持され、場 合によっては悪性腫瘍組織内に長期間に亘って保持されつづける。従って、この 装置によれば悪性腫瘍組織を識別し、手術中に正常組織と悪性組織とを区別する ことができるとともに、種々の等級の腫瘍（例えば正常対良性対悪性）を区別す ること力咄来る。従って、腫瘍組織の位置を撮像しうるのみならず、悪性腫瘍は 低級腫瘍より長期間染料を保持することから腫瘍を等吸付けすることもできる。

五−↓ 本例は組織か正常に見えるようになるまで悪性ＣＮＳ腫瘍を切除した後の一連の 像を示す。腫瘍縁部のこのタイプの撮像は腫瘍縁部のリアルタイム撮像の新規な 方法を提供する。切除後に外ｔ４仄か多数の組織サンプリングを行い、凍結切片 の検査結果を待っているあいたに、図１３に示す像が得られた。図Ｉ３は腫瘍を 切除した注目部分の一連の差分像を示す。注目の部分には腫瘍が外科的に切除さ れた後は腫瘍組織か無いものと考えた。通常、このサイズの切除縁部では、単一 の凍結サンプルか病理学検査に得られるだけである。この研究のために、組織学 を本発明で得られるマツプと関連させるために縁部から５つの生検組織を取り出 した。図１２Ａ　（、左上）は腫瘍組織のグレイスケール像を示す。図１２Ｂは 外科医が脳の上に直装置いたラベルを有する縁部を示す。これらのラベルの目的 は、本発明装置により差分像を得た後に外科医が組織検査のための病理学サンプ ルを除去しようとする部分を識別するためである。図１２０（左下）は染料注入 の１分後の差分像を示し、図１２Ｄ　（右下）は染料注入の１０分後の差分像を 示す。これらの染料注入後の差分像は腫瘍組織及び正常組織の部分を含む複数の 像を示す。光学撮像の精度は病理学的検査により後で確かめた。図１２Ｄの右下 の部分は外科医により生検されなかった腫瘍組織の領域を示すことに注意された い。従って、広範な生検の場合でも、サンプリング誤差が本発明の精度を越える 。これらのデータは、本発明は腫瘍の切除後に腫瘍縁部の小さな残留腫瘍組織を 識別することができることを示す。また、本発明は腫瘍縁部のからの生検組織の 取り出しを助けるとともに現在使用されているサンプリング技術と関連する固有 のサンプリング誤差を低減することができる。

例５ 本例は、全ダイナミックレンジに亘って最大強度を有する信号を検出しつるよう に装置を最適化するＣＣＤのセツティング手段を示す。ＣＰＵは次の特徴＝　（ １）出力アナログ信号、四端に近い（即ち２２５に近い）画像値をはっきりした 色（例えば赤）で表示する。（２）暗端に近い（即ちＯに近い）値も青のような はっきりした色で表示する。を有するソフトウェアでプログラムする。ＣＣＤカ メラの調整手順の一例は次の通りである。

１、カメラ制御ボックス（ＣＣＢ）の利得及び黒レベルが０に初期設定されてい る場合、電磁放射強度を、ビデオ信号が四端で丁度飽和するまで（即ち、出力ア ナログ機内の幾つかの値が２５５に近似してみえるまで）増大させる。

２、ＣＣＢの黒レベルを、出力像か暗端で飽和して見えるようになるまで（即ち 、出力アナログ機内の幾つかの値が０に近似して見えるまで）増大させる。

３、ＣＣＨの利得を、出力アナログ機内の幾つかの値か四端で飽和して見えるま で増大させる。４．ステップ（２）及び（３）を、（ａ）利得がその最大可能値 にセントされるまで、又は（ｂ）黒レベルがその最大可能値にセットされるまで 、又は（Ｃ）像かその全ダイナミックレンジに亘って最大に増強されるまで繰り 返す（ＣＣＢ利得、黒レベル又は電磁放射源のこれ以上の調整は像を改善しない ）。５　ステップ４において、（ａ）利得がその最大レベルにセットされ、又は （ｂ）黒レベルがその最大ｌノベルにセットされた力咄力像がまだ最大に増強さ れていない場合、（ａ）の場合にはＣＣＵのセツティングを僅かに減少させ、電 磁放射源強度を四端で丁度飽和するまで増大させる。（ｂ）の場合には、黒レベ ルのセツティングを僅かに減少させ、電磁放射強度を増大させ、ステップ３に戻 る。

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

要するに、鼠神経膠腫はを髄悪性星状細胞腫のクーロン集団から発生したエチル ニトロソウリア誘導Ｆ−３４４鼠腫瘍を用いる。この腫瘍は特に人足状細胞腫に 顕微鏡的に類似である。その理由は双方か脳実質において星状細胞を有しており 、且つ双方か電子顕微鏡の走査により見られるように直系８０−１００μｍのイ ントロサイ］・プラスミックフィルタを有するからである。神経膠腫細胞は１０ ％牛脂児血清か補充されたウェイマウス媒体に保持される。生菌細胞（５Ｘ１０ ’）は単層培養から抗トリブノン性を破壊するとともに各々か１４０−１６０　 ｇの３０シンゼネイク雌鼠の右脳半球部内に定位固定的に埋植する。右側前頭ロ ーブ埋植の定位固定的座標は前頭零面に対し４．５ｍｍの前壁中央から３ｍｍ、 深さか６ｍｍであった。この鼠は埋植時麻酔されていた。頭部は毛を剃り、頭皮 を開き、適宜の座標位置に１ｍｍの７頭した。細胞は２７ゲージ針により注入し 、左側に３０秒後注入を行い、孔を骨ワックスで塞いだ。頭皮を縫合し、この鼠 を通常の活動および給餌となるまて３０４時間観察した。個の鼠は腫瘍埋植後１ （１−１４日使用した。このモデルでは、鼠は、活動および給餌増大のような腫 瘍注入から１６−１９日後臨床的症状を開始し、腫瘍膨張によるマス効果から１ ９−２７日の間に片側麻痺し、ついに死亡した。

１４匹の鼠によって腫瘍の摘出前および後の像を含む完全な研究を行った。研究 のために、鼠は２％イソフルレインで麻酔し、大腿動脈は染料の導入管に用いた 。麻酔はα−クロラルソ（５０ｍｇ／ｋｇ、ｆ　ｐ導入）およびウレタン（１６ ０ｍｇ／ｋｇ、ｉｐ導入）により保持した。鼠は定位固定的ホルダに入れた。次 いで、頭蓋の除去前（例７以下）および後に撮像の研究を行った。腫瘍は前頭半 分および右半球部の２／３を占めた。腫瘍に何ら汚染されていない圧縮された脳 は腫瘍包囲として確認され、対側側の正常な半球部から腫瘍を分離していた。静 脈染料としてインドシアニングリーンを用いた。導入後膣を髄液には染料は何ら 見いだせなかった。

皮質表面をまず最初撮像し、次いで、手術用顕微鏡を用いて腫瘍の全摘出を試み た。次に、光学撮像結果に基づく生検用の部位を選定し、その後組織検査を行っ た。生検試料は１０９６バラフオルマルデハイドでは固定し、ニラスル染色し、 装着した。全ての試料は盲検し、腫瘍に対して正または負のラベルを付した。こ れらのデータを光学撮像結果と照合して残留腫瘍および結果の有効性を決めるた めに行う統計解析とを確認した。

撮像装置を以下に述べる。光は直流電源により調整されたタングステン−ハロゲ ンラブから取出し、ロングパスフィルタ（６９０ｎｍ）を通過させ、５ｏまたは １１００ｎ対物レンズを経て反射された直角プリズムを経て皮質表面に入射させ る。

反射光は同一の対物レンズにより捕捉され投影レンズによりＣＣＤカメラ（Ｃ０ ＨＵ６３０００　）の表面に集束される。撮像装置は定位固定フレームに固着し 、このフレームは耐振動テーブル剛固に固定する。空間的に設計された自動ラッ ピングアルゴリズムによって少量の動きに対する補償を行う。像は３０Ｈｚで得 られ８ビツト（２５Ｇグレイレベル）でデジタル化された。２秒毎に３０平均化 フレームを具える単一像を得（１秒）、記憶（１秒）した。制御像は染料注入前 に得、次いで染料注入後２分に再び得る。染料注入は１秒に亘って行うとともに 最後の制御像を記憶する。制御注入間の時間を２０分として光学像をベースライ ンに戻すようにする。各試行の初期制御像は互いに差し引いて各試行のベースラ イン開始点が等しくなるようにする。

単一制御像を選択し、制御像（４−６像）の各々および制御注入後の像の各々か ら差し引く。かくして得た像は元の制御像により除算し、且つ１００倍して染料 注入前後の全ノーケンスに亘り合成差分度を得るようにする。分離制御像間に生 ずるピーク変化は０．１−０．７％であるが、染料注入によるピーク変化は図に 示す通りである。像の個別の画素の空間解像度は１３．５Ｘ１１．７７ｚｍ”で あった。側部当たりの１５−３０画素から測定した４角枠を像上に示す。個別の ４角枠の平均変化度を計算し、これを用いて種々の型の組織での時間に対する光 学変化をグラフ的に示す。

撮像研究は１４匹の鼠により行った。１′１．ａの染料清流の時間コースはダイ ナミックなものであった。、９匹の鼠の皮質からの１６回の試行のうちの１ｍｇ ／ｋｇのドーズ量でのインドシアニングリーン染料清流による光学撮像は光学変 化のグイナミノク特付を示す、、図１６は注目領域のグし・イスケール像を示す 。図１６Ａは注目部位のブレースリール像を示す。これは図１４に示す鼠と同一 の鼠の像であるか、頭蓋は神経膠騰を含む左側半球部を露出するために除去する か右側十球部には正常な組織か含まれている。４角枠ｌは腫瘍上に置き、４角枠 ２は腫瘍の周囲に置き、４角枠３は正常な組織上に置く。図１６８は１ｍｇ／に 、ｇのインドシアニングリーンが鼠に静脈注入した後１秒経過した注目部位の差 分像を示す。この初期時間中、腫瘍組繊、はまず染料の取込みか腫瘍組織に生ず ることを表わす測定可能な光学的変化を最初に示す。グレースケールバーは差分 像の列の光学的変化の相対的な大きさを示す。図１６ｃおよび図１６Ｄは染料注 入後それぞれ４秒および３０秒経過した注目部位の差分像をボす。これらの中間 段では染料は正常組織および腫瘍組織の双方に集まる。図１６Ｅおよび図１６Ｆ は染ｔ１注人後それぞれ１分および５分経過し２を二注目部位の差分像を示す。

これら後者の時間では染料は、これか正常組織から清浄になっＣいくも、いまた 腫瘍１織に集まっていること明らかである。

ピーク光学変化は染料導入から６秒後に発生したが、正常な崖球部か染料をクリ ーンにした後腫瘍組織は染料クリアランスかないため、大きな光学量を保持１゜ 続ける。これらの変化は腫瘍箇所に対しては解−１的に局在するものである。

光学信号は染料注入後２−３秒内で変化し、全部で３つの部位、腫瘍組織、腫瘍 周囲および正常な脳注入後６秒でピークとなる。しかし、３つの異なる組織の型 は最初の４秒に亘って上Ｈしてピーク光学変化に到達し、平坦な台部は最初の３ ０秒後に生ずる。腫瘍組織は腫瘍包囲部（１６，４±６．８％）または正常な脳 （９，７±４．７％）よりも著しく異なる差分変化度（４０，５±９．６％）を 有する。

図１７は図１（ｉＡからの４角枠１．　２および３によって示される空間領域に 亘る電磁放射線吸収平均の変化度の平均値をプロットして示す。吸収の増大は特 定時における組織中の染料濃度の関数である。グラフ“腫瘍組織′は図１６Ａか ら得た４角枠２内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示し、グラフ“正 常な脳。

は図ＩＯＡから得た４角枠３内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示す 。

のデータおよび図１６からのデータは本発明方法および装置が非腫瘍組織から腫 瘍のみでなく、腫瘍細胞対正常な細胞の可変密度を含む腫瘍部位−包囲部位をも 識別し得ることを示す。

ピーク光学変化は染料注入後４−６秒で常時到達するため、腫瘍包囲部または正 常な脳と比較して腫瘍組織の光学変化度は著し、く迅速であった。腫瘍組織への 染料７Ｉｉｉ流の一層迅速な割合は迅速な時間コースとして表示する。腫瘍組織 の立」−かり時間は腫瘍包囲部および正常な脳よりも一層迅速且つ大きか・った （ｐ＜０．０１）。１４匹のうちの１３匹の鼠では、正常な組織および腫瘍包囲 部がベースラインに戻った後の腫瘍の先学信号か大きく増大（〉２分）した。最 後に正常な組織および腫瘍包囲部も染料取込みか著しく相違した（立上がり時間 、正常２．４％／秒、腫瘍包囲部４０％／秒）。従って正常な取込みおよびクリ アランスのダイナミックな特性は切除縁部を撮像する際に８まれる組織の型を決 定するのか臨界的となる。

この鼠神経膠層モデルはすべての可視腫瘍か除去されると、摘出縁部を撮像する 機会か得られることである。図１８は切除さオ］た腫瘍縁部の腫瘍細胞の残留痕 跡を表わす染料取込みのグイナミノク像を示す。これは図１４〜１７に示す同一 の鼠での研究の継続である。図１８Ａは腫瘍か切除された後の鼠の左側半球部の 高拡大像を示す。４角枠１は残留腫瘍細胞の僅かな痕跡を含む領域上にあり、４ 角枠２は正常な組織のろを含む領域上に位置４る。グレ−スケールバーは差分像 の光学的変化の量を示す。図１８Ｂ１図１８ｃおよび図１８Ｄは静脈内染料注入 後４秒、２１０秒および６０秒経過した腫瘍縁部の差分像をそれぞれ示す。微細 な生検は好適な染料含有を示ず領域からおＪ、び染料か急速にクリアされた領域 から採取する。これらの生検は盲解析し、後に生検か採取された箇所と照合する 。染料かクリアされた領域から採取した生検は正常な細胞のみか含まれることを 示し、染料が滞留した領域から採取した生検は腫瘍細胞のみが含まれることを示 す。皮質表面撮像に見られる一層迅速な立−［、かり速度は正常なのみと比較し て嘘瘍に対して正である摘出縁部をも示す６腫瘍および正常な脳間の著しい差が 立上がり速度、ピーク光学変化および染料性、１．．後６０秒経過した台地部に 対１２．ても存在する（全てｐ＜０．０１）。

図１５−１８は腫瘍摘出外科手術全体に亘り繰返し、適用し得る染料の多重注入 と組合せて本発明方法および装置を適用し得ることを示す（この場合には染料の ４回の個別のｌＥ人を行う）。さらに、腫瘍縁部内の残留腫瘍の極めて小さい島 状部をマ！ブば−ることかできる。

光学撮像の感度および特別性は３４個のサンプル（ｎ＝１２匹の鼠）に対して決 める、二とかできる。先学撮像によりＩＩＩ！瘍に対１．て負であるとみられる １５個の生検のうち、１４個の生検か組織解析により腫瘍からクリアであった（ 感度９３％）。腫瘍にｔｌ　ｌ−て負であ−１．−試料の大部分か腫瘍摘出箇所 の前壁および深さの箇所からと一、ｆ−ものであった（その海馬お、１び変性回 をしばしば生検した）。光学撮像によりｑ（瘍に月（、て正であるとみられる１ ９個の生検のうち、１７個の生検試料は腫瘍に対１て止であ−）た（比’ｆ：８ ９９ｉｉ）。２つの箇所は組織的には腫瘍に対し負であるが生検的には正であっ た。その理由は腫瘍組織の病巣が存在しなかったためである。、−れらの結宋の ほぼ大部分はｏ＜０．００１である。

図１９は膝瘍組織対非腫瘍組織での染１１取込みおよびクリアランスのグイナミ ソク情報を７ｉミす。こ第１は図１８Ａから４角枠１および２によって示される 空間領域に負る電磁放射線吸収平均の自分率変化の平均値をプロットして示す。

電磁放射線吸収の増大は特定の時間における組織中の染料の濃度の関数である。

グラフ“縁部腫瘍°（４図１８Ａから得た４角枠ｌ内の吸収変化のダイナミック スをブ【フットしで；）’＜ｉ、グラフ“縁部正常”は図１８八から得た４角枠 ２内の吸収変化のダイナミックスをブｔ−１ノドして示す。このデータおよび図 １９から得たデータは本発明装置および方法によって極めて高い空間および時間 解像度で腫瘍縁部内で非腫瘍組織から睡瘍組はを識別し得ることを示す、。

例７ この例は本発明方法および装置か外＋１手術前後無損傷頭蓋を紅て撮像１．得る かどうかを検査する鼠神経膠肺を用いる一連の実験を丁ず６′：４磁放射線の遠 赤外波長か骨および皮膚を経−で浸透することは既知である６Ｒ＃ＩＴｓ組織の 撮像を鼠の無ＩＮ傷頭蓋を経て行った。腫瘍確認度は皮質をｎ出する場合よりも 精確ではなかった。しかし、膿瘍組織を有する頭蓋の下側の部位は容易に確認し 、局限化し、数分後染料をａ縮し続けた。最初染料注入後腫瘍部位を対向側の半 球部の止宿な脳よりも大きな信号を示した。染料注入後１分して染料は正常な脳 からクリーンとなり、残留信号は腫瘍組織内に子午線７乙垂直線的に残留した。

図１４は本発明を用いてｍ損傷頭蓋による腫瘍を確認し得ることを示す。図１４ Ａは■ｄの頭蓋表面のグレースケール像である。縦縫合は像の中央を走っている 。腫瘍細胞か数日前に左側に注入され、従ってこの鼠はその脳の左側半部に神経 膠層か発生ずる。右側下部は正常である。４角枠ｌは脳の腫瘍の発生領域りに置 き、４角枠２は１塁なｔｌｌｆａｌ−に置く。図１４１はイントノアニングリー ン染料か鼠に手術中に注入された後１秒経過した差分像である。腫ｇｊ４組繊を 含む領域は無損傷頭蓋を経て直ちに見え得るよ・）になる。図１４Ｃは染料注入 後５秒で染料が正常な組織および腫瘍組織に充満していることを見ることができ る。図１４Ｄは、染料注入後１分経過して正常なわ１織か染料を清浄にするか、 染ｔ１は腫瘍領域にいまだ保持されている。この差分像中心の染料の濃度は縦詞 で循環する染料である。

４匹の鼠で１０回頭蓋を経て撮像された光学変化の時間コースを図１５に示す。

この光字変化は帥瘍上におよび正兜な半球部−１〕に直接載せた４角枠内の平均 光学変化によって決める。吸収の増大は特定時間における組織の染料の濃度の関 数である。グラフ“頭蓋ＩＩ！瘍゛は図１４八から４角枠ｌ内の吸収変化のダイ ナミックスをブロノトシて示す。グラフ“頭蓋正常”は図１＝ＩＡから４角枠２ 内の吸収変化のダイナミックスをプロットして示す。頭蓋を経て撮像された腫瘍 のピーク光学変化は１３．１±３．９°０であり、正常な脳（７，８−’−２， ３％）と比較して著しく大きい（ｐ＜０．０１）。染料注入後６０秒経過した台 地部は腫瘍組織（４０，５ｉ９．６　＞が正常な脳（３，１±０．７）と比較し て著しく大きかった例　８ この例は抹消神経を刺激して知覚皮質を活性化させるネズミのモデルを示す。

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

例９ この例は染料の取込み及び保有に係わる差分ダイナミックにより、慣例のＭＲ１ 撮像でのコントラストの増強を図らない人間の患者における腫瘍組織を特徴付け 、且つ識別しｉりることを示す。撮像技法では非良性腫瘍部分を観察することは できない。図１３の像は患者の腫瘍をＭＨＩでコントラストの増強をはからなか ったものである。このようにコントラストを増強しないことは良性腫瘍では普通 である。しかし、光学的撮像は斯る腫瘍を非良性タイプのもの（肛門状星細胞腫 ）として識別することができた。図１３Ａは注目部位のグレースケール像を示す 。図１３Ｂは染料注入前の差分像を示す。図１３Ｃは静脈に染料を注入してから １分後の注目部位を示し、図１３Ｄは染料を注入してから５分後の注目部位を示 す。なお、染料はかなり長い時間組織内に保有される。図１０、図１１及び図１ ２に示すように、このようなダイナミックな特性は非良性腫瘍の特徴である。

例　１０ この例では末梢神経の機能部位を撮像した。ネズミに麻酔をかけて解剖して座骨 神経を露出させた。銀の電極を用いて座骨神経の後端を電気的に刺激しながら第 １７−ケンスの差分像を得た。制御によるピーク光学変化を含む種々の像を調べ ることにより、神経の刺激個所から内在光学的変化が広がることが判った。次に 刺激電極の前方の近い距離にて神経をクラッシュさせた。次いで第２シーケンス の差分像を得て、このシーケンスからの対応する差分像と第１シーケンスの差分 像からのピーク光学変化を含んでいる像とを比較した。この結果、神経を破壊し た個所では本来の光学的変化が急激に減少することが判った。

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

例１１ この例は頭蓋神経■の機能部位の像を示す。頭蓋神経■（前庭輪生神経）を露出 させる。音は最終的にこの神経を活動せる聴覚刺激を与える。適当な聴覚刺激が 与えられる前と、その最中と、そ後の差分像のシーケンスは、神経の内在光学的 変化がこの神経の機能的活動性に関連する０とを示した。次に、この神経の少量 部位をクラツシングにより破壊させた。第２シーケンスの像は、聴覚刺激が神経 の破壊個所までその神経の内在光学変化を喚起させることを示した。

例１２ この例は多重波長及び／又はレーザ照射を用いて腫瘍組織から得た像、即ち内在 信号による差分像を増強する様々な方法及び多重波長を用いて３次元情報を抽出 する方法を示す。麻酔をかけたネズミの皮質部位を露出させた。先ず、タングス テンフィラメントランプからの白色光を照射して、双極刺激電極で皮質のこの部 位を電気的に刺激する前と、その最中と、その後における第１シーケンスの差分 像を得た。その次に、皮質を６９０ｎｍの光で照射して第２シーケンスの差分像 を得、その後５１０ｎｍの光で照射して第３シーケンスの差分像を得た。この波 長の変更は、光源と頭部との間に６９０±ｌｏｎｍの干渉フィルタ又は５１０± ｌｏｎｍの干渉フィルタを置くことによって行った。

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

次に、取得した多重波長像からの深度情報の抽出の仕方につき説明する。

光の波長が長くなるにつれて、皮質への侵入深さは大きくなり、光の波長が短く なるにつれて皮質への侵入深さは浅くなる。従って、６９０ｎｍ像は光が皮質に ｘｍｍまで侵入した像であり、５１０ｎｍ像はｙｍ＋ａまで侵入した像であり、 ここにＸ＜３／である。

５１０ｎｍ像から６１０ｎｍ像を差引くことにより、皮質組織内の（Ｘ−Ｙ）開 からｘｍｍまでの深度からの情報を含んでいる“光学くさび”が得られる。他の 一連の干渉フィルタを用いることによって、皮質の多くの異なる深度がらの情報 を含んでいる像のシーケンスを得た。こうして３次元情報を得ることができる。

次に、腫瘍成長させたネズミの腫瘍組織を露出させて、上述したすべての実験を 繰返して、同様に信号／雑音比を改傍し、且つ腫瘍組織における３次元情報を抽 出し得ることを確かめた。しかし、この場合には組織を電気的に刺激する代わり に、イントンアニングリーン又はエバンスブルーの色素を染料として注入した。

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

例１３ この例は一対の像をｘ−ｙ平面における変換での制御像による最適なものに自動 的に変換するための本発明によるアルゴリズム及び戦略を実施するＣコードを示 す。本発明による装置か順次取得される像を制御像に自動的に変換して、手術室 内で動きをオンライン式に補償するようにアルゴリズムを実施することができる 。なお、このアルゴリズムを整数演算で行なうことができるため、計算上有効で あることは明らかである。又、このアルゴリズムに必要とされる殆どのメモリを 動的に割り振ることができるから、このアルゴリズムはメモリを臀効に使用する 。

断るプログラムは撮像技法１５１フレームバツフアに格納された２つの像を最適 なものに自動的に変換し、これによりユーザが選択した注目部位における減算像 の不一致が最小となる。ユーザはフレームノ＜・ソファ旧用の像を特定化し、次 いでＢｌ像に自動的に変換すべきフレーム、（、、ファＡＬＯＷ用の像を特定化 する。

注目部位の数が９個所以下で、しかも探索深度が８以下の場合には、全データを フレームバッファからホストフンピユータのＲＡＭに読込むことができる。こう して、動作速度を向上させ、フレームバッファへのＩｌｏを減らすこと力（でき る。このプログラムは全ての計算に整数演算だけを使用するように簡単に変える ことができる。

このプログラムは撮像技法のＩＴＥＸランタイムライブラリにリンクさせたマイ クロソフト社のＣ／Ｃ＋＋バージョン７．０コンノくイラでコンノくイルするこ とかできる。プログラムの実行は、撮像技法のＩＴＥＸ１５１シリーズの／＼− ドウエアから１ｋＸｌｋフレームバツフア、ＡＤＩ及びＡＬＵを制御するＰＣ４ ８６コンパチブルホストコンピユータで行なう。

／”””””””””””””””””””−−−−−−−−−−−−−−−− −−−−−−−−−−−ｔ＃１ｎｄｕｄｅ＜ｓＬ山ｏ、ｈ＞ ボックス０はｌＴ［：Ｘ　１５１　ΔＤＩ　オー）（−レイ　キャＩ＋ビリティ のオーバーレイ　キャバビリテイを用いて示すためのユーザ用の像の４角枠を表 わす日車な機能である。その土ｔｉａ北は、と択された江０領域の位二及び部位 １こ関する情報を含むデータボプクスυ体に１′インクを戻すこと（こある。

／ａ−−−−＊−−−−−−・−会−倫・−・・隣−・−―−・―参−−・虐− ・−＊５ｓａＸ　ｎ；Ｍｌ　＝　ＣｕｒＳ−Ｘ’。

ｄｅ□ｌ！ ｌｓｅ ｍａｎ−ｍｅｔｎｃ　”　ｍｅＩｎｃ；顔部鵬（ｖｏｉｄ） ｒｅｔｕｒｎ　Ｏ；　） −−−１−２−−−３・−・−・４ ＴＩＭＥ　（ＥＡＣＨＤＩＶ　：２５ＥＣ）ＦＩＧＵＲε７Ａ −１−２−＝　３　・−・・・・４ １７ＴＩ　（”ＡＣＨＤＩＶ　：２　ＳＥＣ）ＦＩＧＵＲＥ７Ｂ ＦＩＧＵＲＥ８Ａ ＦＩＧＵＲＥ　８Ｂ ＴＩＭＥ　（ＥＡＣＨＤＩＶ　：２　ＳＥＣ）ＦＩＧＵＲＥ９Ａ ＴＩＭＥ　（ＥＡＣＨＤＩＶ　：２５ＥＣ）ＦＩＧＵＲＥ９Ｂ ＦＩＧＬＩＲＥｌｏＢ　ＦＩＧＵＲＥｌｏＥＦＩＧＵＲＥｌｏＣＦＩＧＵＲＥｌ ＯＦＦＩＧＵＲＥｌｌＡ　ＦＩＧＬＩＲＥ１１０ＦＩＧＵＲＥ　１２Ａ　ＦＩＧ ＵＲＥ　１２ＢＦＩＧＵＲＥ１２ＣＦＩＧＵＲＥ１２ＤＦＩＧＵＲＥ１３ＣＦＩ ＧＵＲＥ１３ＤＦＩＧＵＲＥ１４Ａ　ＦＩＧＵＲＥ１４ＢＦＩＧＬＪＲＥ　１４ Ｃ日ＧＵＲＥ１４０ヨＯＮヨ日ヨ」」１０％ ヨつＮヨ日ヨ：ｉヨ１０％ ＦＩＧＵＲＥ　１ＢＣＦＩＧＵＲＥ　１８Ｄ−［ン一−ＭＡ日ＧＩＮＳ：　ＴＵ ＭＯＲＴＩＭＥ　（ＳＥＣ） ＦＩＧＵＲＥ１９

Claims (15)

【特許請求の範囲】
1. １．注目部位に位面する充実性腫瘍組織の縁部および大きさを撮像するに当たり 、（ａ）染料により吸収される電磁放射線の波長を含む電磁放射線により注目部 位を照射し、 （ｂ）注目部位のビデオ信号をフレーム列として得るとともにこのフレーム列を 処理して平均化された制御像を得、 （ｃ）注目部位に循環する血管内にボーラス注入により染料を導入し、（ｄ）注 目部位の一連の次のフレームを時間に対して得るとともに次のフレーム列を処理 して次の平均化像を得、 （ｅ）各々次のフレーム列と処理された平均化制御像とを比較して一連の差分像 を得、且つ （ｆ）充実性腫瘍組織の輪郭である注目部位内の変化した吸収の証拠として各差 分像を比較して腫瘍組織が染料を一層迅速に吸収するとともに一層長く保持する ことを特徴とする充実性腫瘍組織の辰部および大きさを撮像する方法。
2. ２．前記染料を、インドシアニングリーン、ヘマトポルフィリン、フルオレセイ ン、フルオレスカミン、ＮＰ■■、ＢＰＤ、エバンスブルー、およびその組合せ より成る群から選択することを特徴とする請求項１に記載の充実性腫瘍組織の縁 部および大きさを撮像する方法。
3. ３．各画素の変化速度および大きさは、（ａ）染料により吸収される電磁放射線 の波長に対し各画素のベースライン値を決め、 （ｂ）染料を血管に注入し、 （ｃ）電磁放射線の特定の波長に対し画素値の次の列を得、（ｄ）次の平均化像 から第１平均化像フレームを差分的に合成して差分像を得、（ｅ）この差分像を アナログ像に重畳すること、によって比較することを特徴とする請求項１に記載 の充実性腫瘍組織の縁部および大きさを撮像する方法。
4. ４．患者の皮質の重要な機能領および機能不全領を光学的に撮像するに当たり、 （ａ）高強度の電磁放射線により注目部位を照射し、（ｂ）注目部位のビデオ信 号をフレーム列として得るとともにこのフレーム列を処理して平均化された制御 像を得、 （ｃ）患者のパラダイムを注入して内在信号を刺激し、（ｄ）注目部位の一連の 次のフレームを時間に対して得るとともに次のフレーム列を処理して次の平均化 像を得、 （ｅ）各々次の平均化像と平均化制御像とを比較して一連の差分像を得、且つ（ ｆ）注目部位内の内在信号の証拠として各差分像を比較して内在信号が差分像の 信号として表される反射特性の変化によって特徴付けられることを特徴とする充 実性腫瘍組織の縁部および大きさを撮像する方法。
5. ５．（ａ）アナログビデオ信号を得る手段およびこのアナログビデオ信号を処理 して平均化制御像または次の平均化像を得る手段と、（ｂ）複数の平均化像およ び平均化制御像を得るとともに解析して差分像を得、この差分像を処理して動き および雑音を計数し装置のダイナミック範囲を横切る変化を増幅する手段と、 （ｃ）差分像のみ、またはアナログビデオ像上に重畳された差分像を表示する手 段とを具える装置によって内在信号を検出することを特徴とする請求項４に記載 の充実性腫瘍組織の縁部および大きさを撮像する方法。
6. ６．アナログビデオ信号を処理して平均化制御像または次の平均化像を得る手段 は、 （ａ）アナログビデオ信号をデジタル化し、且つこのデジタル化信号をある完全 なダイナミック範囲に亘つて処理する手段と、（ｂ）一連のフレームを平均化し て平均化像を形成するとともにこの平均化像フレームからのデータを第１フレー ムバッファに記憶する手段と、（ｃ）各々次の処理されたデジタル化撮像データ を第２フレームバッファに記憶する手段と、 （ｄ）前記平均化制御像と前記第１および第２フレームバッファからの次の平均 化像とを減算的に合成して第３フレームバッファに記憶される差分像を形成し、 （ｅ）前記差分像を処理して全ダイナミック範囲に亘り像を伸張する手段と、（ ｆ）前記差分像をカラー符号化する手段と、（ｇ）重畳されたカラー符号化差分 像を監視するモニタとを具えることを特徴とする請求項５に記載の充実性腫瘍組 織の縁部および大きさを撮像する方法。
7. ７．腫瘍組織を撮像する装置は、 （ａ）アナログビデオ信号を得る手段およびこのアナログビデオ信号を処理して 平均化制御像又は次の像を得る手段と、（ｂ）複数の平均化像および平均化制御 像を得るとともに解析して差分像を得、この差分像を処理して動きおよび雑音を 計数し装置のダイナミック範囲を横切る変化を増幅する手段と、 （ｃ）差分像のみ、またはアナログビデオ像上に重畳された差分像を表示する手 段とを具えることを特徴とする腫瘍組織撮像装置。
8. ８．アナログビデオ信号を処理して平均化制御像または次の平均化像を得る手段 は、 （ａ）アナログビデオ信号をデジタル化し、且つこのデジタル化信号をある完全 なダイナミック範囲に亘って処理する手段と、（ｂ）一連のフレームを平均化し て平均化制御像を形成するとともにこの平均化制御像からのデータを第１フレー ムバッファに記憶する手段と、（ｃ）各々次の処理されたデジタル化撮像データ を第２フレームバッファに記憶する手段と、 （ｄ）前記平均化制御像と前記第１および第２フレームバッファからの次の平均 化像とを減算的に合成して第３フレームバッファに記憶される差分像を形成（ｅ ）前記差分像を処理して全ダイナミック範囲に亘り像を伸張する手段と、（ｆ） 前記差分像をカラー符号化する手段と、（ｇ）アナログビデオ像上に前記カラー 符号化差分像を重畳する手段およびこのカラー符号化差分像を監視するモニタと を具えることを特徴とする請求項７に記載の腫瘍組織撮像装置。
9. ９．前記比較ステップ（ｅおよびｆ）は少なくとも２つの像を差分的に合成して デジタル像を得る手段を具え、前記２つの像は幾何学的に変換することにより相 互に空間的に変換することを特徴とする請求項７に記載の腫瘍組織撮像装置、ま たは請求項５に記載の充実性腫瘍組織の縁部および大きさを撮像する方法。
10. １０．前記ステップ（ｄ）および（ｅ）は前記平均化制御像から次の平均化像を 減算して第１差分像を得るとともにこの次の平均化像から前記平均化制御像を減 算して第２差分像を得、且つこれら第１差分像および前記第２差分像を加算して 増加したニューロン活動の領域および禁止されたニューロン活動の領域を示す和 の差分像を形成することを特徴とする請求項８に記載の腫瘍組織差撮像装置、ま たは請求項６に記載の充実性腫瘍組織の縁部および大きさを撮像する方法。
11. １１．末梢神経又は脳神経に対する損傷を撮像するに当たり、（ａ）損傷の疑わ しき箇所およびその上流の領域を含む重要な末梢神経又は脳神経を具える注目部 位を電磁波放射線で照射し、（ｂ）注目部位のビデオ信号を一連のフレームとし て得るとともにこれらフレーム列を処理して平均化制御像を得、 （ｃ）損傷の疑わしき箇所の上流の箇所の末梢神経又は脳神経を刺激し、（ｄ） 刺激時にフレームの次の列を得るとともにこれらフレームの次の列を処理して次 の平均化像を得、 （ｅ）次の平均化像から平均化制御像を減算して差分像を得て末梢神経又は脳神 経の活性領域を撮像し、これにより、刺激された神経からの内在信号が急激に終 端するか、または差分像に変換される神経の箇所に沿う点として神経ブロックを 撮像することを特徴とする末梢神経又は脳神経に対する損傷を撮像する方法。
12. １２．無損傷皮膚および／または骨の下側に位置する注目部位に位置する充実性 腫瘍組織を撮像するに当たり、 （ａ）注目部位を電磁波放射線の赤外領域で照射し、（ｂ）注目部位のビデオ信 号を一連のフレームとして得るとともにこれらフレーム列を処理して平均化制御 像得、 （ｃ）注目部位に循環する血管内にボーラス注入により染料を導入し、この染料 が前記皮膚および骨組織を経て浸透し得る前記赤外スペクトルの領域の電磁波放 射線を吸収し、 （ｄ）注目部位の一連のビデオ像を次のフレーム列として時間に対して得るとと もにそれぞれ次のフレーム列を処理して次の平均化像を得、（ｅ）各々次のフレ ームと処理された平均化制御フレームとを比較して一連の差分像を得、且つ （ｆ）充実性腫瘍組織の輪郭である注目部位内の変化した吸収の証拠として各差 分像を比較して腫瘍組織が染料を一層迅速に吸収するとともに一層長く保持する ことを特徴とする注目部位に位置する充実性腫瘍組織の撮像方法。
13. １３．各画素の吸収の変化度は、 （ａ）染料により吸収される電磁放射線の波長に対し各画素のベースライン値を 決め、 （ｂ）染料を血管に注入し、 （ｃ）電磁放射線の特定の波長に対し画素値の次の列を得、（ｄ）次の像から第 １平均像フレームを差分的に合成して差分像を得、（ｅ）この差分像をアナログ 像に重畳すること、によって比較することを特徴とする請求項１２に記載の注目 部位に位置する充実性腫瘍組織の撮像方法。
14. １４．無損傷皮膚および／または骨の下側に位置するＣＮＳ内の重要な機能領域 または機能不全領域を撮像するに当たり、（ａ）電磁放射線の赤外領域により注 目部位を照射し、（ｂ）注目部位のビデオ信号をフレーム列として得るとともに このフレーム列を処理して平均化された制御像を得、 （ｃ）患者にパラダイムを注入して内在信号を刺激し、（ｄ）注目部位の一連の ビデオ像を次のフレーム列として時間に対して得るとともにそれぞれ次のフレー ム列を処理して次の平均化像を得、（ｅ）各々次のフレーム列と処理された平均 化制御フレームとを比較して一連の差分像を得、且つ（ｆ）充実性腫瘍組織の輪 郭である注目部位内の変化した吸収の証拠として各差分像を比較して腫瘍組織が 染料を一層迅速に吸収するとともに一層長く保持することを特徴とする重要な機 能領域または機能不全領域の撮像方法。
15. １５．各面素の吸収率変化は、 （ａ）染料により吸収される電磁放射線の波長に対し各画素のベースライン値を 決め、（ｂ）染料を血管に注入し、 （ｃ）電磁放射線の特定の波長に対し画素値の次の列を得、（ｄ）次の像から第 １平均像フレームを差分的に合成して差分像を得、（ｅ）この差分像をアナログ 像に重畳すること、によって比較することを特徴とする請求項１４に記載の注目 部位に位置する充実性腫瘍組織の撮像方法。