JPH11510254A - 光学的微細プローベ及び材料のスペクトル分析方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 光学探針が標本内の局部体積要素を選択的且つ優先的に表す試験体からの光を収集し、照度及び収集効力の双方が局部体積要素から落下離間して該要素の外側からの積分寄与を制限する。例えば、光学素子が高ピーク照明及び高収集効力を提供し、該高ピーク照明及び高収集効力の双方が試験体の構造または処理に相当する制限されたサイズを有する体積要素内で重畳する。１つまたは１つ以上のスペクトルセグメントから成る収集された信号は小さな体積要素内の材料の吸光、散乱または蛍光特性等の光学特性と著しく相関する。処理装置は事前に引き出されたベクトルまたはマトリックスを収集された反応に応用して出力を生成することが可能である。収集されたスペクトルまたはその他の反応はこう信号強度を有するとともに、標本中の小さな、あるいは別の方法で近接不可能にされたまたはマスクをされた光学効果を表し、それらが関心の条件に容易に相関されるようにされている。

Description

【発明の詳細な説明】 光学的微細プローベ及び材料のスペクトル分析方法 発明の分野 本発明は試験片との電磁的放射の相互的作用の結果を分析することによって試 験片からの空間的微分解析情報を得る方法および装置に関し、特にこのような装 置に生ずるデータを使用して該試験片からの生物体内の診断的情報を得る新規か つ有用な装置および方法に関する。このことは探索用電磁的ビームを空間的に制 限することによって小さい容積素子内に最大動力密度を達成し、検知される受領 応答を実質的に同一容積素子に制限することによって達成される。 発明の背景 例えば癌、病気その他損傷した組織の迅速な診断を自動的に与えることができ る装置について強い要望がある。特に、癌の成長又はその他の損傷した組織の大 きさと段階とを正確に診断可能な機器について要望がある。現在、医学の分野に おいては目視的解析および生検法によって生物学的組織を解析して特定の病理お よび異常を一般的に決定している。各種の生化学的映像が使用され、各種の病理 の光学的反応が生化学的組織を特定するために使用される。しかし、これら従来 技術は重大な欠点を有する。 例えば、組織の生検を行って取り出した組織を研究室で解析するためには多く の時間が必要である。さらに、生検は組織から取り出された代表的な標本につい て特性を決定するに過ぎない。従って、完全な標本を得るためには多数の切除を 日常的に行う必要がある。さらに、生検は標本採取および診断に誤りを伴うもの である。磁気的同調映像は良い結果を与えるが、高価であり、重要な欠点として 発生の初期段階で小さい病理症状を検出できない。 医学の分野で組織分析に使用される技術として蛍光技術がある。レーザ誘導蛍 光は特定の波長に同調したレーザを使用して組織を励起して２次的波長の蛍光を 発生せしめ、これが組織の特性を診断するために使用される。蛍光は通常組織内 に存在する分子、または識別分子として組織内に導入された分子のいづれかから 発生する。 生物学的組織のＵＶ励起による蛍光反応の機構は完全には解明されていないけ れども、腫瘍形成の蛍光特性は生化学的変化および形態学的変化の両者を反映す るようである。例えば自動的蛍光スペクトル監視器は生物の生化学的変化、例え ばニコチンアミド・アデニン・ダイ・ヌクレオチド（ＮＡＤＨ）およびフラビン の相対的濃度の変化を反映する。粘液性濃度増加および毛細管作用の変化はスペ クトル記録に変化を与える代表的なものである。 ３３７ｎｍの近紫外線励起に応答する蛍光放射に寄与する生物学的組織の主要 分子は、トリプトファン（３９０ｎｍ放射）、エラスチン（４１０ｎｍ）および コラーゲン（３００ｎｍ）の発色要素、ＮＡＤＨ（４７０ｎｍ）、フラビン（５ ２０ｎｍ）およびメラニン（５４０ｎｍ）がある。しかし、組織内においては純 粋化合物に対してピーク位置の移動および全体波形の変化が存在する。従って、 試料に対するＵＶビームの放射は充分に短い波長で行い、上述列挙した波長で記 録される応答から組織に対する寄与の存在を決定する。 ヘモグロビンは吸収のピークが４００ないし５４０ｎｍであり、オキシヘモグ ロビンもヘモグロビンも６００ｎｍ以上で強い光吸収性を有する。血液の流れも エラスチン、コラーゲン、ＮＡＤ、ＮＡＤＨの観測される放射スペクトルに影響 を与える。組織内に存在し、放射光を吸収し検知される放射スペクトルの形状を 変化させる別の化合物として、ミオグロビン、ポルフィリン、ダイニュークレオ タイド・コエンチームがある。 別の一般的背景として、ネオプラシアはその変形経路が主として嫌気性である から高レベルのＮＡＤＨを有する。細胞がその（ＮＡＤ＋／ＮＡＤＨ）比を集合 時に高めることができないことが、その生長制御の欠点に関連する変形細胞の特 性である。（ＮＡＤＨ−／ＮＡＤＨ）の比の値は細胞の代謝能力の指示値で、例 えば解糖作用と糖新生作用との比の指示値となる。表面蛍光はＮＡＤＨの生物体 外および生物体内の双方における相対的な値を測定するために使用されてきた。 個々の筋細胞から得られた放出スペクトラムはミトコンドリアの酸化フラビン蛋 白質から発生するものと考えられ、青色蛍光はミトコンドリアによるＮＡＤＨと 一致する。 コラーゲン、ＮＡＤＨおよびフラビン・アデニン・ディヌクレオチッドは大腸 組織の主蛍光測定法であると考えられ、蛍光スペクトラムをスペクトル分析する ために使用されている。適正値と測定値との間の誤差は酸化および還元ヘモグロ ビンの混合物の吸収スペクトルと類似しており、残差は血液の存在による。 米国特許４，９３０，５１６号明細書には、蛍光を利用して癌と正常組織との 区別を行うことを示しており、癌と正常組織とからの目視可能な発光スペクトル の形状が実質的に相違し、詳細には癌組織は強度ピークの位置が異なり、ブルー 側にずれている。例えば、該明細書には既知の健全な組織と問題の組織との区別 は健全な組織と問題の組織とのスペクトルを比較することによって達成されるこ とを示している。該明細書によれば、組織のスペクトルは、組織を実質的に単色 の放射で励起することによって発生せしめられ、少なくとも２つの波長について 発生した蛍光を比較する。 米国特許５，０４２，４９４号明細書には、励起波長を変更して目視可能な蛍 光スペクトルの形状の差を観察することによって正常組織と癌組織とを区別する ことを示している。米国特許５，１３１，３９８号明細書には、癌を正常な又は 温和な組織から区別するために（ａ）目視可能なバンド以下の単一または実質的 に単一色の約３１５ｎｍ詳細には約２１５〜３１５ｎｍ、特定的には３００ｎｍ の蛍光を使用し、（ｂ）得られた蛍光を約３４０および４４０ｎｍの２つの波長 で比較することを示している。重い腫瘍組織における明確な色の差は診断的に有 用であるが、この方法は正常、悪性、良性、腫瘍、異形、異常増殖、炎症、感染 症組織を区別できない。診断におけるこれら難解な区別ができないことは、適切 な処置の選択をほとんど不可能とする。該特許明細書における簡単な比例、相違 および比較解析は癌研究の有用な手段としての発展を約束し組織状態の指示装置 を刺激するものであるが、正確で頑丈な診療器具が要望されている。 上述から明らかのように生物学的組織から得られるスペクトルは著しく複雑で あり、標準的なピーク比較プログラム、スペクトル回旋解析または比較スペクト ル分析などによって解明することは困難である。さらに、スペクトル偏位はスペ クトル分析を複雑にするだけである。最後に、レーザ蛍光その他の組織からの光 学的反応は通常深度解析ができないが、これはこれら光学的または電子的機器は 対象組織からの信号を全体の組織容積を通して総合することによる。 米国特許４，０１７，１９２号明細書には癌を含む異常を多細胞生医学標本に おいて決定する技術を示しており、これは生体組織の複雑なスペクトル応答に関 連する問題点を克服する。該明細書には生体組織からの光学的（伝達又は反射） 応答データの決定を多数標本について及び多数波長について行い、これらの光学 的応答の相関関係から数個の検査波長を定め相関方程式を形成する一連の定数を 選択する。相関方程式を選択された波長における光学的応答に関連して通常の組 織について求め、この組織の状態を予測する。しかし、良好な堅実な相関関係を 得るために、該明細書においては、組織を励起して下方組織の光学的特性を含ま ない均一な試料を求める。従って、該明細書の方法は本発明に対比して生物体内 に適用することができない。 フォトメディスン社（Photomedicine）のウェルマン（Wellman）研究所での単 一ファイバ深さプローベを使用する研究において、ショマッカー（Schomacker） は生体内の人体結腸ポリープの特徴の自動蛍光は４つの異なる状態、すなわち、 正常、良性腫瘍、前癌状態および悪性新生物の指示を与えることを発見した。参 照文献：ショマッカー等著，レーザ手術および薬（１２，６３−７８）；１９９ ２年；ガストロエントクロロジー（Gastroentcrology:102，1155-1160(1992)が ある。さらにショマッカーはデータの多数変形線形回帰分析を腫瘍が新生物か否 かを区別するために使用することを示している。しかし、この技術を使用する粘 膜異常の観察は実質的に粘膜下からの信号によって損なわれるが、これは正常の 大腸組織において観察される蛍光の８７％は粘膜下コラーゲンによることによっ ている。発生源の深さを識別する装置があれば性能が向上する。 従って、試験片、特に生体試験片を試験して該試験片内の限定された容積素子 からの識別された信号を得ることができる有効かつ正確な装置を得ることについ て要望があり、さらに、これらデータを自動的に処理して容積素子に関する簡単 な診断情報を自動的に与える方法についても要望がある。 本発明の主目的は電磁放射と限定された制御可能の局部的な容積素子との間に 相互作用を誘発せしめ該小さい容積素子に観察される応答を空間的に限定して標 本を分析する方法および装置を提供するにある。 本発明の目的は分析される試験片の隣接平面または表面の下方に存在する材料 の容積素子、または該平面の上方に存在して干渉信号を発する材料が存在する場 合などのように、弱い又は空間的に覆われた信号を発する材料の容積素子を分析 する手段を得るにある。 本発明の付加的な目的は、生物学的組織の特性および又は病理学的状態を励起 ビームに対する組織内の非関連性の容積素子の応答を測定し、該応答を既知の病 理学の応答に関連せしめて自動的に決定し、又は病理学的応答と外部的医学デー タとを総合する手段を提供するにある。 本発明のさらに別の目的は直接に目視可能な、又は直接観察によりまたは腹腔 鏡または内視鏡などの剛性または可撓性光学経路によって光学的に近接可能な組 織の生体診断情報を得るにある。 さらに本発明の目的は癌性、病性その他損傷した組織の範囲を高い精度で低価 格で分析し又は検知するにある。 さらに本発明の目的は組織を監視し、器官または組織移植片が生存可能である か否かを決定するにある。 さらに本発明の目的は生体内の酸素潅注、血色素、その他の代謝産物、および 組織または血液化学物質を測定するにある。 本発明のさらに別の目的は薬品、特に光力学的療法に使用される薬品の一時的 または空間的分布を監視するにある。 本発明のさらに別の目的は、その大きさが医師にとって臨床的に重要な組織の 容積素子を解析するにある。 上述およびその他の目的は以下のせつめいにより明らかとなされる。 発明の概要 広い意味において本発明は標本、例えば組織の輪郭を定めた区域からの放射に 対する応答を誘出し検知する装置を提供し、該組織は直観的に言えば強力かつ純 粋、すなわち希釈されない応答を与える。粒子ビームは材料（例えば化学的元素 および金属化微細構造）の量的微細分析に著しく有効であることが判っているけ れども、低いエネルギ放射に対して応答を引き出すことと、より透明な媒体例え ば生命装置内の有機材料または流体中の化学反応などのように複雑な装置の場合 とは著しく相違する。例えば音響的（例えば圧縮波）放射と光子的放射との双方 は多数の騒音導入欠陥、例えば散乱、モード変換、吸収および再放射、多数の関 連するまたは類似の効果、例えばこのような放射に対して集められた応答が空間 的に近接する区域から又は物理的に関連する位置にあるが実質的に無関係な混信 材料からの無関係な雑音によって希釈され、不純化され、濾過され、その他実質 的に変化せしめられる。本発明はこの欠点を例えば組織の層、局部的な成長、又 は反応容積などの容積素子を刺激し応答を集めるプローベによって解決するもの であり、これは活性手順に従って詳述される。これは照明ビームなどの刺激ビー ムがその大部分が第１の区域外にある限定された照射分布を有し、刺激に対する 応答を収集する装置の収集効率が第２の区域について同様な空間的区別を有し、 第１および第２の区域が交差して試験される容積素子を限定する用にすることに よって達成される。従って、容積素子は刺激および検出感度において重なる空間 的分布によって限定される。 本発明の理解のための例示として、サンプルの照射およびサンプルからの光の 収集を説明するが、「光」、「照射」または「放射」という用語を使用する。し かし、これら用語は明細書および請求の範囲において電磁的放射の各種の形式を 含むものであり、ビーム、焦点光、その他の各種形式、各種空間分布のものを含 み、視野ストッパ、絞りおよび焦点調節素子を使用するものであってよく、また 音響的放射も含む。 本発明をより完全に述べるために、特定用語について述べる。本発明は範囲ス トッパの使用を企図しており、これは照明および集光経路対物レンズの解像度に 対比して大であるが、応答が集められる局部的容積素子を限定するように使用さ れる。本出願人は本発明の最も有用な量的限定は囲まれた動力の大きさと対比的 なスポットの寸法とである。回折が存在しないとき、映像は幾何光学的に正確に 予測されるが、収差の影響はある。比較的なスポット寸法とは幾何光学的に予測 される映像の大きさと回折が適切に考慮された場合の映像の大きさとの比較、ま たは映像が回折効果と残留収差との存在下で正確に測定されたものとの比較であ る。囲まれた動力とは全光学的フラックスの映像表面内での分数であり、これは 記述された限界、例えば幾何学的映像内に限定される。さらに、解答は光学装置 の主軸に関する映像の位置によって変化し、従って正確に限定すれば、定義は解 答が特定される位置を含む。これはフィールドストッパの平面内にあると定めら れる。本明細書および請求の範囲において用語「大きいフィールドストッパ」、 「回折限定スポットより大きいフィールドストッパ」、「対物レンズの古典的解 像度より大きいフィールドストッパ」はフィールドストッパの大きさが点目的物 が配置されその映像がフィールドストッパの位置にあるとき、関連する充分に修 正された対物レンズによって形成された点目的物の映像に対比して大であること を意味する。 「容積微小プローベ」、「容積微小プローベ形状」および「弱い共焦形状」は １）試料を特定するために放射を使用する配置にして、 ａ）照射および集光経路に１対のフィールドストッパを使用し、該フィ ールドストッパは関連する対物レンズのフィールドストッパの古典的解決より大 であり、 ｂ）フィールドストッパは少なくとも部分的に試料の通常の容積素子を 介して結合され、 ｃ）観察された放射を使用して共通の容積素子を特定する。 ２）照射および集光フィールドストッパの形状は物理的に同一である。 容積プローベとは、 １）容積が微小なプローベ、又は ２）試料を特定する放射を行う任意の形状にして、 ａ）情報が抽出される容積素子にして、照射および観察経路の部分容積 に限定され、 ｂ）これにより、該容積素子の外方の放射始発部とは区別され、 ｃ）容積素子は試料の全容積より小であり、 ｄ）容積素子の予めの決定および少なくとも部分的な寸法および位置の 決定が可能で、試料内の位置の効果的な識別が可能である。 同様に用語「光学的」および「放射」も電磁的、音響的、光学的および放射的 を含み、「容積素子」は光学的形状によって限定される局部的容積をいう。 一般的に、本発明の器具は、限定された容積素子からの光学的応答を集めるこ とによって作動し、この応答の収集が「記録」を形成するが、これは永久的また は短命である。「記録」は光検知器または検知器処理回路からの電気的信号でよ く、表示スクリーン上の目視可能な表示であってよく、数学量で示す測定値、ま たはメモリまたはハード記録装置の測定値でもよい。 以下の説明では理想的媒体、すなわち散乱または該媒体の屈折率が光の伝播に 実質的に影響を与えないものとしている。 代表的な装置として、２つの光学的組立体のそれぞれのフィールドストッパが 共役して容積素子を介して求められる光学的応答を与えるようになされる。第１ の光学的組立体は光源またはその他の放射源からのビームを容積素子に選択的に 伝達するフィールドストッパをイメージする。第２の光学的組立体は目標容積素 子から始発する光または放射を集め、光または放射を検知器に伝達して第１の伝 達されたビームと容積素子との相互作用を解析する。第１の光学的組立体は選択 された容積素子の選択的照射を行うフィールドストッパを含み、第２の光学的組 立体は目標容積素子から発散する放射または光の収集光学体への収集を制限する 第２のフィールドストッパを含む。さらに、制御器が設けられ、これは本発明の いくつかの実施例によれば選択された容積素子の試験片の表面に相対的な深さを ２つの光学的組立体のそれぞれのイメージ区域を制御しそれぞれの結合状態を保 持しその標本化された容積素子を両組立体の共通結合点として調節する。これら フィールドストッパの一般的寸法は生理学的に興味のある容積素子を標本化し又 は処理するために常に大であり、従って対象物の古典的解決よりも大となされて いる。標本化された容積素子内の２つの組立体のそれぞれの対象物によって形成 されるフィールドストッパの像は、それぞれのフィールドストッパの限定された （幾何学的）非回折イメージを通る光束の実質的にすべて（例えば９５％以上） を囲んでおり、光学系および試験片の損失について適切な修正を行う。フィール ドストッパの寸法は少なくとも数個の細胞というような生理学的に有意の大きさ の組織を含む標本容積素子を限定するように選択される。 本発明の一実施例において照射および集光光学系は同一素子であり、フィルタ 装置またはビーム分割装置が使用されて、照射および集光ビームを分離する。 照射および集光フィールドストッパの共役は通常は共焦点配置によって達成さ れ、光学的装置（照射および集光装置）によってフィールドストッパの映像が形 成され、光学的装置は対象物と重なって配置される。フィールドストッパが小さ いピンホール（回折効果によって深度判定が制御される）である場合の共焦点配 置は従来技術に示される。例えば米国特許第３，０１３，４６７号明細書には２ 重焦点、すなわち共焦点装置が示され、２つの光学的に共役のピンホールのフィ ールドストッパを有しており、形成されるイメージのコントラストは限定された 焦点区域の外方から始発する実質的に総ての光を排除することによって改良され る、すなわち横方向視野を制御しイメージ部分を囲む区域の有効深度を最小にす ることによって改良される。これら単一の点から得られたデータは実用性が小で あり、共焦点顕微鏡の場合、通常試料を横方向に走査することによって得る複数 の点の相対的応答によって所望の高いコントラストの２次元映像が得られる。 本発明によればフィールドストッパは対象物を照射し収集する限定された回折 スポットより大きい寸法を有する容積素子を限定し、単一容積素子から得られた データが新しいスペクトル信号を含み、これが診断情報として使用される。共焦 点顕微鏡は目標表面の映像を標本上の多数の密接に間隔をおかれた点から得られ た光学的応答の回旋によって与えるが、本発明は非映像化マイクロプローベとし て示され、標本試験片の映像を得る必要がなく、重要な分析データは標本として の別々の容積素子から得られる。すなわち、有限の容積素子から得られた絶対的 光学的応答エネルギ（信号）の量を最適のものとするが、従来の共焦点顕微鏡に おいては多数の超顕微鏡的対象物からの応答における強化されたコントラストが 所望の目的となされる。目標が全く相違しているので、共焦点顕微鏡は少なくと も１つのフィールドストッパを使用し、これは従来の対象物の解像度より小であ り、複数の隣接する点からの読みが得られる。本発明のフィールドストッパは対 象物の回折限定スポットの寸法より著しく大であり、単一の容積素子から有用な 応答が得られる。多数のフィールドストッパの使用は著しく大きい容積限定応答 を生じ、集められた光の信号／ノイズ比を根本的に変化せしめ、事象の検知と迅 速な測定とをその光学的特性によって可能とするが、これは共焦顕微鏡において は観察さえされなかったことである。比較すれば、共焦顕微鏡における固有の深 さ識別、すなわち視野の深度、すなわち回折によって限定される焦点容積素子の 深度は照射光の波長および該光と試料との相互作用の特性によって定まり、これ に反して本発明の固有の深さ識別は光学的装置の幾何学的変数のみに依存するも のである。 選択された容積素子からの光学的応答は容積素子についての重要な情報、例え ば化学的、形態学的および一般的に生理学的情報を有している。試料がスペクト ル的に簡単であれば、その光学的反応はピーク値を調和させ、１つ以上の選択さ れた波長について回旋除去または強度決定を行う従来のスペクトル技術によって 解析される。このような装置の一例として、複数の化合物の混合物の均一度の決 定がある。しかし、試料が上述したような複雑な生物学的標本である場合、従来 の装置で観察されるスペクトルの複雑さは意味のある診断を与えない。このよう な生物学的標本が微妙な特性を知るために分析される場合に、関連出願によれば 驚くべきことに、別々の容積素子から得られた光学的応答を空間的にフィルタし て変換し、又は非イメージ顕微鏡的に得られたデータに関連して上述変換を行う ことによって診断的に有意の結果が得られる。 この点に関する本発明の方法によれば、最初に、特定目標病理学の訓練セット または標本が選定され、該標本は望ましくは少なくとも１０個の試験片を含む。 最初に試験片中の明確な容積素子からの光学的応答が集められ、記録される。標 本と同一の容積の素子が本発明の非イメージ容積微細プローベとして使用され、 生検される。すなわち、使用した容積素子の組織病理学的分析が病理学研究室で 実施され、試験片は任意の目盛り（例えば１から１０）で目盛られ、これは病理 Ｃ（たとえば特定の癌）の程度を示す。目盛Ｃ_i（ここにＣ_iは訓練セットの標本 ｊについての目盛値を示す）はできるだけ正確である必要があり、従って病理学 者の求めた多数の値（同一の容積素子について）の平均値を使用する。そこで数 式Σａ（_je）・Ｆ（Ｉ_ij）＝Ｃ_jが得られ、ここに、ｉはスペクトルの窓（通常 ５〜５０ｎｍ）、Ｆ（Ｉ_ij）は容積素子ｊについての窓ｉにおける測定されたス ペクトル応答についての応答強さその他の特性の関数である。関数Ｆは該窓にお ける応答強度であってよく、この場合Ｆ（Ｉ_ij）＝Ｉ_ij、または Ｆ（Ｉ_ij）＝ （ｄＩ_ij）／（ｄλ）／（Ｉ_ij）、この場合（λ）は窓（ｉ）における媒体の波 長その他の関数である。係数ａ_ieは病理目盛Ｃに対する関連変換係数であり、上 述の式から周知の数学技法、例えば多変数線形回帰解析法により求めることがで きる。この解析において、値Ｃ_jの病理学的偏椅と光学的応答との間の忠実な関 連に必要な窓ｉの数は最小となり、病理目盛Ｃに対する関連係数ａ_ieの組が求め られる。光学窓ｉの空間ベクトルを形成している応答（Ｉ_ik）が前述訓練セット 以外の試料からの個々の素子の限定された数に限定され、ベクトルＦ（Ｉ_ik）に 変換操作（ａ_ic）を行って和Σａ（_ic）・Ｆ（Ｉ_ij）＝Ｃ_kが得られ、試料とし た容積素子の目標病理目盛Ｃの量が決定される。 本発明の実施例としての器具は濁った材料、例えば生物学的組織、水、プラス チック、被覆、および化学的反応過程に有用であり、生物学的組織の生体内およ び生体外検査に特に有利である。内部的分析を得るためには、本発明は現存形式 の剛性および可撓性内視鏡と共に作動可能である。本発明は第１および第２の光 学素子を光ファイバによって内視鏡、腹腔鏡または関節鏡に連結するようにして もよい。 図面の簡単な説明 本発明の性質および目的を理解するために、以下の詳細な説明と添付図面とを 参照する。図面において、 図１は本発明による容積検査装置のブロック図。 図２は本発明による容積検査装置の概略図。 図３Ａ、図３Ｂ、図３Ｃは装置の光経路と、観察可能な容積素子を限定するた めの整合を示す図。 図４は本発明による容積検査装置の別の実施例の概略図。 図４Ａは図４の概略図を実施する実際の装置の概略図。 図４Ｂ、図４Ｃは図４Ａの装置の光経路を示す図。 図５は本発明による容積検査装置の多波長実施例の概略図。 図６Ａ、図６Ｂは膣鏡に好適な実施例を示す図。 図７は試料の３軸走査を行うに適した実施例を示す図。 図８は筋肉組織の上皮に限定される新生物を検出する実施例を示す図。 図９Ａ、図９Ｂは静止の照射光がＺ軸走査を行う装置を示す図。 図１０Ａ、図１０Ｂ、図１０Ｃ、図１０Ｄ、図１０Ｅは照射および集光装置の 別の実施例を示す図。 図１１は子宮検査装置としての実施例を示す図。 発明の詳細な説明 図１は本発明の容積検査装置１０を示し、試料１８内の容積素子を照射し照射 された試料１８内の容積素子から放射される放射が検出される。容積素子からの 放射は衝突する放射に対して多くの点で変更せしめられ、容積素子からの「光学 的応答」または単に「応答」という。これら変換は試料とされた容積素子の特異 な特性を保持しており、化学的、形態学的、物理的、生理学的特性を保有する。 光学的応答は反射、伝達、選択的吸収、各種形式の散乱、各種形式の発光、特に 蛍光を含む電磁放射として示される。 装置１０は、放射を発生する放射部１２と、第１の光制限部１４と、指向（対 物）光学系１６と（これらは集合的に照射光学系という）を含み、光制限部を通 過して形成されたビームが試料１８を照射する。さらに装置１０は、収集光学系 ２０と、第２の光制限部２２と、検出部２４とを含み、収集光学系２０は照射さ れた試料１８からの放射を収集し検出し、これが第２の光制限部２２を通る。さ らに、装置１０は制御部２６を含み、これは照射および収集光学系またはその一 部に連結されて、照射が指向される位置を調節し、選択された容積素子からの応 答を収集する、例えばプローベをそれぞれの深さ区域に、又は試験される容積素 子に指向させる。これは照射および収集制限部１４、２２にフィールドストッパ を設けることによって達成されるが、詳細は後述する。 作動時に照射部１２と制限部１４と指向光学系１６とが試料１８内の容積素子 を照射する。照射部１２は放射を発生し、制限部１４に指向させる。制限部１４ は放射の一部を選択的に指向（対物）光学系１６に伝達し、これは試料１８に含 まれる容積素子上の光制限フィールドストッパに焦点を合わせる。 収集光学系２０と光制限部２２と検出部２４とは照射された容積素子の少なく とも一部から収集光学系に向かう放射を共同して検知する。収集光学系２０は試 料１８に含まれ照射される容積素子の像を光制限部２２のフィールドストッパに 形成する。光制限部２２は収集光学系２０からの放射を選択的に検出部２４に伝 達する。検出部２４は電磁放射の特性、例えば１つ以上のスペクトル線の強さ、 またはスペクトラムの区域などを明確とする。 照射と応答収集との共働する制限とによって、対象容積素子以外からのすべて の応答が空間的に制限され、検知される容積素子からの信号と背景との比が著し く増大する。 制御部２６は指向光学系１６と収集光学系２０との位置を空間的に調節して、 試料１８に含まれる複数の容積素子を照射し検出し、または光制限フィールドス トッパの位置を調節して同様な効果を得る。本発明の別の態様によれば、制御部 ２６は照射ビームと検出ビームとを試料１８の２次面積区域に照射する。これは 装置１０のビーム軸線を試料１８に相対的に変更して、試料１８内の容積素子を 放射ビームの軸線に直角の方向から変位した各種の位置に指向することによって 達成される。このとき、制御部２６は装置１０の試料１８に相対的な位置を互い に直交する位置とは異なる位置とする。 図２は本発明による装置１０の素子の物理的配置を試料と共に示している。図 示された装置１０は光源すなわち照射部１２と、照射連結体３２と、照射部連結 光学系３４と、第１のフィールドストッパ３６を含む第１の光制限部１４と、レ ンズ３８、４２から成り照射対物体１６として示される映像手段とを含み、レン ズ３８、４２は照射対物体１６の正面組立体を形成し、試料１８に含まれる容積 素子４６を第１の光制限部からの入力放射ビーム４４により照射する開口ストッ パ４０が設けられる。図２には、さらに、レンズ５２（対物組立体）、５６から 成るコレクタ２０と、開口ストッパ５４と、第２の視野ストッパ５８を含む第２ の光制限部２２と、検知器連結部６８と、容積素子４６から発する帰還放射４８ を捕捉し分析する検知器２４とを含む。 照射連結光学系３４に関連する照射連結部３２が電磁放射の経路を与え、電磁 放射は放射部１２から制限部１４を通る。検出器連結部６８と検出器連結光学系 ６０とが電磁放射を第２の光制限部２２から検出部２４に導く。連結部３２およ び連結部６８は代表的には直径５０マイクロｍないし２００マイクロｍの光ファ イバ、または光ガイドとする。通常、光ファイバまたは光ガイドは多数モードと なされ、すなわち連結部３２、６８は広い波長範囲の電磁信号を伝達可能となさ れる。照射連結光学系３４と検出部連結光学系６０とは代表的にはレンズまたは 同等素子を含み、連結部３２、６８間およびその他の部分間を通る電磁波を整合 せしめまたは合致せしめる。連結光学系３４、６０のレンズは正確に整合してお り電磁放射が連結部３２、６８を通って出る、または入るときの動力損失を最小 とする。 図示する第１の光制限部１４はフィールドストッパ３６を含み、これは光学系 において視野を制限するために使用される各種の制限体であってよい。本明細書 においてフィールドストッパとは任意の形状、例えば円形、楕円形、矩形、溝形 または正方形開口であってよく、視野を制限する。さらに、一定の形状、寸法を 持ってもよく、調節可能な寸法形状、例えば調節可能な虹彩などであってよく、 限定された有効断面積を有する光フアイバなどのように開口部を有し通常はフィ ールドストッパの機能を行う素子であってよい。作動時にはフィールドストッパ ３６は遮光することにより光学系１６に入る光を選択的に制限する。一実施例に おいて、照明組立体の第１の部分の基準（平行）光線が光学系１６に指向され、 これが照射目的物として作用し、光制限部１４の位置の調節を必要とせずに軸線 方向に移動せしめられる。この調節は制御部２６の制御によって行われるが、ビ ーム４４の焦点位置を軸線方向に変更して選択された個々の容積素子を照射する ようにする。 対物光学系１６は第１の開口ストッパ４０を含み、対物レンズの開口を制限す ると共に、レンズ組立体３８、４２の縁部によって限定される開口が試料１８内 の限定された試験容積体４６内に光ビームを指向する。設けられる場合、開口ス トッパ４０はレンズ４２によって試料１８に投射される電磁放射ビームの断面積 を制限し又は限定するに役立つ。レンズ４２は放射４４のビームが試料１８の焦 点区域においてフィールドストッパ３６の狭いイメージ範囲に収斂するように作 動する。放射４４のビームが焦点を結ぶ試料１８の容積は、検出される容積素子 ４６を含むが、詳細は図３について説明する。 光制限部１４と指向光学系１６の焦点能力とによって入力放射４４の強度は光 学系１６の焦点区域において最大となり、制限部１４の開口は入力放射４４の強 度が横方向および試料１８内の前述焦点区域から離れる方向に軸線方向に減少す る。 入力放射４４が検査される容積素子４６を照射すると、この放射はフィールド ストッパ３６によって限定される試料容積内の材料と影響しあう。この相互作用 によって照射された試料から始発する２次光ビームが全方向（４πステラディア ン）に指向される。この２次ビームは、入射放射に対する試料の応答動作である が、試料容積内の材料の反射、散乱および吸収（スペクトルの特定部分における 応答の欠如として観察される）、さらに、特異な蛍光の発散がある。試料からの 光学的応答の一部として収集される放射４８があり、収集器に到達したものは検 知器２４に集められる。 収集組立体２０は前方対物レンズ５２と、第２の開口ストッパ５４と、検査さ れる容積素子４６から発する放射エネルギ４８を集めると共に、該容積素子の最 大断面積をフィールドストッパ５８へのビームに直角にイメージするリレイレン ズ５６を有している。１つの実施例において、レンズ５２は焦点長さが前述断面 積部分からの距離に等しく、従って放射４８を収集し放射４８を平行光線として 再指向することができる。開口ストッパ５４は光集光対物レンズ５２から限定さ れた寸法の放射ビームを選択的に通過せしめ、第２のレンズ５６は容積素子４６ の前述断面積を第２の光制限部２２にイメージする。 図示した第２の光制限部２２はフィールドストッパ５８を含む。フィールドス トッパ５８は光学的装置に通常使用される任意の開口を代表する。作動時に収集 組立体２０はフィールドストッパ５８上に容積素子４６をイメージし、正確には 該収集光学系の軸線に直角な該容積素子の最大断面積が定められる。すなわち、 フィールドストッパ５８、３６は容積素子４６を介して対をなしている。フィー ルドストッパ５８を通った光は連結光学系６０と検知器連結体６８とを通って検 知器２４に到達する。容積素子４６内に最大の照射を与えるため照射ビームを空 間的にフィルタすることと、容積素子４６からの光を空間的にフィルタすること とによって、容積素子４６の外側区域からの光を識別することを可能とする。 放射が始発する容積素子をフィールドストッパで制限する効果は光学系の断面 図として示す図３Ａ、図３Ｂ、図３Ｃを参照して説明する。 図３Ａは照射光学系の一部を示し、照射フィールドストッパ３６を通った光は 光学素子７１（図２の照射対物体１６に対応する）に到達する。図２における照 射部１２からの限界光２００、２０１はフィールドストッパ３６の点Ａを通るも ので、限界光２０２、２０３はフィールドストッパ３６の点Ｂを通ったものであ る。限界光２００、２０２は開口ストッパ４０の点Ｃを通り、限界光２０１、２ ０３は開口ストッパ４０の点Ｄを通る。光２００、２０１はイメージ平面２５０ のＡ’点で収斂し、光２０２、２０３はイメージ平面２５０のＢ’点で収斂して いる。点Ａ’、Ｂ’はフィールドストッパ３６のイメージ３６’の限界点として 示される。フィールドストッパ３６が円形であれば点Ａ’、Ｂ’は直径の両端を 示している。限界光２００、２０１、２０２、２０３はさらに、試料１８内に伝 達される。 回折がないとした幾何光学近似によれば、光２００、２０１、２０２、２０３ は入力放射４４の幾何学的限界を示す。試料１８内に散乱がないとき、入力放射 ４４は点Ｈ、Ｂ’、Ｃ、Ｄ、Ａ’、Ｋによって囲まれる区域に限定される。フィ ールドストッパ３６の内側を通った放射は開口ストッパ４０を通り、次に容積素 子４６を通るが、その限界は点Ａ’、Ｆ、Ｂ’、Ｅによって示される。フィール ドストッパ３６が円形であれば、容積素子４６は双円錐形であり、頂点Ｆ、Ｅを 有する２つの円錐が共通の底面３６’を有している。容積素子４６は図３Ｂに示 すように、単に放射４４がぼかされない区域を示すものである。 位置３６’において放射は最大であって、容積素子４６の外方で急速に低下す る。図３Ａにおいて、フィールドストッパ３６とその映像３６’との寸法は開口 ストッパ４０の直径、照射対物体７１と仮想平面２５０との距離に対比して誇張 して示している。従って、照射される容積４６１の外側では内側に対比した場合 フィールドストッパ３６’の中心Ｌと容積４６１の中心Ｇとの距離の２乗に比例 して減少する。放射４４は試料１８に作用して放射を始発せしめる。始発された 放射は相互作用の性質によって変化し、例えば始発する放射が蛍光の場合は発生 源Ｇを囲む全球面（４πステラディアン）に放射されるが、方向性を持ってもよ く、部分的に吸収されたビームの場合もあり、逆方向への散乱光の場合もある。 任意の発生源Ｇからの放射の強さは、その点における入射４４の強さに比例する ものとなっている。 照射装置とは別に集光装置を説明する。光学法則は本質的に可逆性であるから 照射装置と集光装置とは共役的である。この共役性は集光装置を示す図３Ｂに明 らかである。容積体４６１’からの放射は検知器２４（図２）に集められ検出さ れるが、照射と集光とを同時に考えるとき図３Ａの容積体４６１に少なくとも部 分的に対応する。 図３Ｂに示すように、容積体４６１’からの放射は検出部２４に到達するが、 収集開口ストッパ５４と収集フィールドストッパ５８とを経由する。検出部に到 達する試料１８からの放射は放射４８に含まれる。回折がない場合、光３００、 ３０１、３０２、３０３は集光放射４８の幾何学的限界を示す。試料１８内に散 乱がない場合、集光される放射４８は点Ｈ″′、Ｂ″′、Ｃ″、Ｄ″、Ａ″′、 Ｋ″′によって限定される容積４６１’内に含まれる。放射４８のすべてはフィ ールドストッパ５８の内部の点を通り、これらが開口ストッパ５４を通り、その 断面が点Ａ″′、Ｆ″′、Ｂ″′、Ｃ″′で限定される容積素子４６’を通って いる。フィールドストッパ５８が円形の場合、容積素子４６’は双円錐形であっ て、頂点Ｅ″′、Ｆ″′を有する２つの円錐が共通の底面５８’を有して双円錐 形を形成している。 フィールドストッパ５８を通る放射４８はイメージ５８’を通るが、イメージ ５８’の下方（図において）の試料１８、例えば点Ｇ″′から始発する。更に、 放射４８はフィールドストッパ５８を通るから、逆にイメージ５８’の上方から の放射はイメージ５８’を通る。すなわち、収集される総ての放射は対物体７２ の収集開口に収集される、すなわち、容積部４６１’の内側にあって開口ストッ パ５４に向かって指向され、第２に、検知部２４に到達する放射はフィールドス トッパ５８を通る。この第２の状態は収集部の収集効率が発生源からの距離、例 えばＧ″′とフィールドストッパのイメージの中心Ｌ″′との距離の２乗にほぼ 等しい。 図３Ｂにおいて、フィールドストッパ５８とそのイメージ５８’との相対的寸 法は開口ストッパ５４の直径、又は対物体７２からイメージ平面３５０までの距 離に対比して誇大に示される。実際は角度Ｃ″′Ｆ″′Ｄ″は角度Ｃ″′Ｅ″′ Ｄ″とほぼ等しく、効率または放射の計算において精度に小さいロスがあるが角 度Ｃ″′Ｌ″′Ｄ″で代替できる。角度「１／２｛Ｃ″′Ｌ″′Ｄ″｝」の正弦 関数が対物体７２の作動数的開口（ＮＡ）を示しており、開口ストッパを通る光 に対する対物体の公称の収集角度を表す。図３Ｂにおいて、光源は４６１’とし て示すが、これは容積素子４６’の外方で、平面３５０より著しく下方で、例え ば点Ｇ″′からのフィールドストッパ５８’の張る角度はイメージ５８’の中心 Ｌ″′からの角度より小である。従って点Ｇ″′から放射される光は対物体７２ に集められる立体角内にあるが、フィールドストッパ５８を通って伝播しないが これは最初にイメージ５８’を通る必要があることによる。従って、収集効率は 立体角の比、すなわち例えば光源点Ｇ″′からイメージ５８’の中心までの距離 の２乗の比となる。容積素子４６’の外方で面３５０と対物体７２との間の試料 １８内の光源点から４８に放射される光において、イメージ５８’は開口ストッ パより小さい立体角を張り、従って、この光源点について、光線が通過する開口 ストッパの面積は減少し、収集効率も同様に減少する。 容積素子４６’内の光源点に関し、対物体７２の実際の収集角度内に放射され る光線は検知部２４に到達する。すなわち、容積素子４６’は試料１８の唯一の 容積素子であり、これから発する放射４６はぼかされない。 従って、本発明の回折のない光学装置では、ぼかしは容積素子を限定し、これ から有意の信号が検知される。 図３Ｃは容積素子４６″を示し、共役する照射および集光光学系によって限定 され、観察角度φ（図２の５０）は１８０°ではない。深さ識別は改良され、共 通フィールドストッパと共通対物体を使用するものより信号はいくらか弱いが、 これは図３Ａの容積４６と図３Ｂの４６’とが実質的にかつ不完全に対応してい ることによる。この場合の容積素子４６″は容積素子４６、４６’の重なる部分 から成り、これを通してフィールドストッパが共役する。一般的にはフィールド ストッパは図示のように中心を同一として重ねられ、共役しない双円錐体の頂点 は除去されて小さい素子となり、交差した円錐類似の形状を有し、これからの光 学的応答は強化される。照射および収集装置は移動せしめられ、このフィールド ストッパの像は対称性の少ない、例えば細片形、楔形などをなし、観察される試 料と同様または斜めに整合するものとなる。この場合、全信号は著しく減少する が、試料からの検知信号の割合は増加し、有用な情報の内容は強化される。 装置１０は共役するフィールドストッパ３６、５８を使用して試料１８内の視 野を横方向および深さ方向に制限する。試料１８は装置の所望の特性に合わせた 供試容積素子を限定する。当業者にはフィールドストッパ３６、５８は図３Ｃに 示すように容積素子４６″を介して共役するが、同一焦点ではなく、それぞれの イメージ、すなわち図３Ｃにおける断面３６’、５８’は重なっていないで共通 線を有するのみである。一般的に光学的経路、フィールドストッパの位置と形状 および対物体素子は整合してよく、これらが容積素子を限定し、位置と方向とが 定められる。例えば形状は細片形、楔形、半月形、円錐形などが照射および収集 区域の交差によって生ずる。 当業者が理解されるように、２つのフィールドストッパは完全に共役するより 本発明は非イメージ容積、微細プローベ装置を含み、検知容積は分割共役、すな わちフィールドストッパのイメージの部分的一致により限定され、従って上述の 双円錐体が部分的に重なる。この装置の望ましい実施例において、照射および収 集光学系は互いに平行で、対物体は僅かに変位し、または楔形をなし、イメージ の共通して重なり合う区域を形成するが、両組立体の光軸は偏位している。 図３Ｃに示すように、これら形態のいづれにおいても、入射ビーム４４と容積 素子４６″との相互作用、すなわちこれらの光経路に共通な容積区域は２回空間 的にフィルタされ、この容積区域から検出された光は照射および収集分布の結果 として低下する振幅を有する。低いレベルの光が試料１８の容積素子を焦点外で 照射し、望ましくは選択されなかった素子が強く照射された焦点区域、すなわち プローベ容積体のイメージを著しく覆うことはない。さらに、選択された容積素 子の内側でなく、焦点材料の外部から到達する低レベルの光は非常に小さい部分 のみが収集光学系に到達する。すなわち、共通容積素子４６″の外側から始発す る光が検知される信号に与える影響は前述双円錐体の共通中心からの距離の４乗 に比例して減少する。この結果は本発明の装置によって選択された容積素子から 収集される復帰信号を該容積素子の外部から集められる復帰信号に対して著しく 強化する。 寸法に関し、例示すれば１ないし２０マイクロメータの基本的寸法の細胞から 成る基本的微細構造、及び１０倍ないし数千倍大きい層または生長過程を検出す る臨床的巨大構造を有する生物学的組織を検出するもので、プローベ装置は照射 視野ストッパとして数十ないし数百マイクロメータの寸法を有し、収集ストッパ も数十ないし数百マイクロメータの寸法となされる。代表的な実施例において、 照射および収集視野ストッパは２５ないし５００マイクロメータとなされ、対象 物の拡大度は１／１０と１との間である。代表的な実施例において、フィールド ストッパの寸法は上述の値となされる。実際の光学系において大きいフィールド ストッパが必要である。 良く修征された対物レンズによって形成される点状対象物の像は点状とはなら ない。これは、明るく照明された中央の点がイメージの強さの１／２以上を消費 し、残りは開口ストッパの形状に従って、及び開口ストッパ上の入射光の振幅お よび位相分布に従ってイメージ上に分布される。マックスウエルの近似方程式に よれば、寸法 ｄ’＝ｋλ／ＮＡ が得られ、ここに λ は単色入射光の波長、 ＮＡは対物レンズのイメージ側の作動数的開口、ｋは１桁の係数である。実際的 の光学系における通常の場合として、平面または球面波入射光が円形対称の良く 修正された対物レンズに入射したとき、イメージは当業者に周知の渦巻き模様で 中央の最大部を囲む第１の空白部の直径は ｄ’＝１．２λ／ＮＡとなり、像の 強さの８４％はこの直径内にある。 実際の光学系に通常の別の実施例として、入射光が最低次のＴＥＭ₀₀レーザー である場合、イメージにおける放射はガウス関数によって分布し、通常限定され る回折スポット直径 ｄ’＝０．６４λ／ＮＡ となり、この直径においてイメー ジ照射は回折パターンの中心における最大照射の約１３．５％であり、その部分 のエネルギは全体の約８７％である。従って、本発明による開口ストッパはその 直径が ｄ＞ｋλ／ＮＡ であり、ここに、ｋは開口ストッパと入射光とによって 定まる定数である。対物レンズ、開口ストッパおよび照射の実際的値に対して、 ｄ＞２λ／ＮＡであり、通常は ｄ＞＞λ／ＮＡ である。 良く修正された対物レンズにより形成される大きい物体の像でも幾何光学で予 測される完全な複製ではない。幾何学的イメージの縁部を注意深く調査すると回 折の影響が判るが、これら影響はイメージの寸法が回折スポットの大きさと匹敵 する場合以外は無視できる。これは幾何学的イメージの外方では実質的に光学的 力が存在しないことによる。すなわち、イメージ平面内の光学的動力の分布は、 対象物例えばフィールドストッパが小さくて回折効果が関連する対象物の光学的 性能を支配するか否かを定める限界値となる。例えば対象物からの光学的動力の ９５％がイメージ表面に到達するとき対象物の幾何学的イメージとなされる。 図２の実施例において、容積素子４６の光軸に沿った選択は対物体前方組立体 （４２、５２）の同期的軸方向運動によって達成される。これは、対物体の前方 組立体を選択された容積素子４６からそれぞれの焦点位置に等しい距離に位置せ しめるようにする。しかし、新規の容積素子の場合、試料を２つの固定の光学的 組立体に対して移動せしめ、または一方の光学的組立体を他方に対して移動せし めて、選択された容積素子を２つのフィールドストッパの共役点に位置せしめる ようにする。 照射装置の光軸ｚに沿った容積選択を行う別の手段として、素子の別の運動が あり、フィールドストッパの運動、または他の光学的素子を運動せしめて照射装 置の対物体のイメージ距離を変更せしめるものがある。しかし、２つの光学的組 立体の一方の運動は他方の関連する運動によって補償する必要があり、例えば、 収集光学的組立体において２つのフィールドストッパの共役関係または分割した 共役関係は選択された容積素子４６を介して達成される。 図４は変形した装置１０’を示し、これは非イメージ容積マイクロプローベの 連結運動組立体を不要とし、共通対物組立体が試験片を照射し、同一軸線または 経路に沿って光を集める。装置１０’は照射部１２と、連結光学体３４と、ビー ム分割部１００と、第１の光制限部１４と、対物体１６と、検知部２４と、前方 対物光学素子４２を移動せしめて異なる深さの容積素子をサンプルするための制 御器２６とを含む。ビームスプリッタ１００が連結光学体３４の前方および後方 素子の間に配置され、光制限部１４の方向から入る光を反射するが、照射部１２ の方向から到達する光は通過させる。ビームスプリッタ１００から反射する光は 検知部２４に指向される。 作動時に照射部１２は放射ビームを発生し、これが連結光学体３４とビームス プリッタ１００とを経て光制限部１４に向かう。光制限部１４は放射ビームを選 択的に伝達し、光はフィールドストッパ３６を通って対象物１６に到達する。対 象物１６はフィールドストッパ開口３６内の試料１８内にイメージを形成する。 試料１８から反射し又は始発した光は対物光学体１６に集められ、光制限部１４ 内の同一のフィールドストッパ開口３６を通って戻る。従って光制限部１４は対 物体に到着する試料１８からの放射の一部分のみを選択的に通過させる。通過し た部分は主としてまたは本質的に容積素子４６からの応答を含む。選択的に伝達 されるビームはビームスプリッタ１００に向かう。ビームスプリッタ１００は選 択的に伝達されたビームの少なくとも一部を検知部２４に指向し、分析および特 性を記録する。図２の実施例と同様に、照射源と光制限部とは試料内に局限され た強度の回折限定より大きい照射スポットを形成する。 図４Ａは別の実施例１０″を示し、共通対物組立体が試料を照射し同一経路に 沿って光を集める。装置１０″は照射部としてレーザ、例えば波長６３３ｎｍの 線形に偏光した出力を有するメレグリオ社（Melles Griot）05-LHP-121-111レー ザを有し、レーザ出力をパルス化し信号を強化して同期検知を可能とするビーム 変調組立体９９７が設けられ、例えば４５度の入射角の６３３ｎｍ放射と共に使 用されるレイナルド社（Reynard Corporation）製の極性検知２色性ビーム分割 部１００が配置され、入射する偏光レーザ放射の９０％以上が反射されるように なされ、連結レンズ９１３、例えばメレグリオ社のＬＡ００１１が２０ｍｍの焦 点距離を有し、これがレーザ放射を照射連結部３２に連結し、連結部３２の受入 れ数値開口と適合する。連結部は光ファイバ例えば長さ２ｍのセラムオプチック 社（Ceram Optic）のＵＶ２００／２２０Ａ１２とし、２００ミクロンの芯を有 し、数値開口（ＮＡ）が０．１２であり、ナイロンジャケットで囲まれ、端部に はアウガット社(Augat SMC)のコネクタを有する。光学的ヘッドは連結光学組立 体３４と、フィールドストッパ３６とを有し、これは例えばナショナル・アパー チャー(National Aperture)社のステンレス鋼フィールドストッパで、１００ミ クロンのレーザーカット開口をＰＡ−３アダプタに有する。対物組立体１６が設 けられ、これらは試料１８を照射するに共働する。試料１８は装置１０″の性能 を較正するためには像であってもよく、例えば透明媒体内に分散した散乱素子を 含み、その表面の下方に例えばナイルブルーなどの染料で染色された糸を配置し て小さい癌を模擬し、または鶏の胸肉などの天然組織内に癌に通常使用される薬 に浸した糸を挿入したものとしてこの薬によって処理された小腫瘍の吸収および 発散特性を模擬するようにしてもよく、または試料をそのように処理された腫瘍 としてもよい。照射されたナイルブルーは波長６７０ｎｍおよび７８０ｎｍに集 中された蛍光を発する。光学的ヘッドは試料１８の容積素子４６内に発生する蛍 光を感知し、照射連結部３２に連結し、これが結合レンズ９１３の受け入れ数値 開口に照射し、これが集められた放射を基準化し、２色性ビーム分割部１００に 送る。ビームスプリッタ１００は６７０ｎｍ以上の蛍光の９０％以上を伝達する ようになされている。伝達された蛍光は光学的フィルタ９１５、例えばショット 社（Schott）のＲ６８ガラスとなされ、このガラスは散乱した６３３ｎｍの放射 の１０⁴分の１以下を伝達するが、蛍光の１／２以上を検知フォトマルチプライ ヤ９２４に伝達し、これは例えばハママツ（Hamamatsu）Ｒ９２８となされる。 フォトマルチプライヤ９２４の電気的出力９３０はロックイン増幅器９２６、例 えばプリンストン（Princeton Applied Rearch）社のＳＲ３５０増幅器となされ る。パルス発生器９２５（ヒューレット社 Hewlett Packerd 8003A）が例えば約 ８５０ヘルツで発振するように調節され、ビーム変調組立体を制御し、変調組立 体とロックイン増幅器とを同調せしめる。ロックイン増幅器はフォトマルチプラ イヤ９２４の電気的出力９３０を処理して平均強度をディスプレイに表示し、例 えばテクトロニクス(Tektronix)４７５となされるオシロスコープ９２６に平均 強度に比例する信号を送る。表示された信号強度は測定される容積素子４６から 発する蛍光に比例する。制御器２６は光学的ヘッド９１４を３つの直交する方向 運動せしめ、各種の容積素子の蛍光を測定可能とする。 詳細には変調組立体は音響光学的偏向装置、例えばイソメット社（Isomet）の １２０１Ｅで、２２１Ａ−２−３９駆動部を含み、これがパルス発生機９２５の パルスを受けたとき偏向した１次及び高次のビームを発生し、パルス発生機の出 力がゼロの場合にゼロ次の偏向されないビームを発生する。出力ビームはレーザ ９１２から音響光学的偏向装置９９１を通り、回転ミラー９９２に送られ、ビー ムはモード選択器９９５に指向される。モード選択器９９５は、例えば偏向装置 ９９１から約８００ｍｍ離れており、モード選択器に入る偏向されたビームはゼ ロ次の偏向されないビームの衝突点から充分に離れている。モード選択器は充分 に大きい、例えば直径約１ｍｍの開口を有し、１次のビームの通過を可能として いるが、モード選択器の本体はその他のモードの伝達を妨げ、阻止する。１次の ビームはレーザー照射を含み、これが第２の回転ミラー９９４に当り、調節可能 の虹彩９９６を経てビーム分割器１００に指向される。虹彩９９６は一例として 約３．５ｍｍの開口に調節される。調節可能の虹彩はモード選択器９９５を通っ て洩れる残留モードがあれば除去し、レーザー照射器９１２の出力に広く存在す る最低次のＴＥＭ₀₀ガウス（Gaussian）モード以外の付帯的なレーザービームが あればそれを除去する。レーザー照射器９１２の出力のこの最終的清浄化作業に よって、その後の照射用光学素子による散乱が生じてフォトマルチプライヤに向 かう光学的経路内へ入ることが防止される。従って光学的ヘッド９１４に入るレ ーザー照射はパルス発生機９２５のパルス周波数を有する清浄化されたパルスで ある。 光学的ヘッド連結器は前方および後方素子３４１、３４２を含み、例えば１対 のエドモンド・サイエンチック社（Edmund Scientific）製のＭ６３８７アクロ マットで、焦点距離１７ｍｍとする。副組立体３４が照射連結ファイバ３２の出 力の数値的開口に適合し、照射をフィールドストッパ３６に指向するが、これは 例えば直径１００ミクロンの円形開口であって入力照射を約３０％の効率で選択 的に通過せしめ対物組立体のバック素子３８に送る。素子３８は例えばメレス・ グリオ（Melles Griot）社の 01 LAO 028/078 で焦点距離約３１．５ｍｍで、開 口ストッパ４０を介する連結効率を最大にするように選択され、該開口ストッパ ４０は代表的には直径が８ないし８．５ｍｍで前方素子４２と一体となされてい る。前方素子４２は１組の顕微鏡対物レンズの１つで、その拡大度は視野ストッ パのイメージが所望の直径を有するように定める。前方素子４２は例えばアメリ カン・オプティカル社（American Optical Corp.）の焦点長さ約４ｍｍおよび、 ０．６６ｍｍのＮＡの４４Ｘ対物レンズ、無限大に修正された同社の焦点長さ約 ８．５ｍｍ、および０．５ｍｍのＮＡの２０Ｘ平面アクロマート対物レンズ、ま たは焦点長さ約２０．３ｍｍおよび０．２ｍｍのＮＡで約１２ｍｍの長い作動距 離のオプティック社（Optics for Research）の１０倍対物レンズがある。これ らの対物レンズは図４Ｂに示す測定を実施するために使用されるもので、これが 装置１０″の予測された性能を実証する。 図４Ｂおよび図４Ｃは図４Ａに実施例として示す実際的な作動装置で行った測 定結果を示す。 図４および図４Ａの実施例において、収集および照射装置は同等であり、図３ Ａおよび図３Ｂに示すいくつかの装置は同一の素子、すなわち対物レンズ７１、 ７２、開口ストッパ４０、５４および視野ストッパ３６、５８は同一の装置であ ると物理的に認識される。これら実施例において視野ストッパ３６、５８は共通 のイメージ３６′、５８′（図３Ａ、図３Ｂ）を介して自動的に共役するが、こ れらは図３Ａ、図３Ｂのぼかしがなく照射された光源容積素子４６、４６′と同 様に通常のものである。この実施例において、照射効率および収集効率は共通の フィールドストッパ・イメージにおいて、例えば図３ＡのＧ、図３ＢのＧ″′に 示す遠隔点に相対的に最高であり、容積素子４６内で高い値に留まる。同様に、 容積素子４６内で収集効率は高いが、これは容積素子４６′の場合も同様となさ れる。図３Ａ、図３Ｂの４６１に同等な光源点４６０、例えばＧに対する照射及 び収集の全効率は両（照射及び収集）効率と照射に対する発散の大きさに関する 関数との積と同様に概略的に低下する、すなわち、イメージ５８′と同等なイメ ージ３６′の中心からの距離のほぼ４乗に比例して低下する。光軸上にない点に ついては低下が著しいことが判る。試料内でのロス以外に、上述理由に実質的に 影響を与えない要素として、収集フィールドストッパ５８によって与えられる限 定によるものでなければ、球面４５０（４５０′）に沿って配置され焦点外れの 容積素子から始発して収集された放射４４の全光束が、容積素子４６（４６′） と同様に検知器（２４）によって検知される放射に対する背景信号とほぼ同様に 役立つが、このことは照射され放射する容積４６１（４６１′）の内側の球面４ ５０′の面積がイメージ３６′（５８′）からの距離の２乗になることによる。 しかし、本発明の装置によれば、収集フィールドストッパ５８のために収集効率 の低下が早いので容積素子４６１′からの背景状態の総合値が、焦点区域、詳細 にはぼかされない容積素子およびその周辺から集められる信号を支配することは ない。 で示され、ｄ″は検知器フィールドストッパのイメージ５８の直径、ＮＡは対物 体７２のイメージ側作動数値開口、であり、従って光学的装置の幾何学的配置に よって決定される。これに対比して同焦点鏡検方法によれば、回折が優勢な機構 が照射および収集効率を制御するする場合は深度解析Δは入射光と媒体との相互 作用の性質によって定まる。例えば、ウイルソン（T.Wilson）は「生物学的同焦 点鏡検方法ハンドブック、Handbook of Biological Confocal Microscopy，J.B. Pawley,Ed.,Chapter 11，113-126，Plenum Press，New York，1990」において蛍 光同焦点鏡検方法によれば、Δ＝２．８λ／ＮＡ²ここに λ は単色照射光の波 長、また、入射光がコヒーレントのときは Δ＝１．４λ／ＮＡ²となっている 。 図４Ｃは図４Ａの装置を使用して得られた小さい高写真感光性の腫瘍類似の２ つの人工物の代表的な２次元的図である。第１の試料はナイルブルーで染色した ２００ミクロンの糸（Talon-American Sewing Bee mercerized cotton #50）を 乾燥し、ポリマー（Duco Cement）の薄い層を被覆して染色が主組織に拡散する ことを防止したものである。縫合物は鶏の胸の表面下５００〜８００μに挿入さ れた。６３３ｎｍで励磁したとき蛍光が６７０ｎｍ以上の波長で観察された。深 度分析は７６μであり、横走査分析は２５μであった。縫合線は明確に観察する ことができた。データ処理は最少となされた。等強度曲線を得るため生データは ６次有理関数で処理され背景定数は除去された。等強度曲線が５０％強度を太線 として示される。図４の別の実施例では第２の試料が使用された。第２の試料は 直径１３０μの市販の綿糸（コーツアンドクラーク Coats and Clark #50）で、 ベンゾポルフィリン誘導体モノアシッド（ＢＤＰ−ＭＡ）で同様に処理され、腫 瘍の光力学治療のための薬が使用された。鶏の胸は部分的に燐酸処理された塩水 で浸漬され、プラスチックフィルム（Dow Handiwrap）でシールされた。図は生 データである（相対的強度を深さｚと横方向走査ｘとで示す）。この強力な明確 な信号は、染色が小腫瘍の信号を強化するために使用されたとき可能であって、 外科処置に有用な最少信号処理が必要である。腫瘍組織に本質的な蛍光が観察さ れたときは、より複雑な処理が通常必要である。 図４Ｃにおいて「深さ」寸法は装置の光軸方向（鉛直方向）に沿っている。水 平すなわち「横」方向は糸に直角である。これら２つの軸線の機能の差は「横」 解像度が２５μであり、「深さ」解像度が７６μである。 直接に臨床的興味はないが、付加的な細部の信号解析がさらに測定を改善せし める。深さ方向に輪郭線を延長せしめる。深さの解析は約５０μだけ、半径方向 の解析より大であり、従って５０％の輪郭線深さは輪郭線幅より約１００μだけ 大であると予測される。実際に測定された差は約１２５μである。また、糸の太 さは糸の中心において深さ解像度より大でないから、観察された供試容積は蛍光 目標で充填されているが、糸の縁部においては充填されていない。この関係にお いて簡単な回旋解析計算が円筒形形状を補償すると期待される。 装置１０″の素子から検知光学的拡大器に送られる６３３ｎｍのレーザ放射の 量を最少とするため、図４Ａに示す望ましい実施例１０″では薄い反射性フィー ルドストッパ開口担持体を例えば２度の角度で傾斜せしめ、通過しない照射が収 集光学的経路に反射することがないようにする。さらに、光学的ヘッド組立体の 内径部はねじ切りされ、吸収性拡散ペイントで塗装され、壁に散乱する光が最適 に吸収され又は阻止される。空間フィルタをビーム分割器１００と光学的フィル タ組立体９１５との間の収集経路内に挿入され、照射連結部３２の端部における 連結部からの反射は阻止されるが、帰還する蛍光は通過するようにする。 上述説明から及び以下の説明から理解されるように、本発明の容積微細検査器 は生理学的影響又は状態の広い範囲を検知し又は監視することを可能とする。一 例として、皮膚または組織移植片を監視する深さ識別光学系に対する要望が存在 する。移植片が良好に血管化しているか否かの状態を容易に検知することは壌死 状態または急速に増殖している組織（回復）状態の検知と同様に必要である。血 管化状態は各種ヘモグロビンと同様にスペクトル的に測定可能であるから、血液 潅注およびこれら測定は深さ解析を可能とする。 光力学的癌治療の処置中に使用される薬の消耗の測定は特に重要な応用例であ る。光力学的治療技術の現在の欠点の１つは癌に実際に供給された薬の量を求め る信頼性のある方法がないことである。光力学的治療に使用される薬は化学製品 で、これは該当する波長（通常、赤色または近赤外線）の光を受けたとき光活性 化して有毒性となるものがある。また、急速に増殖する組織内に優先的に集まる 場合もある。この形式の化学製品にはポルフィリン誘導体があり、ポルフィリン 症を発生させ、光感知性の蛍光を生ずる。図４Ｃはこのような薬の１つとしての ベンゾポルフィリン誘導体モノアシッドの検出を示し、図４Ａの装置によって照 射されたときの高選択性空間的検知の結果を示す。 別の応用例として、火傷した組織の深さおよび生存能力の決定がある。外科医 にとって困難な決定は火傷の処置において火傷した組織の除去の場所と可否を決 定するにある。区域が回復する見込みの場合には、瘢痕化、回復時間および感染 の危険は放置したほうが低くなる。この健全状態を判定する最良の評価は健全な 組織の深さを知ることである。このことは本来の光学的特性を観察し、乾燥痴皮 に与えたマーカー薬品を観察すること、などで達成される。インドシアニン緑は 蛍光染料でこの目的で使用されるが、安全で心臓能力の指示薬として使用されて いる。静脈内に注射されると、体内に急速に分布され健全な血管から漏れること はない。従って、火傷の下方の深さを決定することにより、健全な血管の深さを 決定することができる。グリーン（Greeｎ）氏および彼のマサチュセツゼネラル 病院（Massachusetts General Hospital）における協力者は、始めに赤色、つぎ にＵＶ（紫外線）で励起された蛍光を観察する技術について特許を得ている。Ｕ Ｖ励起蛍光は赤色励起蛍光より散乱が大であり、差の測定によって火傷の深さが 決定される。しかし、本発明によれば、直接かつより正確な測定が容積素子を異 なる深さに配置し光学的応答を観察することにより、無傷の組織の区域を正確に 決定することができる。 本発明は試料内の選択された容積素子を照射し、それからの光を検出すること に関し、容積素子は部分的に比較的に大きい開口源によって限定されるが、本発 明は任意公知の形式の照射を使用するものでよく、強化された信号水準によって 明確な空間的Ｚ軸識別（照射の光軸）を与え、組織層の形状、寸法または生物学 的特徴に対応するものであり、本発明出願人は、本発明の利用により重要なスペ クトル応答情報が得られ、従来この種の解析には無益であると考えられた照射源 も使用可能であることを明らかとした。さらに、本発明によれば、収集されるス ペクトル情報は単に振幅または動力ではなく、収集されたスペクトル情報の全範 囲を使用する。例えば図５は非イメージ容積顕微鏡を示し、照射部１２は複数の 光源、詳細には窒素レーザー１０１が３３７ｎｍの光を放射し、白色光源１０２ と、レーザーダイオード１０４と、光放出ダイオード１０６とを含む。さらに、 図５は単色走査体１０８とスペクトログラフ１１０とを含む。照射部１２は容積 素子を検査する各種多数の光源であり、検知部２４は選択された容積素子からの 電磁放射の検知しまたは記録する各種装置を有している。通常、照射部１２は紫 外線の下方から赤外線を越える範囲の波長の電磁放射を発生し、検知部２４と関 連するデータ処理装置１１２とが、それぞれの又は連続するスペクトル情報を検 知する。さらに、フィルタし加算し時間計算を行い微分し、さらに各種処理を行 う信号処理装置が設けられる。詳細には、データプロセッサ１１２は訓練用試験 片について分析、例えば多変数統計解析を行って関連変換マトリックスを求め、 変換マトリックスを訓練用試験片以外の試験片に適用して関連する応答から多数 の病理学的状態を得る手段も含む。 作動時に光放出ダイオード１０６は赤色検知または目標光を発生し、装置１０ から放射される光で照射される試料１８内の一般的区域を識別する目視を助ける もので、目標または操作ビームとなり、装置１０を目標とする方向に指向するこ とを容易とし、検査される選択された容積素子が位置する区域を限定し明確とす る。適切なビーム操作装置，例えばイメージ又は特徴を狙うガルバノメータ制御 の操向鏡を備え、変位に応答して１つ以上の操向鏡を制御する装置は公知となさ れている。白色光源１０２は広い波長範囲の光を生じ、窒素レーザー１０１とレ ーザーダイオード１０４とは特定波長の単色放射を発生する。例えば窒素レーザ ー１０１は波長３３７ｎｍの紫外線を発生し、レーザーダイオード１０４は波長 ７８０ｎｍの放射を行う。白色光源１０２は複数の波長の光を発生し、電磁スペ クトルの広い範囲についての吸収と反射とを含む光学的応答を明確にするために 有用である。 窒素レーザー１０１は容積素子４６内の材料を励起し蛍光を発生させる。目標 容積素子から発生する蛍光の振幅と波長とは容積素子の重要な診断または分析特 性を有しており、収集装置とデータ分析装置とが蛍光応答を使用して容積素子の 病理学的情報を与える。白色光源１０２とレーザーダイオード１０４とは容積素 子４６と選択的に作用し、放射に対する応答から病理学的情報が得られる。これ ら応答は散乱、吸収および反射特性を含む。本発明のいくつかの実施例において 複数の光源に関連して図２に示した非イメージ容積マイクロプローベおよび図５ に関連して説明した検知器を使用することにより、照射ビームに対する目標容積 素子の応答の角度的空間分布が同様に分析目的に使用される。この応用例は、例 えば流体またはゲル状の培養媒体中のバクテリアの成長過程の連続的監視、又は 複雑な発酵過程の監視を含む。 図５の装置の検知部２４は目標容積素子４６から発する放射応答を分析する走 査単色装置１０８とスペクトログラフ１１０とを含む。検知器２４が試料１８か らの放射を最初にスペクトログラフ１１０およびモノクロメータ１０８に送る。 スペクトログラフ１１０は収集した放射ビームを解析のためにスペクトルに分散 し、モノクロメータ１０８は収集された分散したビームから特定区域のスペクト ルを分離し、その強度その他の特性を決定する。スペクトログラフ１１０または モノクロメータ１０８が特定の波長またはスペクトル領域を分離した後に、その 後の分析が行われる。詳細には、検知部２４の系統は収集された放射に含まれる 光の特定波長と該特定波長の特性とを決定する。特定波長の特性は、該波長の放 射の強度、存在する場合は該波長における偏光の方向、および該波長における位 相のずれ、がある。収集された放射の別の特性として、蛍光が存在する場合の蛍 光の存続時間、特定の波長における放射ピークの波長のずれ、がある。 検出されたデータの制御、貯蔵および分析のため、図５には、検知器２４に連 結されたデータプロセッサ１１２と、データプロセッサ１１２に連結されたメモ リ装置１１４とがある。データプロセッサ１１２は例えば一般用プログラム可能 のコンピュータであってよく、またメモリ装置１１４はデジタルメモリチップ、 フロッピー、ハードディスク、磁気テープ、読み書きコンパクトディスクなどの 電子記憶装置とする。データプロセッサ１１２は読み専用メモリを含んでよく、 これが関連変換ベクトルまたはマトリックスのメモリを備えるが、前者は単純病 理の自動的診断に使用され、後者は複数の病理の自動的診断に使用される。さら に、複数のコンピュータを設け、試料の組に名札をつけ、キーボード入力によっ て与えられるデータを付加し、関連変換を行い、記憶し、更新しまたは変換し、 メモリに記憶するようにしてもよいが、これは後述する。 一般的に、本発明は収集した応答を少なくとも部分的に記録し、編集し、分析 するように作用する。本発明の安価な実施例において病理の診断的予測のみが与 えられる。すなわち、装置には特定診断状態の関連変換ベクトルまたはマトリッ クスのメモリが設けられ、単に信号Ｉ_ijを記録し、容積素子ｊに対する診断的記 録Ｃ_jを得るに必要な関数Ｆ（Ｉ_ij）を計算するが、これについては以下に詳述 する。 広い意味において、検知器２４の出力はデータプロセッサ１１２に供給され、 データプロセッサは検知器２４の出力を処理し、又はデータをメモリ装置１１４ に貯蔵して、後に処理する。データプロセッサ１１２は検知器１１２から得られ た第１のデータとメモリ装置１１４からの第２のデータとを比較する。例えば、 データプロセッサ１１２は検査した材料を示す第１のデータとメモリ装置１１４ からの第２のデータとを比較する。本発明の望ましい実施例によれば第２のデー タは工学的応答データのメモリ、または望ましくは該メモリから抽出された数学 的モデルを含むが、これは「非イメージ容積マイクロプローベの方法論および作 動」（Methodology and Operation of the Non Imaging Volume Microscope）と 題する章に記載されている。 メモリ装置１１４は特定材料に関する大量のデータを記憶するために使用され る。例えばメモリ装置１１４は生物学的組織の特定形式と作用する光の特性に関 するデータを記憶し、光の波長のそれぞれの組において励起に応答する特定の形 式の生物学的組織と作用する光の特性に関するデータを記憶し、または組織の深 さによって索引をつけたスペクトルを記憶し、または従来の観察データから得ら れた複雑な多次元スペクトルデータを記憶する。 記憶装置１１４は特定の症状の生物学的組織試料から得られた光の特定の特性 に関連する情報を記憶する。例えば、１つの波長において反射した光と第２の波 長において反射した光との比を、既知の観察と関連する癌性組織の成長と関連し て求め、または外科的に関連する状態、例えば組織の１つの層が厚くなること、 前癌状態の代謝的変化、または悪性、などをスペクトルのメモリ及び以前の外科 的特徴に関連して決定する。すなわち、注釈され又は記憶された数値化スペクト ルとの関係は診断の判断を与えるもので、特定の個々のスペクトル特性の認識が なくても、ピークまたは吸収バンドが従来は診断に必要とされていた。 非イメージ容積マイクロプローベの方法論および作動 従来技術によれば複雑で異質の細胞間質のスペクトルおよび化学分析は、この 対象物から得られる応答を高い均質性の区域に限定せきないという理由で妨げら れていた。この問題を処理するために多数の微細プローベが開発され、電子顕微 鏡、イオンマイクロプローベ、その他各種の装置が、形態学的およびある程度は 化学的（通常は原理的）分析情報を、試料の点基準で、または面基準（例えばイ オン顕微鏡）で与えるようになされている。しかし、これら方法は試料を真空中 に配置する必要があり、結果として組織を破壊するものであり、さらに、これら の方法は有機材料の分析には使用できない。生物学的組織の生体微小分析は従来 の古典的マイクロプローベとは相違する。詳細には、判別される組織の代表的寸 法が大である必要がないが、その寸法は分析技術で特殊の訓練を受けている者、 例えば外科医、プロセス制御技術者その他の専門家以外でも操作可能な分析工具 を必要とすることが望ましい。本発明の非イメージ容積マイクロプローベによれ ば、生体の生物学的組織の微細検査、およびその他の組織の本来の環境における 検査が実施可能である。この非イメージ容積マイクロプローベは各種の適用例が あり、そのいくつかを以下に説明するが、本発明を限定するものではない。 本発明の一実施例において、容積素子内の材料と衝突する放射との相互作用が 少なくとも特定の徴候を表す、容積素子からの応答が各種明確な波長または波長 の組に対する、受取り光の強度の用語、または応答スペクトルで示される。特定 の分析技術の訓練を受けた研究者はこのスペクトルを使用して容積素子に関する 重要な情報を、入射する放射および放射と目標材料との相互作用に関する研究者 の知識に基づいて認識しまたは演繹する。各種の分析手段、例えばスペクトルの ピーク比較またはスペクトル分析を行うようになされたソフトウエアプログラム などを直接に使用して、隠された相互作用に関する研究者の基本的理解を増加し 且つ、目標容積素子に関する化学的、形態学的および生理学的性質に関する情報 を与える。公知の基本的原理によれば本発明が研究者に与えるデータは、装置か ら直接に得られ、良く限定された容積素子から直接得られるもので、目標容積素 子の外部から与えられる光の関連スペクトルを弱める応答または干渉は除去され る。従って、大きい異質の試料内の特性を識別する能力を妨げるような背景ノイ ズが引き出されることはない。異質の試料から明確なスペクトルを得るこの能力 により、本発明の非イメージ容積マイクロプローベは、収集した容積応答データ を通常形式の比較的簡単な数値分析モジュールの入力として従来技術の吸収スペ クトル分析、散乱分析、蛍光分析、ラーマン（Raman）分散その他の変数または スペクトル分析を、不明確な又は不充分な信号の場合の複雑性を伴わずに、可能 とする。 本発明の別の実施例において、観察された生データから意味のある結論を導く 技術的能力を有しない使用者のために、装置は特定の分析作業のために本質的に 予め較正されている。非イメージ容積マイクロプローベを較正する方法を以下に 述べる。 説明を簡単にするために、本方法の目標を、ある状態、詳細には光学的視認が 可能な組織、例えば外部皮膚、頚部内その他内視鏡または腹腔鏡によって近接可 能な空所内などの組織のある状態、たとえば胃腸の経路（口から始まって、食道 および胃を通り、直腸検査、大腸）、又は腹腔鏡検査によって近接可能の腹腔内 の各種器官、にある状態が存在するか否かを診断する、非イメージ容積マイクロ プローベを較正するものとする。これら状態において、スペクトロスコープの操 作訓練を受けていない医師は疑わしい組織を見て、色彩消失その他の形態的異常 が存在した場合その区域からのサンプルをとって顕微鏡検査のため病理学研究室 に送り、癌が存在するか否かを決定し、癌の場合はその成長段階を決定する。本 発明は目視検査のときに、疑わしい目標組織の病理学的性質を決定する光学的に 得られた診断記録を提供し、必要の場合には直接活動を行うことを可能とし、い づれの場合にも生検のために組織を別に取るという必要はなくなる。さらに、本 発明の非イメージ容積マイクロプローベ法は医師によって観察された組織の自動 的診断を与えるもので、顕微鏡下による組織の検査を行う病理学者を必要としな い診断を可能とする。 特定の病理学に対して本発明の非イメージ容積マイクロプローベを較正するた め、該特定の病理学に対する試験片の訓練セットを選択する。ここで「訓練セッ ト」とは組織試験片の一群をいい、各試験片は病理学研究室で以前に行った試験 の状態を明確に示すものとなされる。さらに、生検を行うに先立って望ましくは 訓練セットの各試験片と本発明の非イメージ容積マイクロプローベとを使用して スペクトル応答の記録を調査する。この場合、訓練セットの目標容積素子（この 場合、組織はその後に病理学研究室で病理学状態の検査を行う）は図５に示す容 積マイクロプローベで検査を行う。両者はレーザーＵＶ光源（１０１）と広バン ド白色光源（１０２）との両者で照射される。ＵＶおよび白色光源に対する試験 片ｊ内の目標容積素子の応答をＪ_ujおよびＪ_ijとする。ここに、ｕ及びｉはそれ ぞれ、ＵＶおよび白色光励起に対するスペクトル応答のスペクトル波の中央バン ドの波長を示す。例えば、Ｊ_ujは蛍光で、Ｊ_ijは背景散乱応答であってよい。こ れらのデータはメモリ１１４に貯蔵され、後に使用される。訓練セットは非イメ ージ容積マイクロプローベで得た応答を記録した後に使用され、各試験片の病理 学的決定は記録Ｃ_jとして記録され、ここにｊは試験片の識別であり、Ｃ_jは試験 片の状態によって記録スケールとして選択された数、例えばゼロから１０までの 単一軸上のスケールとし、０は正常の組織、１０は完全に根を下した重い癌の組 織変化のものとする。この訓練セットは非イメージ容積マイクロプローベを較正 し、訓練セットに存在するそれぞれの組織の病理学的状態が存在するか否かを将 来判定することを可能とし、従って訓練セットの病理学的状態の決定には深い注 意を払う必要がある。望ましくは、同一の試料を顕微鏡的に多数の病理学者によ って独立的に盲検させ、各病理学者の議論において明確に識別できる試験片を訓 練セット用として使用する。 試験片の記録Ｃ_jが決定されると、メモリ１１４に以前に貯蔵されたＩ_ujおよ びＪ_ijが使用されて関係式が得られる。 Σａ_jＦ（Ｉ_ij）＋Σｂ_uＦ（Ｊ_uj）＝Ｃ_j （１） 白色光およびＵＶ光に対する収集された応答ｉおよびｕのそれぞれの狭いバン ド幅の波長は通常５および５０ｎｍであるが、検知モノクロメータ１０８とスペ クトログラフ１１０の解像度による。 関数Ｆの選択は受取る応答の性質にある程度よっている。ほとんど特徴のない スペクトル応答（すなわち、比較的平滑で、波長による変化が小である）を受け たとき応答強度、すなわち正常強度として Ｆ（Ｉ_ij）＝Ｉ_ijまたは、Ｆ（Ｉ_ij ）＝Ｉ_ij／Ｋ が得られ、ここにＫは受取ったスペクトラム内の最大応答、また は、望ましい波長（例えば、生物学的組織内で水またはヘモグロビンの存在する ときの）に対する応答である。望ましいスペクトルが鋭い特性を有するとき、λ を波長とし、Ｆ（Ｉ_ij）＝（ｄＩ_ij／ｄλ）Ｉ_ijとなる。 データプロセッサ１１２は次に回帰解析を行い、明確な関係式を得るため使用 されたｉおよびｕの数を最小とし、関連定数のための式（１）を求める。実験的 に得られたｊの式を使用し、関連定数を未知であるとして回帰解析を行うと最良 の関係を有する解答がえられる。最小化は波長の最少数を与え、応答Ｉ_ij、Ｊ_uj は測定される現象に満足すべき関係式を与える。較正過程において絶対的な必要 数より著しく多数のデータが集められ、これらデータの多くは互いに関連してい る。数学的に見れば、最少のセットはこれら組織の応答に基づいて定める。応答 の最少セットが決定されると、その後の、非イメージ容積マイクロプローベの実 際的の診断用の使用において応答の最少数（例えば狭い波長バンドの最少数の応 答）を可能とし、処理を迅速とする。 波長および関連する係数ａ_jおよびｂ_uの最少数の組を得るための方法は従来技 術で公知であり、多変数回帰解析および単変数回帰解析を含む。別の統計的方法 、例えば中立ネットワーク解析も利用可能であり、この目的に使用可能となされ る。この統計的手段は簡単なソフトウエアプログラムとして利用可能であり、商 品名スタティスティカ（STATISTICA，Statsoft Inc.）または、プレディクト（P REDICT，Neural Ware Inc.）として入手可能である。 通常、白色光およびＵＶ光に対する応答はＩ_ij、Ｊ_ujとして示される。別の応 答も容積素子４６を特徴づけるために使用される。詳細には、容積素子からのす べての応答をＲ_ijとして示すことができる。すなわち、メモリ内にＲ_ijを含むも のとするが、容積素子に関する別の情報として、前述の非イメージ容積マイクロ プローベでは決定されなかったが、観察された記録と診断される病理との関係の 改善に役立つ別の情報もある。このような情報として、一般的な医学記録情報、 例えば患者の類別、例えば非限定的に、性別、年齢、人種、体重などがある。こ のような情報は、回帰手法においてこれらを含むことが信頼性を高めるという点 で改善するものであり、付加的な人工的応答Ｒ_ijとして記録する。ここに指数ｉ は得られた応答の形式を示し、非イメージ・マイクロプローベから得られたか、 他の手段、例えば外来の患者、通常人、データなどのいづれかを示す。 関連係数を与える式（１）を単純化すれば、次式が得られる。 Σａ_jＦ（Ｒ_ij）＝Ｃ_j （２） 単純化された式において、（ａ_j）は病理Ｃにに対する関連ベクトル（ａ）で あり、整理した応答（Ｒ_ij）は訓練セットの容積素子ｊに対する応答ベクトル（ Ｒ_j）である。機能的応答ベクトルＦ（Ｒ_ij）は応答ベクトル（Ｒ_j）内の応答素 子の整理した関数として規定される。同様に、整理したスコア（Ｃ_j）は訓練セ ットに対する病理学的スコアベクトル（Ｃ）である。与えられた病理Ｃに対して 非イメージ容積マイクロプローベを較正する方法は、従って、応答ベクトル（Ｒ_j ）と対応する病理学的スコアベクトル（Ｃ）とのすべてを編集し、機能的応答 ベクトルＦ（Ｒ_ij）を定めた後に、これらのデータに基づいて最小関連ベクトル （ａ）を決定し、これが非イメージ容積マイクロプローベの較正ベクトルとなる 。これら数学的結果はメモリに記憶され、基本的ソフトウエアと共に新しい試料 に適用される。 プローベの臨床的作動を次に述べる。較正された装置が訓練セット以外の容積 素子（新しい容積素子はｋで示す）内の与えられた病理Ｃの範囲を決定するため に使用され、応答ベクトル（Ｒ_k）が容積素子ｋに対して、および応答（Ｒ_ik） のいくつかは人工的応答（例えば医学的記録からの付加的データ、例えば性別、 人種など）であるが、これらが装置によって決定され、データ処理装置１１２に 入力され、容積素子ｋに対する病理ＣのスコアＣ_kが、関連ベクトル（ａ）と関 数的応答ベクトルＦ（Ｒ_j）との積、すなわち、Ｃ_k＝Σａ_jＦ（Ｒ_ij）として得 られる。従って較正された非イメージ容積マイクロプローベを病理学的状態Ｃ_k が不明の容積素子ｋに対して使用すると、容積素子ｋ内の病理学的状態Ｃの直接 かつ自動的な検査と診断とが可能となり、観察された応答ベクトルに対して内蔵 された数学的装置が作用する。 この技術の訓練をうけた人には、本発明の非イメージ容積マイクロプローベが 複数の各種病状Ｐ_m、ここにｍは特定の病状を示す、の診断のために較正可能で あることが理解されよう。このように使用するとき、複数の病状の診断のための 較正は、ｉを応答または特定形式の人工的応答のバンド幅、ｊを訓練セット内の 容積素子または試験片、Ｐ_mjを試験片ｊの病状ｍのスコアとしたとき、前述と同 様にして、ｊの訓練セットと、応答Ｒ_ijと、スコアＰ_mjとが得られる。前述と同 様に較正時に、特定の病状ｍに対して多数の関連ベクトル（ａ_m）を得る。較正 された非イメージ容積マイクロプローベの作動時に上述関連ベクトル（ａ_m）は 関連マトリックス｛ａ｝で置換えられ、その素子はａ_jmであり、非特性試験片ｋ に対する機能的応答ベクトル｛Ｆ（Ｒ_k）｝はマトリックス｛Ｆ（Ｒ_k）｝で置換 えられ、その素子はＦ（Ｒ_imk）であり、診断結果はベクトル（Ｐ）_kで示され、 その素子はＰ_mkであって、関連マトリックス｛ａ｝と機能的応答マトリックス｛ Ｆ（Ｒ_k）｝との積として与えられる。従って、１組の診断状態が確認されて適 切な応答用訓練セットがこれらのマトリックスを作るように処理されると、各状 態に対する診断結果が新しい試料に対して、容積素子応答に関して簡単なマトリ ックス作業によって自動的に計算される。 本発明の分析方法の実際的実施例において、つくられた相関関係は同一応答、 または少なくとも部分的に重なる応答、例えば、限定された波長バンドの特定の セット内の検知された放射の大きさを、異なる病理症状のために使用する。従っ て、応答（Ｒ_k）（素子Ｒ_ikを有する）のベクトルが必要とされ、これは診断記 録Ｐ_mkを得るために容積素子ｋからの応答の最少数のセットを含む。マトリック ス｛ａ｝は関連変換マトリックスと名付けることができるが、これは１組の測定 可能の値（または観測値）を別の組の数または値の組に変換するもので、これが 所望の病理学的スコアとなされる。このことは、関連する変換マトリックス｛ａ ｝をベクトル、すなわち機能的応答ベクトル｛Ｆ（Ｒ_k）｝に乗算して応答ベク トル（Ｒ_k）の診断スコア（Ｐ）_kベクトルへの変換を与える。 注目すべきことは、光軸方向（ｚ軸）の複数の隣接する容積素子をプローブす ることによって、深さｚの関数としての病理ｍのスコアＰ_m（ｚ）をプロットし て関連病理の浸透深さを求めることができる。同様に、ある区域の病理学的状態 の人工的３次元イメージは、ｘｙ平面（非イメージ容積マイクロプローベの光軸 に直角な平面）内の多数の隣接する容積素子について前述手順を繰り返すことに よって得られ、グレイまたは色をそれぞれの容積素子に付することによって、診 断されたスコアＰ_m（ｘ，ｙ，ｚ）を得ることができる。 前述のように、容積プローベが局限された区域からの応答を集めるから、試料 内の「病理勾配」をプロットする本発明の方法は病気の組織内の成長過程を明確 とし、この方法と各種環境組織との間の複雑な関係を明らかにする。 上述により明らかとなされた相関変換方法は未知の試験片に対して診断的また は解析的情報を、訓練セットの該訓練セット内の診断的または解析的データの独 立的決定についての光学的応答に関連せしめて、与えるもので、ローゼンタール （Rosenthal）によって、人工的に均質な試料内では良好に作用するが、試料は 信号対ノイズ比を適切とするためには寸法が過大である。本発明によれば、類似 の方法ではあるが、著しく小さい生体の容積素子に対して良好な相関関係を与え る。従来のスペクトロスコープ法、例えばアルファーノ（Alfano）は病的組織の スペクトルまたは光学的応答を健全な組織の光学的応答と比較して、目標組織の 診断結果を得ることを試みている。この方法は感知性が低く、装置は頑丈で生体 の外科的適用に不適当であるが、これは装置と検査される組織との間に大きい寸 法差があることによる。本発明は上述した相関変換方法を使用することにより、 目標組織内のスペクトル応答と任意の実在の（健全なまたは病理学的）組織の応 答との比較を意図的に避けるものである。単一の特定の組織は対象物に生ずるす べての変化を表すことができないものであり、複数の対象物間の変化はスペクト ルを変形せしめ、このことが従来技術における病理の診断結果の信頼性を失わせ る。さらに、本発明による相関変換アルゴリズムの一部としての、非光学的応答 と光学的応答との組み合わせは、病理の完全に人工的なモデル（訓練セット）を 設け、これは従来の技術に示されなかったものである。小さい容積素子に対する 光学的応答の空間的フィルタリングと組合わされた本発明の新規な手段は、生体 組織の状態の診断の予測を可能とする、著しい効果を奏する。 検知された光学的応答の強化された情報の内容はデータの組を解析するに有用 であることが知られている別の処理レジメン（ｒｅｇｉｍｅｎ）によっても観察 されている。すなわち、例えば特定の病状を評価する変換Ｔを求める上述した特 定の関連レジメンよりも、ピーク合致、スペクトル回旋解析、スペクトル比例合 致、自己標準化のいづれかによる変換を行ってよい。フーリエ変換解析、判別解 析、線形単変数および多変数回帰解析、主要素解析および神経解析がある。上述 実施例においてこれらの方法を適用して試料と貯蔵したデータの組とを比較し、 または上述した誘導方法による貯蔵した変換Ｔを適用してもよい。 本発明によって得られた光学的応答の強化された局部情報の内容は状態の判別 または識別を可能とするもので、量、例えば病状の明確なまたは確立された識別 を与えるものでない。実際、僅かな相違、過渡的な代謝または循環系効果および その他の状態が収集されたスペクトルデータに現れる。従って、検知された状態 は火傷、壊死、炎症、組織の回復、移植組織片の回復、移植組織片の拒絶反応、 傷害、癌、前癌状態、良性の増殖、良性の形成障害、腫瘍の１つ以上の組があっ て、特定の化合物の存在または集中があるとき、化合物が生ずる代謝物または代 謝産物、治療用または禁止されている薬剤およびその代謝産物、およびその他の 病理または病理状態がある。さらに、非生物学的材料または純粋化合物が使用さ れたとき、その応答は多様の物理的または物理化学的現象、例えばスペクトル変 位、偏光性変化、一時的の偏位、スペクトル偏位、ゼーマン（Zeeman）分割、ス ターク(Stark)分割、位相の偏位、周波数のずれ、及び照射に関連して放射する 光の強度の変化など、がある。 収集された光の性質も試料および光学系によって変化し、１つ以上の散乱した 照射、伝達される照射、弱化された照射、反射した照射、ラーマン分散をした照 射、照射によって刺激された蛍光、照射によって刺激されたマーカーおよび治療 学的蛍光がある。基本的照射は広いバンド幅の光源でも、狭いバンド幅の光源で も、実質的に単色の光源でも、光放射ダイオードでも、レーザまたは周波数およ び／または振幅変調形式であってもよい。 例示的装置 特定の実施例についての説明として、図６Ａ、図６Ｂは膣鏡としての本発明の 応用例を示す。 図６Ａにおいて、本発明の非イメージ容積マイクロプローベ２２０が通常の膣 鏡２１０の患者側ダブテイル部に取付けられ、その照射および収集経路は膣鏡の 対物レンズ経路に組み合わされ、従って膣鏡を見る婦人科医師は特定の組織の診 断的スコアが所望される区域を目視し特定することが可能であり、区域は観察し た表面およびその下方のある深さの区域を含む。この装置において膣鏡の有効作 動距離は約３０ｃｍであり、光学的ヘッド２２０は膣鏡のハウジングに整合し、 取り付けられて、膣鏡との安定した整合を保証し、小さい操作鏡が検査ビームを 照射し受け取る。操作スティック２０１と連結された鏡とによって非イメージ容 積マイクロプローベの光学的経路が操作可能となされるが、この光学的経路は通 常、膣鏡の視野内にあって視野と重なっている。光学的ヘッドの設計は各側から の装着を可能として婦人科医師の利き手に適合させることができ、コロプローベ （商標名）が婦人科医師の使用する空間に侵入することがなく、生検用鉗子のよ うに装置を使用することを妨げない。装置の残りの部分は約５ｍの長さの光ファ イバで光学的ヘッドに連結される。これは装置のかさばる部分を遠く離すことを 可能とする。 作動時に婦人科医師は予め較正した非イメージ容積マイクロプローベを使用す る、すなわち、装置はそのメモリ内に前述した相関マトリックス｛ａ｝を有し、 これが子宮頸部内の目標容積素子から集めた光応答と相関し、病理学的症状、非 限定的に例えば、炎症、回復、高または低程度の鱗状上皮障害、または新生物の 可能性を検査する。婦人科医師は非イメージ容積マイクロプローベを病理学的症 状が疑わしい所望の区域に指向する。婦人科医師はさらに人工反応を求めてもよ く、すなわち、年齢などの非光学的情報、閉経後であればその長さ、閉経前であ れば月経サイクル中の期間、その他の非本質的な医学記録的な情報を入力させて よい。これら人工的な応答は別の変数に対応するもので、相関変換が作用する値 となる。婦人科医師は次に、非イメージ容積マイクロプローベによる対象区域か らの所望の応答の登録を開始し、これは疑わしい病理組織の深さに関するｚ方向 走査を含む。装置は観察された応答をサンプルし、保持する、または局部的位置 から複数のサンプルを自動的に取る。非イメージ容積マイクロプローベが手動的 または自動的に必要な数の応答を取ると、相関変換が応答ベクトルに作用してこ れを病理症状に対するスコアのベクトルに変換するが、これに対して装置は較正 されている。これはプロセッサ１１２内で行われ、プローベでサンプルされたそ れぞれの容積素子ｋに対して関数応答（Ｆ(Ｒ_k)）のベクトルが計算され、これ にメモリ１１４内にあって非イメージ容積マイクロプローベの較正時に求めた相 関変換マトリックス｛ａ｝が乗算される。 組織の容積限定強化信号収集装置の１つの原型が子宮頸部の癌の生検および子 宮頸部の異常の識別的診断のために改良された。この装置は商標名コルコプロー ベ（ＣorpoＰrobe^TM）として販売され、図６Ｂに装置１０″′として示されてお り、診断用非接触医学的スペクトロ写真測定装置となされている。装置１０″′ は、健康の各種状態の組織のスペクトル的特性を、例えば自動蛍光およびスペク トル・バックスキャタ測定を行うもので、容積素子の大きさは一辺が数百ミクロ ンまたは大となされ、膣内鏡の作動距離は代表的には３００ｍｍとして婦人科医 の使用を容易としている。測定モードおよびデータ処理は以下の図面を参照して 説明する。 図６Ｂはモジュール２２０の詳細を示す。複数のファイバー２０２が各種のソ ースすなわち検知器素子を連結しモジュール内に位置決めし、各種の位置スイッ チおよびモータつき制御部が照射および収集ファイバー組立体を所望の焦点位置 に維持し、試験片内における相互の重なりを制御して、選択されたプローベ容積 を図３Ａないし図３Ｃに示すように限定する。光学的ヘッド２２０内のリレイ鏡 組立体２２１がこれら素子を光学的経路内に連結し、各種光源および素子を別個 に維持して、１つ以上の照射源の点滅を制御し、収集された光が干渉なしに検知 組立体に導かれることを可能とする。曲がった連結鏡が共通の前面対物組立体と してアナライザーおよび光学経路目視のために設けられる。注目することは、基 本的光源およびリレイすなわち連結ファイバに関し、すべてのビーム形成および ビーム指向素子は反射性で、色収差および回折は防止される。光源をそれぞれの リレイレンズに連結する各種ファイバーは比較的大径で、例えば１００−３００ μｍであり、大開口の光源として作用する。ファイバーの端部はステップモータ で横方向運動、および前進、後退して目標組織内の焦点深さの調節も可能となさ れている。 図６Ｂには装置１０″′の主要構成要素として光学的ヘッド２２０以外にスペ クトル光源、スペクトル測定部、制御コンピュータ２４０、および解析ソフトウ エアが示される。 コルコプローベ（装置１０″′）とコルポスコープとは波長選択照準鏡２３０ で光学的に連結され、鏡２３０は操作スティック２０１で操作され、視野を妨げ ることはない。これは装置の不作動時に婦人科医の膣内鏡の操作が妨げられるこ とを防止する、すなわち、膣内鏡は装置が取付けてない場合と同様に操作可能で あり、目視的および機械的に邪魔にならない。作動時には装置は押しボタン操作 によって照準または測定モードとなる。操作スティックは操作者が膣内鏡の視野 内でマーカービームを使用して標本点を選択することを可能とする。そこで、測 定モードが選択される。標本点が選択されると、装置の照準が固定され、深さ走 査が目標点の上２．５ｍｍから下２．５ｍｍの範囲で行われる。 照準光は点灯状態で、従って正確な生検を選択された場所に行い得る。また、 多数の生検を行う場合は光学的ヘッド内にマイクロフォンを設けて、それぞれの 試料を取ったときに声でその都度識別できるようにする。 装置は４つの光学的チャンネルを有し、子宮頚部の各部について実施すること を可能とする。照明チャンネル２３１が内部照射源からの光を子宮頸部に送り、 目視データを戻すが、目視可能な別の影響を与えることはない。白色光チャンネ ル２３２は広バンドの５３００°Ｋの光を使用し、スペクトル後方散乱測定を可 能とする。赤色光６３５ｎｍのチャンネル２３３がマーカービームを与える。こ れは目視可能の明確なスポットをつくり、照準を可能とするが、自動的追跡制御 フィードバックループとして使用できる。３３７ｎｍのＵＶチャンネル２３４が 蛍光を励起せしめ、後方散乱測定を可能とする。図６Ｂには、７８０ｎｍの第５ のチャンネルも示され、スペクトル特性が測定される容積素子の位置の測定を可 能とする。望ましい実施例において、この機能は赤色チャンネル２３３が行うよ うになされる。 図６Ｂは装置の概略図である。いくつかの光源による広いスペクトル範囲の光 が使用されるから、屈折素子は光学系に使用されず、屈折素子に関連する２次ス ペクトルという問題は生じない。さらに、この光学系は通常の膣内鏡の付属品収 納箱内に収納可能に包装できる。以下の説明は一般的に図６Ｂの左から右へ、お よび上から下に向かって行う。 光学的ヘッド２２０の主要素として、ミラーＭは放射ビームを対物レンズから 約３００ｍｍ離れた子宮頸部に送り、必要なビーム操作部が設けられる。ミラー Ｍは概略的に、間隔をおかれた短い細線を有する斜めの太線で示される。さらに 光学的ヘッドは、波長選択的ビーム混合器（２色性鏡）を有し、これは細線のな い斜めの太線で示される。他の素子として、励起チャンネルのための深度スキャ ン機構と距離検知器とがある。 トランスミッタ・ブロック２５０が励起レーザー２５１（例えばレーザー・サ イエンス社、ＶＳＬ−３３７ＮＤ−Ｓ）と、５３００°Ｋの白色光源２５２（例 えばウエルシュ・アリン社、Ｍ２４Ｅ００１）とを含む。励起出力エネルギ測定 モニター２６１と、走査単色装置２６２（例えばスペクトログラフ社製のモデル Ｍ４７９のマノスペック１８）が背景散乱白色光を解析する。励起源は窒素レー ザーである。これは他の形式でもよく、１つ以上の励起波長を持ってもよい。 窒素レーザーは例えば２５パルス／秒で励起してよく、その５ｎｓパルスの間 に白色光の照準および整列用光源がコンピュータ制御により独立にパルス放射を 行う。 レシーバ・ブロック２５０は、照準および位置監視チャンネル源２５３例えば ６３５ｎｍレーザーダイオードと、位置監視レシーバ２６１と、３３７ｎｍバッ クスキャタ・レシーバ２６２と、蛍光スペクトル分析器２６４、例えばアクトン スペクトロ(Acton Spectro 150)および強化ＣＣＤ検知器（パッケージモデル CC D 567 MGE）を有する多チャンネル分析器（プリンストン社(Princeton Instrume nt)社）を含む。 制御コンピュータ２４０が、例えばナショナル・インスツルメント社製のソフ トウエアを使用して、各種副組立体の作動を総合する。コンピュータはシステム の作動を制御し、数値化し、生データを将来の分析のために記憶する。さらに、 制御コンピュータ２４０のプロセッサとメモリは図５のプロセッサ１１２とメモ リ１１４の機能を行う。 図７は本発明による光学的プローベ・モジュール３００の別の実施例を示す。 モジュール３００は前述基本的光学ビーム限定素子を収容する単一のハウジング ３１０内に配置され、入力及び出力光ファイバ３１３、３１１によって装置の照 射および検知部分にそれぞれ連結される。装置３１０はｘｙｚステージに取付け られ、コンピュータが入力ビーム、スペクトル選択、装置の試料上でのステップ 運動、および受取った照射の分析、例えばそれぞれのプローベに対する数百の測 定の分析の記録、を短い時間で行い、試料全体についてのスペクトル形状の図面 を与える。 図８は本発明による、初期癌検査用の非イメージ容積プローベを示し、癌は粘 膜組織に始発したもので、装置は体内空所の上皮粘膜内の新生物からの自己蛍光 信号を検知し、下方の基質からの干渉信号を除去する。図８の実施例は２つの波 長、３３７ｎｍと４６０ｎｍの自己蛍光を検知する。照射器８１２は３３７ｎｍ のパルス窒素レーザーで、４６０ｎｍのダイ・レーザーモジュール８１３を有す る。シャッター機構８１４がコンピュータ８４０で制御されて２つの励起波長を 切換え、シャッタ機構８１５が、長波長光学的遮断フィルタ８２６を４６０ｎｍ 励起の場合にコレクタ光学経路に入れる。光学的フィルタ８２６は、４６０ｎｍ より長い波長の蛍光を通過せしめるが散乱光が収集スペクトル判別器８２７と検 知器８２８に入ることを防止する。光学的フィルタ８１７は３３７ｎｍ励起放射 を阻止するが、長い波長の蛍光は通過せしめる。光検知器８８２が励起レーザー の出力を監視し、収集された信号の各パルスの比較を与え、これはレーザー照射 器出力の変化を示す修正信号によって行う。蛍光の強度は、照射パルスの強度に よって定まり、該パルスは約５ｎｓ（ナノ秒）の存続時間を有し、電気的パルス ストレチャ８３１、８３２が蛍光の短いパルスによる出力電気信号を長くして、 信号プロセッサが各パルスのエネルギを正確に決定し得るようにする。この装置 のスペクトルの広いバンド幅は、色収差を正確に制御することを必要とし、全反 射性光学素子の使用によって達成される。光を効果的に走査モノクロメータと光 ファイバ８３２とに連結するために使用される鏡８２６、８３４を非軸パラボラ 素子とする。光学的ヘッド８１６は長い作動距離と高い数値の開口を有するから 全反射性顕微鏡対物レンズとする。光ファイバ８３２がヘッドへの励起照射と検 知器光学的経路内へのヘッドからの蛍光とを連結する。照射および収集の光学的 経路はビーム分割器８１０が行う。 さらに、この装置は望ましい実施例において視野ストッパとして、多数モード ファイバ８３２の端部が対物体８１６に近接して配置され、第１および第２の視 野ストッパとして作用する。この配置は図６Ｂの実施例と異なり、これは別の多 数モードファイバが第１および第２の視野ストッパとして設けられる。 図９Ａおよび図９Ｂは照射組立体の変形例を示す。複数の入力伝達ファイバ３ １３ａ、３１３ｂ・・・が半径Ｒの円筒形形状のまわりに螺旋状に配置され、各 ファイバの面は先行するものから短い距離Ｌだけ偏位しており、その出力は軸線 方向Ａとなされる。半径Ｒの円筒は例えば大開口の収集ファイバ、または筒、リ ングなどの機械的素子であってよい。その他の組合わせは当業者に容易である。 多数のファイバ３１３からの出力ビームは単一の対物レンズ３０１により試料３ ２０のそれぞれのプローベ容積区域に合焦される。図９Ａは２つのファイバ端部 ３１３ａ、３１３ｂからの出力ビームを示し、その外方端（１、２として示す） はそれぞれ、試料内の別個のプローベ容積に合焦される。図９Ｂは対応するプロ ーベ容積の区域内の試料の詳細を示す。それぞれの対応するプローベ容積３４０ ａ、３４０ｂ・・・は半径 Ｒ′＝｜ｍ｜Ｒ で示され、｜ｍ｜は対物装置の拡 大倍率である。さらに、各プローベ容積は、ｚ軸に関して偏位しており、プラグ 状のプローベ容積の周りに螺旋形に側方に僅かに変位しており、ｚ軸偏位はｍ² Ｌ で示され、Ｌはもとの伝達ファイバの軸方向ステップ間隔である。従って、 ファイバの固定配列は試料３１２内の複数の異なる深さにサンプル採取プラグを 配置する。これは固定的であり、ファイバ端部と対物レンズ３０１との間に一定 の間隔を与え、組織の異なる層内のサンプル採取は正確で、装置３０１の安定性 とは実質的に無関係である。この特性は組織の深さ解析スペクトル分析の再現性 を著しく高める。端部鏡の実施例において照射および集光組立体は良好な焦点を 達成し、プローベ端部は対象物間隔を限定し、光学系の一部を形成する。 各種光学的形態が、望ましくない上方信号の効果的な除去を伴って非イメージ 容積プローベ形態を達成する。図１０Ａは一つの実施例を示し、照射および集光 ビーム４４′、４８′はそれぞれ本質的に平行となされる。この場合、平行視野 ストッパＦＳが集光窓の幅を限定し、交差角度が容積素子の寸法と縦横比に影響 を与える。 非イメージ容積プローベ装置の別の実施例において、照射および集光ビームは 交差してよく、また共通の視野ストッパＦＳを使用してもよいが、共通の対物レ ンズ組立体を使用する。これを図１０Ｂに示す。ここで、光源１２と検知器２４ とがそれぞれ斜めに指向されてストッパＦＳと交差するが、対物組立体２１はそ の明瞭なアパーチャの異なる部分ａ、ａ′が照射と集光とに使用される。バッフ ルＢが分割された対物開口の２つの明確に区分された区域を規定する。フィール ドストッパＦＳの試料１８内のイメージにおいて、２つのビームは交差して、安 定的に整合する分割共役容積素子を限定する。別の通常の対物組立体の開口分割 法も使用可能であり、例えば小さい鏡を使用して別個の光学的経路をつくり、２ つの別個のフィールドストッパを通して対物レンズの別の位置に導くようにして もよい。 別の実施例として対物組立体に複数の開口すなわち瞳部を設け、間隔をおかれ て配置された瞳部を照射および検知に使用する。図１０Ｃ、図１０Ｄはこの実施 例を示し、非対象に交差するが干渉を防止するビームを使用している。対物体の 開口を単純に分割すると、分割された２つの部分の隣接する分割部が深度解析に 有効でなくなるから、マスクＭを対物体１６内に設けて瞳部をＮ組の直径的に対 向する副瞳部（２Ｎ個）の対（Ｐ_na、Ｐ_nb、・・・Ｐ_nn）に分割し、各対は１つ の自己結合ストッパ、例えば図９Ａ、９Ｂに示すファイバ端つきストッパに連結 されている。これで、散乱によって生ずる混信は最小となるが、対物体１６の直 径だけ間隔をおかれたものとすると、交差ビームによる深度解析は最大となる。 Ｎ組の瞳部が任意所望の配列に配置され、Ｎ個の読みが同時に得られる。図１０ Ｄは瞳部のマスクＭの配置を示し、これは瞳部の組をレンズ上に限定する。マス クした瞳部を有する単一の対物体でそれぞれの対物体を代替してもよいが、これ には複雑な整合作業が必要であるが、収差の影響は小とある。重要なことは、そ れぞれの対物小レンズをマイクロレンズとしてよく、マイクロレンズは内視鏡な どの小器具に対する空間的および焦点的制約に適合する。内視鏡としての実施例 を図１１に示す。 本発明のさらに別の実施例として第２の、または別のフィールドストッパが分 散素子と組合わせて使用され、ホログラフ的または屈折対物レンズの残留色収差 を修正する。通常、広いスペクトルバンド幅蛍光同焦点顕微鏡のための最良の対 物レンズは色収差に対して良好に修正されている。これらは約３００ｎｍないし １０００ｎｍ以上の広い範囲のについて一定倍率の良好なイメージをつくる。し かし、この良好なレンズも過大な「２次スペクトラム」をスペクトル範囲の一部 に含む。２次スペクトラムはレンズの位置に関係的なイメージの軸方向位置の波 長依存的ずれである。大きいフィールドストッパでもイメージのずれは２つの悪 影響すなわち、（１）変位したイメージから始発する焦点外れの光束は、急速に フィールドストッパより大となり、エネルギのロスがある、（２）同焦点状態の ロス（ＦＳ₁およびＦＳ₂）によって背景識別の低下および深さ識別能力の低下が 生ずる。部分的にこの理由により、前述装置は本発明の広スペクトルバンド幅装 置の反射性対物体に依存している。しかし、ビーム分割器の一部として分散素子 を使用することによって、第２のフィールドストッパＦＳ₁を第１のフィールド ストッパに共役する正しい位置に配置することができる。図１０Ｅに示すように 収差補正分散素子ＤＥは集められた光をそれぞれのビームλ_iに対して別々の位 置に配置する。それぞれのビームλ_iは対応するファイバー端部ＦＳ_iに連結され 、これが第２のフィールドストッパとして作用してそれぞれのλ_iに対する正し い共役位置に配置されている。分散素子は、例えばホログラフ的に形成された素 子、プリズムまたは従来の伝達または反射格子とする。 本発明によるプローベの別の実施例として、内視鏡その他の接触または内部遠 隔検知応用例がある。この実施例を図１１に示す。この場合、照射ファイバと受 取ファイバとはそれぞれ長い本体５００を通り、（これは通常のカテーテルでよ い）、イメージヘッド５１０に到達する。イメージヘッドは本体またはカテーテ ルの端部に位置する。ヘッド５１０は活性焦点合わせ光学系、例えば１つ以上の ロッドレンズとし、プローベ容積の深さに合わせることができる。望ましくは、 内視鏡としての例えば図９Ａに示す実施例においては、光入力は、照射ファイバ ５１３ａ，・・・の別個の１つに与えられるが、これらは装置の外部であるから イメージヘッド内の光学系の運動を必要としない。この装置は堅く完全に内蔵し たものとすることができ、組織表面に対して滑らかに曲がった接触面を呈する。 広いスペクトル幅が必要でなければ、回折ロッド(グリンレンズ(GRIN lense))が 光ファイバに有利に連結され、簡単な光学的連結が可能となり、短い焦点距離は 人体内の組織に対する内視鏡操作を容易とする。図は複数の螺旋形に配置された 入力光ファイバからの光を受けるレンズ５１４を示す。 上述実施例のそれぞれにおいて、プローベ容積は照射およびイメージ用ビーム の交差によって限定され、大きい信号強度を与え、刺激、散乱、反射、蛍光、お よび組織の陰の区域からあつまる光は効果的に除去される。大きい照射ストッパ がプローベ容積内に所望の強さの照射を与え、良好なスペクトル測定を行うこと ができる。 本発明の各種実施例において、部分的に有利なものもある。これら実施例とし ては、照射および収集光学系が反射性、下方二重性、スペクトル変形軽減性のも のがある。さらに、照射および収集フィールドストッパが物理的に同一素子であ るものもあり、収集ビームが共通のフィールドストッパを通った後に照射ビーム 経路から分離されるものもある。別の実施例では多数モードの光ファイバを照射 フィールドストッパとして使用する。位置の変化する対象物を検査するに有利な 実施例として、フィールドストッパを照射および収集光学系のそれぞれの光軸に 沿って制御された併進運動を行うようにする。対象物を光軸に沿って運動せしめ てもよい。 本発明は特定の望ましい実施例に関連して、及びいくつかの例示的な使用方法 を説明したが当業者には理解されるように、形状および細部に関する各種変形例 は、本発明の精神および範囲内において実施可能である。本発明を理解すれば、 改変例、変形例は容易であり、これら改変例、変形例は請求の範囲によって限定 される本発明の範囲内である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号 ＦＩ Ｇ０１Ｎ 21/64 Ｇ０１Ｎ 21/64 Ｚ (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，Ｓ Ｚ，ＵＧ)，ＵＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，Ｉ Ｌ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ， ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，Ｒ Ｕ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 ヘッド，エイ・ゼーヴ アメリカ合衆国ニューハンプシャー州 03062，ナシュア，ワゴン・トレイル 12

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 少なくとも一部が透過性であり且つ露出面を有した材料標本を光学的に評 価する分析装置において、 前記露出面に照明を指向して光で前記標本を照明する第１の手段であって、該 第１の手段が第１の視野絞りを含み、該第１の視野絞りが該第１の視野絞りにお ける前記第１の手段の回折限定解像度より大きなサイズにされている前記露出面 に照明を指向して光で前記標本を照明する第１の手段と、 光を集光する第２の手段であって、該第２の手段が第２の視野絞りを含み、該 第２の視野絞りが該第２の視野絞りにおける前記第２の手段の回折限定解像度よ り大きなサイズにされている光を集光する第２の手段と、 該第２の手段により集光された照明を検出し且つ検出した照明から記録を作成 する手段とを備え、 前記第１の手段及び前記第２の手段が、前記第１の視野絞り及び前記第２の視 野絞りが前記標本の共通領域を介して少なくとも部分的に接合し、且つ、前記記 録が前記照明に反応する前記共通領域を含んだ体積要素の外側から放射する光を 実質的に排除する一方で、前記体積要素から放射する光を選択的に表す光学反応 に一致するような構成に配置されていることを特徴とする分析装置。 ２． 前記体積要素が１つの組織または構造の一定の領域内に載置されるサイズ または形状にされ、且つ、前記分析装置が隣接する組織タイプまたは構造からの 光を弁別することを特徴とする請求項１に記載の分析装置。 ３． 更に、 特性Ｐを備えた光学反応情報を相関させる変換Ｔを記憶する記憶手段と、 前記変換Ｔを前記検出手段により作成された光学反応記録に応用して、前記特 性Ｐが前記試験される体積要素中に存在する場合には、前記分析装置が該特性Ｐ を識別する手段とを備えていることを特徴とする請求項１に記載の分析装置。 ４． 前記光学反応がスペクトル反応であり、前記分析装置がｎ個の波長帯域に おける集光した光の振幅を表す記録を作成し、且つ、前記の記憶された変換Ｔが 寸法ｎを有し、但しｎが整数であることを特徴とする請求項３に記載の分析装置 。 ５． 前記分析装置が前記記憶した変換Ｔを応用してｍ個の特性を識別し、但し ｍが整数であることを特徴とする請求項４に記載の分析装置。 ６． 前記検出手段がｎ個の波長帯域における集光した光の振幅を表すスペクト ル反応記録を作成し、且つ、前記記憶された変換Ｔが寸法ｍｎを有し、但しｍが ２に等しいかより大きな整数であることを特徴とする請求項３に記載の分析装置 。 ７． 前記分析装置が前記記憶した変換Ｔを応用してｍ個の特性Ｐを識別するこ とを特徴とする請求項４に記載の分析装置。 ８． 前記分析装置が前記記憶した変換Ｔを応用してｐ個の特性Ｐを識別し、但 しｐがｍに不等の整数であることを特徴とする請求項５に記載の分析装置。 ９． 自然環境にある物質の条件を測定する分析装置において、 物質試験体を照明し且つ弱共焦点光学素子で自然環境にある前記試験体からの 光学反応を収集して、該光学反応が非撮像解像度で収集され且つ実質的且つ優先 的に前記試験体内の局部副体積から引き出されるようにする手段と、 前記光学反応を検出するとともにデジタル化して該光学反応を波長の異なる複 数の値として表す手段とを備えていることを特徴とする自然環境にある物質の条 件を測定する分析装置。 １０． 更に、 練習用集合の自然環境光学反応と該光学反応が得られた材料において支配的な 条件の独立した評価との相関から引き出された変換を記憶する手段と、 前記記憶された変換を試験体からの複数の値に応用して出力を発生し、それに より前記条件を識別する処理手段とを備えていることを特徴とする請求項９に記 載の分析装置。 １１． 前記局部副体積が約１０マイクロメートルから３ミリメートルの範囲の 交差寸法を有し、且つ、前記分析装置が、前記光学反応が収集される時に前記試 験体を観察する光学医療試験器具（コルポスコープ、内視鏡または腹腔鏡等の） に連結されていることを特徴とする請求項９に記載の分析装置。 １２． 内視鏡に具現化され且つ位置決め面を有し、前記照明及び収集する手段 が前記位置決め手段に対する一定の画定された位置において副体積からの反応を 収集することを特徴とする請求項９に記載の分析装置。 １３． 前記副体積が一定の組織特徴に整合自在で且つ細長い小片、円錐、三日 月、プラグ及び円錐曲線の交差から成る前記集合から選択された形状を有した非 対称体積であることを特徴とする請求項１２に記載の分析装置。 １４． 前記自然環境が生きている組織環境であり、且つ、前記収集する手段が 強力に弁別して前記生きている組織内の局部体積要素の外側から前記光学反応に 対する積分寄与により生じたノイズが前記局部体積要素の内側からの前記光学反 応の約半分未満に相当するようにすることを特徴とする請求項９に記載の分析装 置。 １５． 前記自然環境が生きている組織環境であり、且つ、前記収集する手段が 強力に弁別して識別自在且つ再現自在の光学反応が前記体積要素から収集される ことを特徴とする請求項９に記載の分析装置。 １６． 前記照明及び収集する手段が組織深さの軸線に沿って局在する前記副体 積を画定することを特徴とする請求項１５に記載の分析装置。 １７． 前記照明及び収集する手段が少なくとも、 （ｉ）下部または上部組織を実質的に除外した組織層及び （ii）隣接する組織を実質的に除外した極巨視的体積の組織の一方を忠実に表 すサイズの局部副体積から反応を収集することを特徴とする請求項９に記載の分 析装置。 １８． 更に、 走査を行い前記組織を横断して分布した局部体積要素を抜き取り前記組織中の 光学反応のプロフィールを発達させる手段を含んでいることを特徴とする請求項 １４に記載の分析装置。 １９． 前記照明及び収集する手段が回折効果がごくわずかである照明を指向し 、且つ、前記物質中に約１０マイクロメートルから３ミリメートルの範囲の交差 寸法を有した体積要素から非撮像方法で照明に対する反応を収集することを特徴 とする請求項９に記載の分析装置。 ２０． 組織からスペクトルデータを検出する分析装置において、 第１の光学路の第１の領域から実質的に単調に落下して離間する前記組織の第 １の強度分布で前記組織内へ照明を指向する手段と、 第２の光学路の第２の領域から実質的に単調に落下して離間する収集分布の効 力で自身から放射する光を集光する手段と、 前記照明及び集光が前記第１の光学路及び前記第２の光学路が１次元において 関心の組織特徴に対応する非点状の体積要素中で重畳するように整合して、周り の組織からの光を優先的に排除する一方で、前記集光された光が前記関心の組織 特徴の前記照明に対する光学反応を選択的に表すようにし、 前記集光された光で作動して光学反応を生成する検出器であって、該光学反応 が前記体積要素中で支配的な条件を実質的に示す検出器とを備えていることを特 徴とする組織からスペクトルデータを検出する分析装置。 ２１． 前記第１の光学路及び前記第２の光学路が重畳して、前記要素の収集さ れた光学反応が識別自在且つ再現自在となることを特徴とする請求項２０に記載 の分析装置。 ２２． 前記デジタル化されたスペクトル反応が（ａ_i（λ_i））の集合として表 され、但しａ_iは中心波長がλ_iのそれぞれの帯域における放射照度値であり、且 つ、ｉは２に等しいかより大きいことを特徴とする請求項２０に記載の分析装置 。 ２３． 材料標本を光学的に評価する分析装置において、 光を提供する光源と、 少なくとも前記光の一部を選択的に透過する第１の視野絞りと、 前記一部を指向して標本の体積を照明する光学手段と、 前記標本の前記照明された体積から放射する放射を収集する光学的収集手段と 、 前記集光された光の少なくとも一部を選択的に透過するとともに、少なくとも 一部が、照明され且つ観察される体積の共通体積要素を介して前記第１の視野絞 りに接合されている第２の視野絞りと、 前記第２の視野絞りにより通過された光を指向して前記体積要素から集光され た光を検出し且つ該検出した光を示す信号を生成する検出手段とを備え、 前記光学手段により画定される前記第１の視野絞りの幾何画像が前記第１の視 野絞りにより選択的に通過された全放射を実質的に包囲して、前記分析装置が標 本の選択した標的体積要素に指向される時に、該標的体積要素の外側から放射す る光からの積分寄与が小さく、且つ、前記検出手段により生成された信号が前記 標的体積要素の光学反応を選択的且つ優先的に特徴付けるようにすることを特徴 とする材料標本を光学的に評価する分析装置。 ２４． 更に、前記体積要素からの記録を分析して前記体積要素の少なくとも１ 特性を特徴付ける手段を備えていることを特徴とする請求項１に記載の分析装置 。 ２５． 更に、前記標本に関する不純物観察結果を表すデータ（ｄ）を記憶する 手段を備え、前記変換の少なくとも一部が前記訓練用の集合に関する斯かる不純 物観察結果から引き出され、且つ、前記処理手段が少なくとも前記データ（ｄ） の一部に前記変換を応用することを特徴とする請求項１０に記載の分析装置。 ２６． 特定の材料標本の特性Ｐを電磁放射と前記標本との相互作用により決定 する方法において、 ａ）独立した分析により決定されて前記特性Ｐを処理する前記材料の試験体か ら成る訓練用集合を蓄積する段階と、 ｂ）前記訓練用集合の各試験体の少なくとも１つの画定された体積要素から光 学反応を得る段階と、 ｃ）少なくとも前記ｂ）段階で得られた光学反応の副集合と前記ａ）段階で決 定された特性Ｐとの間の相関変換Ｔを引き出す段階であって、前記変換のオペラ ンドとして必要なｎ_p個の反応を決定することを含む段階と、 ｄ）前記標本の少なくとも１つの体積要素からｎ_p個の光学反応を得る段階と 、 ｅ）前記ｃ）段階で決定された相関変換Ｔを前記ｎ_p個の光学反応に応用して 前記標本の前記体積要素の特性Ｐを表す出力を生成する段階とを備え、 ｆ）体積要素の各反応が、 ｉ）第１の視野絞りを有した照明光学素子を介して前記体積要素を照明し、該 第１の視野絞りの寸法が該第１の視野絞りから測定される前記照明光学素子の作 動開口数で割った照明放射の波長の商に比較して大きく、 ii）第２の視野絞りを有した収集光学素子を介して前記体積要素から光学反応 を収集し、該第２の視野絞りの寸法が該第２の視野絞りから測定される収集光学 素子の作動開口数で割った光学反応の波長の商に比較して大きく、且つ iii）前記２つの視野絞りを前記体積要素を介して互いに少なくとも部分的に 光学的接合するように配置して、前記第２の視野絞りを介して収集された反応が 前 記の如き体積要素から放射する光に実質的に限定されるようにして得られること を特徴とする特定の材料標本の特性Ｐを電磁放射と前記標本との相互作用により 決定する方法。 ２７． 前記ａ）段階乃至ｃ）段階が最初に実行されて前記変換Ｔを決定し、更 に、前記変換Ｔを器具内に記憶する段階を含み、その後特定の標本の特性Ｐを決 定する工程がｄ）段階を実行して光学反応を得るとともに、該得られた光学反応 に前記記憶された変換Ｔを応用することで実行されることを特徴とする請求項２ ６に記載の方法。 ２８． 前記特定の標本が生物学的標本であり、且つ、前記特性Ｐが病的条件で あることを特徴とする請求項２６に記載の方法。 ２９． 前記材料が非生物学的物理処理される材料であり、且つ、前記特性Ｐが 存在のランク、条件の測定、物性の大きさ及び構成要素の濃度の少なくとも１つ であることを特徴とする請求項２６に記載の方法。 ３０． 前記変換Ｔを応用する段階が前記特定の標本の分布位置からの反応に応 用して前記試験体中の特性Ｐの分布地図を作成することを特徴とする請求項２６ に記載の方法。 ３１． 前記特定の標本が生物学的標本であり、且つ、前記特性Ｐが病的条件で ない医療記録データを含んでいることを特徴とする請求項２６に記載の方法。 ３２． 前記特定の標本が生体内組織標本、生体外組織標本、能動的生物学的処 理の局部体積、能動的化学反応の局部体積、物理的処理の局部体積、深さ分解移 植片生活能力標本、薬物摂取標本及び酸素灌流標本から成る集合から選択される ことを特徴とする請求項２６に記載の方法。 ３３． 前記相関変換Ｔが、複数の反応に作用して前記特性の範囲の大きさまた はランクを生成する（ｉ）ベクトル及び複数の反応に作用して特定の標本に存在 する複数の異なる特性Ｐ_iの各々の大きさまたはランクを生成する（ii）マトリ ックスから選択されることを特徴とする請求項２６に記載の方法。 ３４． 前記光学反応が前記材料中の対物レンズ組立体により撮像されるマルチ モードファイバの端部を介して照明するとともに標本からの光を集光することに より得られることを特徴とする請求項２６に記載の方法。 ３５． 前記蓄積する段階が 生体内組織に照明を指向し且つ該生体内組織からの光学反応を収集するととも に記憶する段階と、 前記光学反応が得られた組織の病理学的ランクを正確に決定する段階と、 前記訓練用集合から前記相関変換を引き出す前に、 追加の生体内組織標本に対して前記の指向、収集及び記憶段階及び正確に決定 する段階を繰り返し行って前記訓練用集合を形成する段階とを含むことを特徴と する請求項２６に記載の方法。 ３６． 生体内組織を診断して一定の条件を求める方法において、 生体内で診断される組織内の画定された体積要素の周りの限定領域を選択的に 照明して該画定された体積要素を光学的に刺激し、前記画定された体積要素から 光を集光し、光の集光が前記画定された体積要素から優先的に放射する光に実質 的に限定されて、集光された光が選択照明に対する前記体積要素の反応を形成す るようにする段階と、 前記反応を検出して前記画定された体積要素から受けられた前記反応を表す検 出信号を形成する段階とを備え、 前記検出信号が複数の波長の各々の波長で前記画定された体積要素から放射す る光の光度を実質的に表して前記要素の特性を特徴付けることを特徴とする生体 内組織を診断して一定の条件を求める方法。 ３７． 更に、 前記検出信号に変換を応用して前記測定信号と相関する変換信号値を生成し、 該値が前記画定された体積内で生じる条件の存在、度合い及び激しさの少なくと も１つのランクである段階を含んでいることを特徴とする請求項３６に記載の方 法。 ３８． 更に、前記検出信号を記憶する段階を含み、前記変換を応用する段階が 前記変換を医療記録データで補足される前記記憶された検出信号に応用すること を特徴とする請求項３７に記載の方法。 ３９． 標本内の一定の部位を特徴付ける方法において、 前記部位の前記標本に指向された第１の光学路に沿って前記標本を照明する段 階と、 前記標本内に焦点を合わせた第２の光学路に沿った前記標本からの放射を集光 して、前記第１の光学路及び前記第２の光学路の交差が前記第１及び第２の光学 路の双方のピーク領域に配置された選択された体積要素を画定するようにして、 集光された放射が前記体積要素から放射する照明に対する反応を選択的に表すよ うにした段階と、 集光した放射を分析して該集光した放射内のスペクトル情報から決定可能な前 記選択された体積要素の特徴を決定する段階とを備え、 前記分析する段階が記憶したマトリックス変換を少なくとも前記集光した放射 の一部に応用して前記体積要素中で生じる１つまたは１つ以上の処理の存在また は範囲を直接に特徴付ける出力を生成することを含んでいることを特徴とする標 本内の一定の部位を特徴付ける方法。 ４０． 自然環境にある物質の一定の条件を測定する測定方法において、 物質の試験体を照明し且つ自然環境にある該試験体からの光学反応を収集して 、該光学反応が軸線に沿って局在する前記試験体内の副体積から実質的且つ優先 的に引き出されるようにする段階と、 前記光学反応を検出するとともにデジタル化して複数の値として前記反応を表 す段階と、 自然環境光学反応及び該自然環境光学反応の各々について該反応が得られた材 料中で支配的である条件の専門的評価から形成された訓練用集合から引き出され る変換を記憶する段階と、 前記記憶された変換を前記試験体からの前記複数の値に応用して前記条件を識 別する出力を生成する段階とを備えることを特徴とする自然環境にある物質の一 定の条件を測定する測定方法。 ４１． 前記自然環境が生きている組織環境であり、前記光学反応が前記生きて いる組織中の局部体積要素のみから実質的に放射するとともに、該局部体積要素 を表すことを特徴とする請求項４０に記載の測定方法。 ４２． 前記局部体積要素が組織深さのｚ軸線に沿って局在していることを特徴 とする請求項４１に記載の測定方法。 ４３． 前記照明及び収集する段階が、 （ｉ）下部または上部を除外した組織層及び （ii）隣接する組織を実質的に除外した組織の極巨視的体積要素の少なくとも 一方を忠実に表すサイズを有する局在した支持体からの反応を収集することを特 徴とする請求項４１に記載の方法。 ４４． 更に、走査を行い前記組織を横断して分布した局在した体積要素を抜き 取って前記組織中の前記条件のプロフィールを発達させる段階を含んでいること を特徴とする請求項４１に記載の方法。 ４５． 前記照明及び収集する段階が非回折限定照明で実行され且つ前記組織の 処理のサイズに寸法的に対応する体積要素からの非撮像方法による照明に対する 反応を収集することを特徴とする請求項４１に記載の方法。 ４６． 組織からのスペクトルデータを検出する方法において、 第１の光学路の第１の領域から実質的に単調に落下して離間する前記組織の第 １の強度分布で前記組織内へ照明を指向する段階と、 光学素子を前記組織内へ指向し且つ第２の光学路の第２の領域から少なくとも 第２の方向に沿って実質的に単調に落下して離間する収集分布の効力で自身から 放射する光を集光し、前記第１及び第２の光学路が重畳している段階と、 前記照明及び集光が前記第１の光学路及び前記第２の光学路を１次元において 関心の組織特徴に対応する非点状の体積要素中で重畳するように整合して、前記 集光された光が前記関心の組織特徴の前記照明に対する光学反応を選択的且つ実 質的にに表すようにした段階とを備えていることを特徴とする組織からのスペク トルデータを検出する方法。 ４７． 更に、集光した光を処理して０．１より大きな信号ノイズ比を達成する 段階を備えていることを特徴とする請求項４６に記載の方法。 ４８． 照明及び収集効力の落下が強力に弁別を行い、前記体積要素の外側の領 域からの光の積分寄与により生じるノイズを前記体積要素の内側からの光学反応 の約半分未満に効果的に制限することを特徴とする請求項４６に記載の方法。 ４９． 電磁放射と標本の体積要素との相互作用を決定する方法において、 ｉ）第１の視野絞りを有した照明光学組立体を介して前記体積要素を照明し、 該第１の視野絞りの寸法が該第１の視野絞りから測定される前記照明光学素子の 作動開口数で割った前記照明放射の波長の商に比較して大きい段階、 ii）第２の視野絞りを有した収集光学組立体を介して前記体積要素から光学反 応を収集し、該第２の視野絞りの寸法が該第２の視野絞りから測定される収集光 学素子の作動開口数で割った光学反応の波長の商に比較して大きい段階と、 iii）前記２つの視野絞りを前記体積要素を介して互いに少なくとも部分的に 光学的接合するように配置して、前記第２の視野絞りを介して収集された反応が 前記の如き体積要素から放射する光に実質的に限定されるようにする段階とを備 えていることを特徴とする電磁放射と標本との相互作用を決定する方法。 ５０． 前記照明及び収集光学組立体が同一であり、且つ、前記反応が部分的に 反射をする鏡、波長選択鏡、プリズム及び格子の少なくとも１つを備えたビーム スプリッタにより分離されることを特徴とする請求項４９に記載の方法。 ５１． 前記照明及び収集光学組立体が同一であり、且つ、前記反応が開口組立 体により前記照明から分離されていることを特徴とする請求項４９に記載の方法 。 ５２． 前記２つの視野絞りが前記接合が部分的且つ共有されるように配置され ていることを特徴とする請求項４９に記載の方法。 ５３． 少なくとも前記第１の視野絞りがマルチモード光学ファイバの出力端で あることを特徴とする請求項４９に記載の方法。 ５４． 患者の生体内組織を特徴付けて少なくとも１つの条件／病状Ｐを決定す る方法において、 組織の訓練用集合、該組織の条件／病状ランク及び前記組織から収集された照 明に対する反応から光学データを条件／病状と相関させる相関変換を決定する段 階と、 特徴付ける試験体内の局部体積要素を、該局部体積要素から放射する前記照明 に対する光学反応を優先的に収集する器具で選択的に照明する段階と、 前記光学反応に前記相関変換を応用して前記組織の局部体積要素内に存在する 前記条件／病状の程度を示す試験体ランクを生成する段階とを備えていることを 特徴とする患者の生体内組織を特徴付けて少なくとも１つの条件／病状Ｐを決定 する方法。 ５５． 更に、患者に関係する医療記録データを入力する段階を含み、前記相関 変換を応用する段階が前記光学反応と一緒に前記変換を前記医療記録データの少 なくとも一部に応用し、且つ、前記決定する段階が前記訓練用集合内の前記医療 記録データを少なくとも部分的に参照して前記変換を決定することを特徴とする 請求項５４に記載の方法。