JP2002502654A - 組織の腹部横断検査、監視および画像形成 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 対象物の内部組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システム（１５，４５，１００，１５０，２００，２６０または３００）を使用する光学的検査技術。 【解決手段】光学的システムは、光学的モジュール（１２または１４）、コントローラおよびプロセッサを含む。光学的モジュールは、腹部または胸部の外部に設置するように配置されている。上記モジュールは、内部器官または子宮内の胎児のような、選択した組織領域を検査するための多数の光子伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーおよび光学的検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは、光源が放射した可視光線または赤外線を検査対象の組織内に導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、光を組織から光検出装置に供給するように構成されている。コントローラは、光検出装置が、上記光子伝播経路の中の少なくとも一つを伝播した光を検出するように、一つまたはいくつかの光源および光検出装置を作動するように構成され、配置されている。プロセッサは、検出した光に対応する信号を受信し、組織の検査に使用する少なくとも一つのデータ・セットを形成する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の分野】

本発明は、健康な組織に損傷を与えない、可視光線、または赤外線による生物
学的組織の生体内での検査、画像形成および特性表示に関し、特に、内部組織ま
たは子宮内の胎児の腹部横断または胸部横断の健康な組織に損傷を与えない検査
、監視および画像形成に関する。

【０００２】

【発明の背景】

本出願は、１９９８年２月１３日付の米国仮特許出願第６０／０７４，６４２
号、１９９８年８月２６日付の米国仮特許出願第６０／０９８，１７２号、およ
び１９９８年８月２６日付の米国仮特許出願第６０／０９８，０１８号の優先権
を主張する。これらの米国仮特許出願の全文は、引用によって本明細書の記載に
援用する。

【０００３】 従来は、生物学的組織を検査したり、画像形成するのにＸ線またはγ線が使用
されてきた。これらのＸ線およびγ線は、組織内を真っ直ぐな弾道の軌跡を伝播
する。すなわち、これらの放射線の散乱は無視することができる。それ故、画像
は、異なる組織のタイプの吸収レベルの評価に基づいて形成される。例えば、レ
ントゲン撮影の場合には、Ｘ線フィルムは、陰の部分と明るい部分とを含んでい
る。コンピュータ断層撮影（ＣＴ）のような、もっと複雑なシステムの場合には
、人間の器官の横断写真は、異なる角度から人体の一部を通してＸ線を透過させ
、Ｘ線透過の変動を電子的に検出することにより作成された。検出された強度情
報は、コンピュータにデジタル的に記憶され、コンピュータは、一つの断面に位
置する多数の点のところの組織のＸ線吸収を再構成する。

【０００４】 組織（例えば、脳、指または耳たぶ）内の酸素代謝を、健康な組織に損傷を与
えないで研究するために近赤外線（ＮＩＲ）が使用されてきた。医療のための画
像形成に可視光線、ＮＩＲおよび赤外線（ＩＲ）を使用すると、いくつかの利点
が得られる。ＮＩＲまたはＩＲの場合には、腫瘍と組織との間のコントラスト因
子は、Ｘ線の領域より遥かに大きい。さらに、Ｘ線よりは可視光線から赤外線の
間の光線の方が好ましい。何故なら、これらの光線はイオン化を起こさないので
、潜在的な副作用が少ないからである。しかし、可視光線から赤外線の範囲の光
線は、生物学的組織内での散乱や吸収が大きく、その伝播経路を直線では近似す
ることができず、ある種の横断面の画像形成技術には適用できない。

【０００５】 ＮＩＲ分光測定を使用するコンピュータ断層撮影法は、生体内での画像形成に
使用されてきた。この技術は、Ｘ線ＣＴにおけるＸ線放射の使用と同じ方法でＮ
ＩＲ放射を使用する。Ｘ線源の代わりに、ＮＩＲ領域内の光線を放射するいくつ
かのレーザ・ダイオードが使用される。ＮＩＲ−ＣＴは、画像形成される組織を
透過したレーザ・ダイオードの光線を検出する一組の光検出器を使用する。検出
されたデータは、Ｘ線ＣＴで検出されたＸ線データが処理されるのと類似の方法
でコンピュータにより処理される。いくつかのＮＩＲ−ＣＴシステムが、非イオ
ン化放射の散乱特性を認識し、それに従って、Ｘ線ＣＴのアルゴリズムを修正し
た。

【０００６】 上記Ｘ線技術またはγ線技術は、組織の腫瘍を検出するのに使用されてきた。
「血管形成」という用語は、組織または器官内への新しい血管の発生を意味する
。正常な生理学的条件の下では、人間または動物は、非常に特殊な制限された状
況の場合にだけ血管形成を起こす。例えば、血管形成は、通常、治りかけている
傷口、３ヶ月以上または以下の発育中の胎児、および黄体、子宮内膜および胎盤
の形成中に観察される。

【０００７】 制御されている血管形成および制御されていない血管形成は、類似の方法で進
行するものと考えられている。頑固で野放図な血管形成は、多くの疾病状態、腫
瘍転移および内皮細胞の異常な成長の際に発生し、これらの状態の際に見られる
病理学的損傷を引き起こす。野放図な血管形成が見られるいくつかの病理学的疾
病状況は、血管形成依存または血管形成関連疾病として分類されてきた。腫瘍の
成長は血管形成に依存するという仮説が１９７１年に最初に提案された。（１９
７１年発行の、Ｎ．Ｅｎｇｌ．Ｊｏｕｒ．Ｍｅｄ．の２８５号の１１８２〜１１
８６ページ掲載の、フォークマン Ｊ．の「腫瘍血管形成：治療関連参照）上記
論文を最も簡単な形で説明すると、「腫瘍の「着床」が起こると、腫瘍細胞の数
の増大に先だって、腫瘍に集中する新しい毛細血管が増大しなければならない」
ということになる。腫瘍の着床は、その内部で体積が数立方ミリであり、細胞の
数が数百万以下の腫瘍細胞の数が、現在のホストである微細血管上で生存できる
腫瘍の成長の前血管段階を示すものと見なされる。この段階を越えて腫瘍が大き
くなるには、新しい毛細血管の発生が必要である。この仮説は、多くの刊行物に
掲載され、文書化されている。

【０００８】 胎児の子宮の検査には、超音波システムが広く使用されている。しかし、これ
らのシステムは、組織の酸素添加にそれほど敏感ではない。低酸素性虚血性脳障
害（ＨＩＥ）および胚基質脳室内出血（ＧＭ−ＪＶＨ）のような出生前の脳の損
傷は、依然として神経学的病的状態、脳性麻痺（ＣＰ）、精神薄弱、および発作
の有意な原因である。未熟胎児および未熟幼児は、特に、脳障害を引き起こす危
険が大きい。ＧＭ−ＩＶＨ、すなわち、早産に関連してよく起こる問題は、ＣＰ
に対して有力な危険率である。ＣＰの全体の発病率は、生きて生まれた１，００
０人の新生児について約一人か二人である。しかし、早産の場合には、発病率は
、劇的に増大する、すなわち、体重２５００グラム以下の、生きて生まれた１，
０００人の新生児に対して１５人であり、体重が５００〜１５００グラムの１，
０００人の生存者の場合には１３〜９０人である。

【０００９】 胎児を監視するための現在の診断方法は、どれも胎児の脳の血行動態および酸
素添加について、非常に正確な情報を提供しない。単独での（非ストレス試験：
ＮＳＴ）、または生物物理学的プロファイル（ＢＰＰ）の一部としての、分娩前
の電子胎児心拍数（ＦＨＲ）監視が、この数十年間米国における胎児の健康をチ
ェックする主要な手段であった。ＮＳＴは、いくつかの胎児の危険［２３］を予
測することはできるが、報告によれば、偽の正のＮＳＴの率は９０％以上である
。一方、（８以上）の高いＢＰＰの数値および（ゼロ）の低いＢＰＰの数値は、
それぞれ、正常なｐＨおよびアカデミックなベビーを予言しているが、ＢＰＰの
数値が６である場合には、異常な結果を予言していなかった。

【００１０】 分娩中の胎児の脈拍数（ＦＨＲ）を監視するのは、米国における標準的な治療
方法である。ＦＨＲをチェックしても、神経学的結果を予めハッキリと知ること
ができないことが分かり、任意の特定の技術を使用する主要な目的、すなわち、
神経学的後遺症の回避を達成することがほとんどできない。多くの場合、ＦＨＲ
を監視してもお産のプロセスに無用な干渉をすることになり、帝王切開の回数が
増えて有害ですらある。分娩中に人間の胎児にパルス酸素測定法を使用する最近
の試みにより、分娩中の胎児の酸素添加を少し洞察できるようになっているが、
特に、適当な末梢動脈および末梢静脈の酸素飽和が起こっている場合には、脳の
低酸素症を起こす恐れがある状況が存在することが分かっているので、脳の酸素
添加および血行動態に対する頭皮または顔面の酸素添加の関連は、非常に注意深
く判断しなければならない。

【００１１】 近赤外線（ＮＩＲ）の波長の領域内の、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘ
モグロビンの吸収を測定することによって組織血液の酸素添加および量を監視し
、画像形成するために光学的分光法が使用することができる。７００ナノメート
ル以下では、多くの光がヘモグロビンにより吸収される。９００ナノメートル以
上では、多くの光が水ににより吸収される。オキシヘモグロビンとデオキシヘモ
グロビンの吸光度の等吸収点（８００ナノメートル付近）のどちらかの側で、差
圧測定を行うことにより、血液の酸素添加および量のレベルを定量することがで
きる。通常、これらの測定は、７５０ナノメートルおよび８３０ナノメートルの
ところで行われる。

【００１２】 分娩中の胎児をモニタするのに、光学的分光法が使用されてきた。デルフィ他
は、連続波（ＣＷ）光学的装置（浜松ＮＩＲＯ−５００モニタ）と、ＮＩＲ光を
送信および受信する細い光ファイバを挿入するために、分娩中の女性の子宮頚部
を通して胎児の頭のところまで挿入した柔らかいゴムのプローブを使用して、人
間の胎児内で、分娩中に光学的でモニタすることができることを証明した。（１
９９２年発行の、Ａｍ．Ｊ．Ｏｂｓｅｔ．Ｇｙｎｅｃｏｌ．の１６６号の１３６
９〜７３ページ掲載の、ピーブル、Ｄ．Ｍ．他の「近赤外線分光法により測定し
た、分娩中の人間の胎児の脳内のヘモグロビン濃度および酸素添加の変動」参照
）。上記研究者は、変化する、後で発生する、長期の原則に続く、胎児の脳内酸
素添加（脳内非飽和）の変動を報告している。（１９９５ａ年発行の、Ｂｒ．Ｊ
．Ｏｂｓｔｅｔ．Ｇｙｎａｅｃｏｌ、１０２号の９〜１３ページ掲載の、アルド
リッチ、Ｃ．Ｊ．他の「分娩の第一段階中の脳内酸素添加の際の後期胎児拍動数
の減速および変動」：（１９９６年発行の、Ｅ．Ｊ．Ｏｂｓｔｅｔ．Ｇｙｎｅｃ
ｏｌ．Ｒｅｐｒｏｄ．Ｂｉｏｌ．、６４号の１８９〜１９５ページ掲載の、アル
ドリッチ、Ｃ．Ｊ．他の「分娩の第一段階中に、近赤外線分光法により測定した
、胎児の心拍数の変化および脳内酸素添加」）および短い収縮間隔による（１９
９４年発行の、Ｂｒ．Ｊ．Ｏｂｓｔｅｔ．Ｇｙｎａｅｃｏｌ．１０１号の４４〜
４８ページ掲載の、ピーブルＤ．Ｍ．他の「近赤外線分光法による、分娩中に研
究した子宮の収縮の頻度と人間の脳内の酸素飽和との間の関係」参照）。分娩の
直前に光学的分光法により測定した脳内の酸素飽和と、出産時の胎児の臍帯血お
よび酸−塩基状態との間の有意な相互関係が報告されている。（１９９４ａ年発
行の、Ｏｂｓｔｅｔ．Ｇｙｎｅｃｏｌ．８４号の８６１〜６ページ掲載の、アル
ドリッチ Ｃ．Ｊ．他の「分娩の直前に近赤外線分光法により測定した胎児の脳
内の酸素添加および酸−塩基状態」および正常分娩中に母親に酸素管理をした後
の、胎児の脳内酸素添加の有意な上昇、（１９９４ｂ年発行の、Ｂｒ．Ｊ．Ｏｂ
ｓｔｅｔ．Ｇｙｎａｅｃｏｌ、１０１号の５０９〜５１３ページ掲載の、アルド
リッチ Ｃ．Ｊ．他の「近赤外線分光法により分娩中に測定した人間の胎児の脳
内の酸素添加に対する母親の酸素管理の影響」。有効な硬膜外微麻酔を掛けた婦
人の分娩中に、母親の***を変化させた場合、胎児の脳内の酸素添加が有意に低
減したという報告があった。（１９９５ｂ年発行の、Ｂｒ．Ｊ．Ｏｂｓｔｅｔ．
Ｇｙｎａｅｃｏｌ、１０２号の１４〜１９ページ掲載の、アルドリッチＣ．Ｊ．
他の「近赤外線分光法による、分娩中に測定した胎児の脳内の酸素添加に対する
母親の***の影響」）。ポール・マンハイマ（Ｅｕｒｏ．Ｊ．Ｏｂｓｔｅｔ．＆
Ｇｙｎ．、１９９７年、Ｓ９〜Ｓ１９ページ掲載の、マンハイマ Ｐ．Ｄ．他の
「パルス酸素測定センサの設計の際の物理光学的考察」）（参照能ノータム：ネ
ルコール・ピューリタン・バーネット社製のＮ−４００胎児酸素飽和モニタ・シ
ステム：技術的な問題「ネルコール・ピューリタン・バーネット社製の周産期注
番号１、プレサントン、ＣＡ９４５８８）およびスエドロ（スエドロ、Ｄ．Ｂ．
、参照ノーテム：「３０％の胎児のＳｐＯ２臨界域値についての証拠の、ネルコ
ール・ピューリタン・バーネット社製のＮ−４００検討、ネルコール・ピューリ
タン・バーネット社製の周産期注番号２、プレサントン、ＣＡ９４５８８）が、
最近、設計の際の考慮事項を発行し、胎児の脳に対する制限動脈非飽和値（３０
％）を勧告した。

【００１３】 腫瘍を検出し、画像形成し、特徴を表示することができる、健康な組織に損傷
を与えない、比較的安価な技術の開発が依然として待望されている。さらに、子
宮内の胎児を検査し、モニタすることができる健康な組織に損傷を与えない比較
的安価な技術の開発も依然として待望されている。

【００１４】

【発明の概要】

本発明は、可視光線または赤外線を使用して、内部組織を、健康な組織に損傷
を与えないで、光学的に検査し、画像形成し、モニタするための種々の装置およ
び方法に関する。本発明は、また子宮内の胎児または胎児の組織を、健康な組織
に損傷を与えないで光学的に検査し、画像形成およびモニタに関する。

【００１５】 ある観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織の、生
体内での健康な組織に損傷を与えない検査を行うための光学的システムを使用す
る。上記光学的システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサ
を含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的
組織の検査対象の領域内に多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾
何学的パターン内に位置する検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは
、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。
各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから検査対象の組織領域内
に移動した光の光子を受信し、受信した光を光検出装置に供給するように構成さ
れている。コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一
つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように、構成され、配置されて
いる。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、少な
くとも２組のデータ・セット、すなわち、検査対象領域内の血液量を表わす第一
のデータ・セット、および検査対象の組織領域内の血液の酸素添加を表わす第二
のデータ・セットを形成するように配置されている。プロセッサは、検査対象の
組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデー
タ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。

【００１６】 好適には、第二のデータ・セットは、ヘモグロビンの脱酸素化値を含むことが
好ましい。プロセッサは、基準組織領域を照射することにより、収集される第三
のデータ・セットを形成するように配置することができる。

【００１７】 他の観点から見た場合、本発明の光学的検査技術は、被検者の生物学的組織を
、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムを使
用する。上記光学的システムは、光学的モジュールと、コントローラと、プロセ
ッサとを含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生
物学的組織の検査対象の領域内に多数の光子の移動経路を形成するために、選択
した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと検出ポートのア
レーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線
を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入
力ポートから組織内に移動した光の光子を受信し、受信した光を光検出装置に供
給するように構成されている。コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装
置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように構成
され、配置されている。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接
続していて、少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、問題の検査対象領域
を照射することにより収集する第一のデータ・セット、および検査対象の組織領
域としての、類似の光散乱および吸収特性を持つ、基準組織領域を照射すること
により収集する第二のデータ・セットを形成するように配置されている。プロセ
ッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・
セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されて
いる。

【００１８】 他の観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織の生体
内で、健康な組織に損傷を与えないで検査を行うための光学的システムを使用す
る。上記光学的システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサ
を含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的
組織または生物学的組織を表わすモデルの検査対象の領域内に、多数の光子の移
動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する検出ポートの
アレーを含む。各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外
線を導入するように構成されている。各光学的検出ポートは、少なくとも一つの
入力ポートから組織内またはモデル内を移動した光の光子を受信するように構成
されている。コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも
一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように構成され、配置されて
いる。プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、二つ
の組織領域の少なくとも２組のデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域
を照射することにより収集する第一のデータ・セット、および選択した光散乱お
よび吸収特性を持つ組織モデルを照射することにより収集する第二のデータ・セ
ットを形成するように配置されている。プロセッサは、検査対象の組織領域内の
異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットと
の相互の関係をチェックするように配置されている。

【００１９】 上記特徴を持つ好適な実施形態は、下記の機能の内の一つまたはそれ以上の機
能を持つ。

【００２０】 プロセッサは、二つのデータ・セットのデータの間の一致を判断することによ
り、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットの相互関係をチェックするよ
うに配置することができる。

【００２１】 プロセッサは、第一および第二のデータ・セットを二次元画像としてオーダし
、この二次元画像を使用して一致をチェックするようにプログラムすることがで
きる。プロセッサは、第一および第二のデータ・セットを二次元画像としてオー
ダし、下記式を使用して一致をチェックするようにプログラムすることができる
。 １−（最大重畳残余／最大選択組織信号）ｘ１００

【００２２】 プロセッサは、さらに、検査対象の組織領域内の異常な組織の位置を決定する
ように配置することができる。

【００２３】 プロセッサは、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、上記デー
タ・セットから一つの画像を形成することができる。光学的断層撮影アルゴリズ
ムは、画像が形成されている組織の散乱特性による、光子の決定済みの確率分布
に関連する係数を使用することができる。

【００２４】 コントローラは、入力ポートと検出ポートとの間の第一の選択した距離を入手
するために、光源と検出装置とを作動するように配置することができ、プロセッ
サは、上記第一の距離に対するデータ・セットを形成するように配置することが
できる。プロセッサは、上記第一の距離に対して形成されたデータ・セットから
画像データ・セットを形成することができる。コントローラは、さらに、入力ポ
ートと検出ポートとの間の第二の選択した距離を入手するために、光源と検出装
置とを作動するように配置することができ、また、上記第二の距離に対する他の
データ・セットを形成するように配置される。

【００２５】 光学的システムは、プロセッサから画像データ・セットを受信し、一つの画像
を表示するように構成された表示デバイスを含むことができる。

【００２６】 光学的システムは、さらに、第一のオッシレータと位相検出装置を含むことが
できる。上記第一オッシレータは、１０⁸ヘルツ程度の第一周波数で、第一のキ ャリヤ波形を発生するように構成されるが、上記第一の周波数は、入力ポートか
ら検出ポートまでの光子の移動による時間的な遅延と見合う時間特性を持つ。光
源は、第一のオッシレータに接続していて、第一のキャリヤ波形により変調され
た光を発生するように構成されている。位相検出装置は、導入した光の波形に対
する検出した光の波形の変化を決定し、そこから、その波長の検出した光の位相
シフトを測定するように構成されている。この場合、位相がシフトしている光は
、検査対象の組織領域の散乱特性または吸収特性を示す。プロセッサは、測定し
た位相シフトに基づいてデータを形成するように構成される。光学的システムは
、さらに、第二の周波数で第二の波形を発生するように構成されている、第二の
オッシレータ含むことができる。その後で、検出装置は、第一の周波数から、１
０³ヘルツ程度の周波数だけズレている基準周波数で基準波形を受信し、検出し た放射に対応するオフセット周波数で、信号を発生するように配置される。位相
検出装置は、オフセット周波数で、検出した放射を導入した放射と比較すること
ができ、その比較結果から位相シフトを決定することができる。

【００２７】 光学的システムは、さらに、オッシレータ、位相スプリッタ、および第一およ
び第二の二重バランス・ミキサを含むことができる。オッシレータは、入力ポー
トから検出ポートへの光子の移動の時間的遅れに見合う、選択した周波数の第一
のキャリヤ波形を発生するように構成される。光源は、オッシレータからキャリ
ヤ波形を受信するように接続していて、その周波数で変調した光学的放射を発生
するように構成される。位相スプリッタは、オッシレータからキャリヤ波形を受
信するように、また予め定めた実質的に異なる位相の第一および第二の基準位相
信号を発生するように構成される。第一および第二の二重バランス・ミキサは、
位相スプリッタから、それぞれ、第一および第二の基準位相信号を受信するよう
に、検出装置から検出装置信号を受信するように、また、そこから、それぞれ同
相の出力信号および直角位相出力信号を発生するように接続している。プロセッ
サは、二重バランス・ミキサに接続していて、同相の出力信号および直角位相出
力信号を受信するように配置されていて、これらの信号からデータ・セットを形
成する。

【００２８】 プロセッサは、データ・セットを形成する前に、入力ポートのところで導入さ
れた光と、検出ポートのところで検出した光との間の位相シフト（Θ_λ）を計算
するように配置することができる。

【００２９】 プロセッサは、データ・セットを形成する前に、光学的入力ポートと光学的検
出ポートとの間の検査対象組織内で散乱した光子が移動した経路の平均の長さを
計算するように配置することができる。

【００３０】 プロセッサは、さらに、検査対象の組織のヘモグロビンの飽和（Ｙ）を定量す
る際に、上記の経路の長さを使用することができる。

【００３１】 プロセッサは、データ・セットを形成する前に、同相の出力信号および直角位
相出力信号の平方の和の平方根として決定した信号の振幅（Ａ_λ）を計算するよ
うに配置することができる。

【００３２】 光学的システムは、さらに、光学的検出装置から検出装置信号を受信し、そこ
から直流出力信号を発生するように接続している狭帯域幅の検出装置を含むこと
ができる。その後で、プロセッサは、さらに、信号の振幅の数値と、信号の振幅
に直流出力信号を加えたものの数値との間の比率である変調指数（Ｍ_λ）を決定
する。

【００３３】 光学的システムは、さらに、少なくとも一つの光源に接続している、少なくと
も一つのオッシレータを含むことができる。オッシレータは、選択した周波数の
キャリヤ波形を発生するように構成される。光源は、既知の光のパターンを形成
するために、その周波数で輝度変調されている可視光線または赤外線の波長持つ
光を発生する。コントローラは、複数の入力ポートから同時に導入されたパター
ンの、放射光の輝度または位相関係を制御するように構成される。この場合、導
入されたパターンは、少なくとも一つの方向に光子の密度のかなりの勾配を持つ
、結果として得られる放射を形成する。この結果として得られる放射は、移動経
路上で散乱し、吸収される。検出装置は、時間の経過とともに、検出ポートまで
組織内を移動した結果として得られる放射を検出するように構成され、配置され
る。プロセッサは、さらに、結果として得られる放射の光子の密度のかなりの勾
配に対する、検査対象の組織の影響を示すデータ・セットを生成するために、導
入された放射に関連する、検出した結果として得られる放射の信号を処理するよ
うに配置される。

【００３４】 光学的システムは、さらに、検出した放射の位相を検出し、その位相をプロセ
ッサに供給するように構成されている位相検出装置を含むことができる。

【００３５】 光学的システムは、さらに、検出した放射の振幅を検出し、その振幅をプロセ
ッサに供給するように構成されている振幅検出装置を含むことができる。

【００３６】 二つの入力ポートから導入された光のパターンの位相関係は１８０度である。

【００３７】 光学的システムは、米国特許第５，１１９，８１５号、５，３８６，８２７号
が開示しているように構成することができる。このシステムは、その波長の放射
のパルスを発生するように構成されている光源を含む。上記パルスは、１ナノ秒
またはそれ以下の程度の持続時間を持つ既知のパルス波形を持つ。光学的検出装
置は、時間の経過につれて、入力ポートから組織内を移動した変調されたパルス
の光子を検出するように構成されている。このシステムは、また、検出装置に接
続していて、使用した波長における、導入したパルスに対する、検出したパルス
のパルス波形の変化を決定することができる分析装置を含む。その後で、プロセ
ッサは、決定したパルス波形の変化に基づいてデータ・セットを生成する。プロ
セッサは、また、データ・セットを生成するとともに、入力ポートと検出ポート
との間を移動する波長の光子の経路の実効長さを計算するように構成し、配置す
ることができる。プロセッサは、また、画像のデータ・セットと一緒に、この波
長における散乱係数を計算するように構成し、配置することができる。プロセッ
サは、また、データ・セットの生成と一緒に、その波長のところでの吸収係数を
計算するように、構成し、配置することができる。

【００３８】 光学的システムは、比較的長い光のパルスを発生する光源と、一つの検出ポー
トに対して対称的に配置されている二つの入力ポートから放射された二つのパル
スの振幅を差し引くことにより、データ・セットを形成するプロセッサを使用す
ることができる。

【００３９】 光学的システムは、組織の成分に感受性を持つように選択された二つの波長に
おいて、光子を導入し、検出するように構成することができる。上記の組織の成
分は、内発的な色素または外発的な色素であってもよい。内発的な色素は、ヘモ
グロビンであってもよい。外発的な色素は、選択した造影剤であってもよい。

【００４０】 他の観点から見た場合、生体内において、健康な組織に損傷を与えないで、腹
部横断して胎児の組織を検査するための光学的装置は、光学的モジュールと、コ
ントローラと、プロセッサとを含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポー
トのアレー、および子宮内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択し
た幾何学的パターン内に位置する検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポー
トは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されてい
る。各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから、移動した光の光
子を受信し、受信した光を光源に供給するように構成されている。コントローラ
は、光源の動作を制御し、光検出装置が、胎児の組織内の少なくとも一つの光子
移動経路を通って移動した光子を検出するように構成され、配置されている。プ
ロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、胎児の組織の
領域の特徴を示すように配置されている。

【００４１】 この観点から見た場合、好適な実施形態は、下記の機能の中の一つまたはそれ
以上の機能を含む。

【００４２】 コントローラおよびプロセッサは、光学的データを評価し、胎児の脳組織内部
に部分的に移動した、光子に対応する追加の光学的データを収集するために、光
源および光検出装置の動作を実質的に制御するように配置することができる。

【００４３】 光学的モジュールは、光学的データが、胎児の脳組織内に部分的に移動した光
子に対応するように、超音波システムにより検出した胎児の頭部に基づいて、腹
部上に設置できるように構成することができる。

【００４４】 プロセッサは、胎児の組織のヘモグロビンの酸素添加、または胎児の心拍数を
測定するように配置することができる。プロセッサは、脳組織の画像を形成する
ように配置することができる。プロセッサは、脳組織内の血液量および脳組織内
の血液の酸素添加の画像を形成するように配置することができる。

【００４５】 他の観点から見た場合、本発明は、生体内での、健康な組織に損傷を与えない
、胎児の組織の腹部横断検査方法を提供する。上記方法は、妊婦の腹部の外側に
光学的モジュールを設置するステップと；少なくとも一つの光学的入力ポートか
らの可視光線および赤外線を子宮内に導入し、少なくとも一つの検出ポートにお
いて、子宮内を伝播した光子を受信するステップと；少なくとも一つの検出ポー
トに光学的接続している、少なくとも一つの光学的検出装置により受信した光子
を検出するステップと；胎児の組織領域内に部分的に移動した光の光子に対応す
る光学的データを収集するために、上記導入ステップおよび検出ステップを制御
するステップと；胎児の組織領域の特徴を示すために、光学的データを処理する
ステップとを含む。

【００４６】 他の観点から見た場合、上記光学的技術は、子宮内の胎児の選択した組織を検
査し、モニタし、または画像形成するために使用することができる。光学的デー
タを収集するために、上記技術は、胎児を生体内で、健康な組織に損傷を与えな
いで、目標とするために設計したいくつかの光学的モジュールを使用することが
できる。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および多数の光
子の移動経路を形成するために選択した幾何学的パターン内に位置する検出ポー
トのアレーを含む。光子の移動経路は、部分的に、胎児の脳のような選択した胎
児の組織を含む。光学的モジュールは、光子移動経路内の胎児（例えば、頭部）
の選択した組織の位置を発見するために、腹部の外部の周囲を移動することがで
きる。光学的装置は、胎児の組織の一つの波長のデータまたは複数の波長のデー
タを供給することができる。この場合、使用した波長は、組織成分（例えば、ヘ
モグロビンまたは導入された造影剤）による吸収または散乱を感知することがで
きる。光学的装置は、また、血液量のデータ、ヘモグロビンの酸素添加のデータ
、またはヘモグロビン脱酸素化のデータ、または任意の他の組織成分を感知する
データを発生するすることができる。上記光学的データに基づいて、光学的装置
は、また例えば、パルス酸素測定法の際に使用したような技術により胎児の心拍
数を測定することができる。

【００４７】 光学的画像形成装置は、血液量の画像、ヘモグロビン酸素添加の画像、または
ヘモグロビン脱酸素化の画像、または一つの波長の光学的データ、または複数の
波長の光学的データに基づいて、任意の他の組織成分の画像を形成することがで
きる。上記装置は、当業者であれば周知のいくつかの画像処理アルゴリズム、お
よび画像強化アルゴリズムを使用することができる。上記装置は、胎児の短期間
の、または長期間の腹部横断モニタ、または日常の検査に使用することができる
。上記装置は、また、分娩中のモニタに使用することができる。この場合、医師
は、光学的データに基づいて胎児の状態を判断する。

【００４８】 光学的システムは、また、検査対象の胎児の組織の選択した機能活動を刺激す
るように構成されている刺激装置を含むことができる。上記刺激装置は、胎児に
電気信号、電磁信号、振動音響信号、または音の大きなリズムカルな音楽を送る
ように構成される。別の方法としては、刺激装置は、化学的物質を胎児に供給す
ることができる。例えば、子宮を収縮指せるために、妊婦にオキシトシンを静脈
注射することができる。妊婦は、常温の液体または炭水化物（フラクトース、グ
ルコース、複合炭水化物）を消化することができ、または自分の***を変化させ
て、胎児に刺激を与えるために、子宮圧を変化させることができる。光学的シス
テムは、上記刺激の前、刺激を与えている間、および刺激の後で、データを収集
することができる。

【００４９】 上記の光学的技術は、超音波技術、Ｘ線技術（ＣＴを含む）、または磁気共鳴
画像形成する（ＭＲＩまたはｆＭＲＩ）と一緒に使用することもできる。これら
の技術は、光学的データとの相互関係をチェックするためのデータを入手するた
めに使用することができる。光学的データを収集するために、上記光学的装置は
、異なる発育段階の胎児を目標として捕捉するのに適している、いくつかの光学
的モジュールを使用することができる。上記光学的モジュールは、光源のアレー
と、検査対象の胎児の器官内に、光子が移動するための多数の光源−検出装置経
路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光検出装置のアレ
ーを含む。例えば、超音波技術は、胎児の心臓の位置を発見するために使用され
、その後で、血液量および血液の酸素添加の特徴を示すために、健康な組織に損
傷を与えないで、上記の光学的技術が使用される。

【００５０】 上記の光学的画像形成システムは、検査対象の組織の一つの波長の画像、また
は複数の波長の画像を形成することができる。この場合、使用した波長は、組織
成分（例えば、内発的な色素または外発的な色素、組織細胞）による吸収または
散乱を感知することができ、または組織内の構造上の変化を感知することができ
る。光学的画像は、組織の吸収、組織の散乱またはその両方を表示することがで
きる。光学的画像形成システムは、また、検査対象の器官の血液量の画像および
ヘモグロビン脱酸素化画像を形成することができるし、または複数の波長の光学
的データに基づいて、任意の他の組織成分の画像を形成することもできる。プロ
セッサは、当業者であれば周知のいくつかの画像処理アルゴリズム、および画像
強化アルゴリズムを使用することができる。

【００５１】 光学的画像形成システムは、校正または背景データの検出のために、組織モデ
ルの一つの波長のデータまたは複数の波長のデータを収集することができる。校
正手順においては、光学的モジュールは、モデル上に設置され、画像形成システ
ムは、制限された数の光学的データを収集し、または組織の検査の際に使用した
のと同じシーケンスを使用して、光学的データを収集する。上記システムは、以
降のデジタル処理のために、モデル・データを記憶することもできるし、選択し
たパターンに従って、光学的データを検出するために、光源または検出装置の利
得を調整することもできる。上記画像形成システムは、その器官の正常な組織と
同じ散乱係数または同じ吸収係数を持つ、いくつかの器官のモデルを使用するこ
とができる。上記モデルは、また、腹部の壁部と同じ散乱係数および同じ吸収係
数を持つ、腹壁部の表示（または、血管、器官または肋骨のような他の画面を「
暗くする」組織構造体の表示）を含む。上記モデル組織は、検査対象の器官を近
似する異常な組織または感染した組織の散乱係数および吸収係数を持つことがで
きる。さらに、上記モデルは、異なる大きさおよび形を持つことができる。

【００５２】 通常、光学的検査技術は、被検者の生物学的組織のある領域を、生体内で、健
康な組織に損傷を与えないで、画像形成するための光学的システムを使用する。
上記光学的画像形成システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセ
ッサを含む。上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および問題
の生物学的組織内に多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的
パターン内に位置する光学的検出ポートのアレーを含む。各光学的入力ポートは
、光源から放射された可視光線または赤外線を組織容積内に導入するように構成
されている。各光学的検出ポートは、光を組織から光検出装置に供給するように
構成されている。コントローラは、光検出装置が、少なくとも一つの光子伝播経
路を通って伝播した光を検出するように、一つまたはいくつかの光源および光検
出装置を作動するように構成し、配置される。プロセッサは、検出した光に対応
する信号を受信し、検査対象の組織を表わす少なくとも一つのデータ・セットを
生成する。プロセッサは、また、検査対象の組織領域の三次元画像を形成するこ
ともできる。

【００５３】 検査対象の組織の特徴を示すために、画像形成システムは、血液量、ヘモグロ
ビン酸素添加、ヘモグロビン脱酸素化のいくつかの画像の相互関連をチェックし
、光学的造影剤に反応する画像の相互関係をチェックすることができる。画像形
成システムは、異なる時間に撮影した同じ組織領域の複数の画像の相互関係をチ
ェックすることができる。画像形成システムは、同じ器官（例えば、肝臓、肺）
の異なる領域の組織のような「対称的な」組織、または対称的な器官（例えば、
左右の腎臓、左右の脳半球、左右の脚、左右の腕）の複数の画像の相互関係をチ
ェックすることができる。画像形成システムは、組織の画像と組織モデルの画像
との相互関係をチェックすることができる。画像の相互関係をチェックすれば、
血液形成または代謝が異常に高い腫瘍のような、病的な組織領域を識別すること
ができる。この場合、腫瘍領域の血液量は増大していて、ヘモグロビンの酸素添
加は低減している。さらに、複数の画像の相互関係をチェックすれば、薬剤を投
与中の、または投与後の血管形成の抑制をモニタすることができる。

【００５４】 光学的データを収集するために、上記の光学的検査技術は、異なる設計の一つ
またはいくつかの光学的モジュールを使用することができる。光学的モジュール
は、光源−検出装置間の光子伝播経路の特定の幾何学的パターンにより、検査対
象の組織の選択した組織領域を目標として捕捉するように構成される。各光源は
、組織内に、伝播する光子の「バナナ形」確率勾配または「葉巻形」確率勾配を
形成するために、約１センチ〜２５センチ（好適には、４センチ〜１５センチ、
より好適には、１０センチ）のギャップだけ、一つまたはいくつかの検出装置か
らズレている。別の方法としては、各検出装置を伝播する光子の「バナナ形」確
率勾配または「葉巻形」確率勾配を形成するために、約１センチ〜２５センチ（
好適には、４センチ〜１５センチ、より好適には、１０センチ）のギャップだけ
、一つまたはいくつかの光源からズレている。ギャップを変えることにより、光
学的モジュールは、異なる深さのところの組織を目標として捕捉し、そうするこ
とにより、三次元の光学的データを入手することができる。好適には、光学的モ
ジュールは、複数の対称的な組の光子伝播経路を含むことが好ましい。

【００５５】 上記の技術を使用すれば、振幅打ち消し光学的パターン、または位相打ち消し
光学的パターンを発生することができる。このことは、一つのまたは複数の光源
−検出装置の組が、小さな対象物に対して非常に感度がいいことを証明している
。逆投影アルゴリズムまたは他の画像形成アルゴリズムを使用した場合、１分以
内に、二次元ディスプレイに１センチ以下の二次元解像度で、組織領域の画像を
形成することができる。この光学的技術は、成人、子供、生後一ヶ月以内の新生
児、子宮内の胎児の内部組織を検査したり、組織の機能、病状または病的異変を
評価するのに使用することができる。

【００５６】 また、本発明の特徴は、生きている被検体のある量の生物学的組織から画像を
形成するための装置および方法である。上記方法は、被検体上に上記実施形態の
いずれかによる画像形成装置を設置し、使用するステップを含む。いくつかの好
適な実施形態の場合には、光学的造影剤または薬剤が、被検体の血流内に注入さ
れ、造影剤または薬剤が被検体の血液または組織内に存在している間に、検査対
象の組織の画像データ・セットを形成するために上記装置が使用される。注入さ
れた造影剤または薬剤は、好適には、局部的組織タイプまたは構造体に吸収され
ることが好ましい。

【００５７】 本発明の他の利点および機能は、好適な実施形態についての以下の説明および
特許請求の範囲を読めば、理解することができるだろう。

【００５８】

【好適な実施形態の説明】

図１−図２Ｂについて説明すると、妊婦８の体内の胎児の選択した胎児の組織
は、光学的モジュール１２または１４に接続している画像形成システムにより、
健康な組織に損傷を与えないように検査される。光学的モジュール１２および１
４は、可視光線および赤外線の領域内で光を供給する、多数の光源（例えば、レ
ーザ・ダイオード、ＬＥＤ、フラシュ・ランプ）、干渉フィルタを含む場合もあ
る、光検出装置（例えば、光電子増倍管、シリコン・ダイオード検出装置、ＰＩ
Ｎ、雪崩または他のダイオード検出装置）を含む。光源および光検出装置は、検
査対象の器官内に光子が伝播するための、多数の光源−検出装置経路を形成する
、選択した幾何学的パターンを形成するように配置される。画像形成システムは
、検査対象の組織の生体内の画像を供給する。この画像は、上記組織内の異常な
構造体の位置および大きさを示す。さらに、この画像は、異常な構造体の（例え
ば、代謝、代謝生化学、病態生理学のような）定質的および定量的測定値を供給
する。別の方法としては、（１９９６年１月２日、および１９９６年７月１２日
付の）ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９６／００２３５およびＰＣＴ／ＵＳ９６／１１
６３０が開示しているように、光学的モジュールは、一つまたはいくつかの光源
に接続している多数の光ファイバと、一つまたはいくつかの光検出装置に接続し
ている多数の光学的検出ファイバを含む。上記出願は、両方とも、引用によって
本明細書の記載に援用する。

【００５９】 ある実施形態の場合には、光学的モジュール１２は、９のレーザ・ダイオード
Ｓ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、および四つの光電子増倍管（ＰＭＴ）Ｄ₁、Ｄ₂、Ｄ₃、
Ｄ₄を含む。レーザ・ダイオードおよびＰＭＴは、頭皮に接触している柔軟なゴ ム状の材料に埋設される。レーザ・ダイオードと頭皮との間、およびＰＭＴと皮
膚との間には、サランラップ（登録商標）または類似の材料が位置している。同
様に、光学的モジュール１４は、４のレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、Ｓ₃，Ｓ₄、
および柔軟なゴム状の材料に埋設されている２７のシリコン・ダイオード検出装
置Ｄ₁、Ｄ₂、．．．Ｄ₂₇を含む。図３−図７の画像形成システムは、組織の画像
を形成するために、光学的モジュール１２または１４に対して、インターフェー
スとしての働きをする。さらに、図３−図７の画像形成システムは、左右の機能
分化、すなわち、組織の対称的な部分の比較的検査のために、左右の腎臓のよう
な対称的な器官または組織を探査するために設置されている、二つの同じ光学的
モジュール（１２または１４）に対して、インターフェースとしての働きをする
。校正のために、光学的モジュールは、検査対象の器官と同じ散乱係数および同
じ吸収係数を持つ一つまたはいくつかのモデル上に設置することができる。

【００６０】 図１Ａおよび図３について説明すると、位相アレー画像形成システム１５は、
９のレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、および高電圧電源（図示せず ）から電力の供給を受けている四つの光電子増倍管（ＰＭＴ）Ｄ₁、Ｄ₂、Ｄ₃、 Ｄ₄（例えば、浜松Ｒ９２８、浜松Ｒ１６４５ｕ、ＴＯ８ １平方センチＧａＡ ｓ光電子増倍管）を含む。４のレーザ・ダイオードは、等距離の配置を形成する
各ＰＴＭを囲んでいる（例えば、異なる光学的モジュールは、３．５センチ、７
センチ、１０センチまたは１５センチの距離を使用することができる）。スイッ
チ１８は、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ２０に 接続していて、上記位相スプリッタは、上記ダイオードに、０度の位相および１
０８度の位相の両方の位相を持つＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１
５は、また、位相ロック・ループ２４により、５０ＭＨｚの単側波帯受信機２６
に接続している、５０ＭＨｚ単側波帯送信機２２を含む。単側波帯（ＳＳＢ）送
信機２２は、１ｋＨｚオッシレータ２８に接続していて、上記オッシレータは、
位相検出装置３２に基準信号３０を供給する。ＳＳＢ受信機２６は、スイッチ２
７に接続していて、このスイッチは、コントローラ１９からの制御信号により、
４つのＰＭＴ（０．５マイクロボルトの感度）の中の一つに接続している。ＳＳ
Ｂ送信機−受信機の組は、１０〜１０００ＭＨｚ（好適には、５０〜４５０ＭＨ
ｚであることが好ましい）の周波数範囲で動作することができる。ＳＳＢ受信機
は、２ＫＨｚの帯域幅内で数マイクロボルト程度の信号レベルを検出する。この
装置の位相ノイズは、約０．１度以下である。この狭い帯域幅により、種々の光
源の切り替えの広がりが約１．０ナノ秒に制限され、そのため、１６の電源検出
装置の組合せの全画像に対するシーケンス時間を−１秒にすることができる。こ
のシステムは、１秒の平均時間を使用している。

【００６１】 パソコン（図示せず）に接続しているコントローラ１９は、ダイオードＳ₁、 Ｓ₂、．．．、Ｓ₉をシーケンスし、そのため、二つのダイオードが、各０．１秒
、スプリッタ２０から０度位相および１８０度位相信号を受信する。同時に、コ
ントローラ１９は、対称的に位置しているＰＭＴをＳＳＢ受信機２６に接続する
。タイミング・テーブル４０（図３Ｂ）に示すように、位相アレー画像形成シス
テム１５は、二つの光源をトリガし、その結果、二つの光源は、約１００ミリ秒
の間、０度の位相と１８０度の位相の変調された光を放射し、同時に、対照的に
設置されているＰＭＴをトリガする。例えば、レーザ・ダイオード１（Ｓ₁）お よび２（Ｓ₂）が、それぞれ０度および１８０度の位相の光を放射し、検出装置 １（Ｄ₁）が、検査対象の組織内を伝播した光を検出すると、ＳＳＢ送信機２２ に位相ロックしているＳＳＢ受信機２６は、検出装置１から信号を受信し、出力
信号３４を位相検出装置３２に供給する。位相検出装置３２は、検出した光の位
相（３６）を測定し、ＳＳＢ受信機２６は、検出した光の振幅（３８）を供給す
る。米国特許第４，９７２，３３１号は、この位相検出回路を開示している。

【００６２】 次のサイクルにおいて、コントローラ１９は、スイッチ１８に、０度および１
８０度の位相の変調された信号を放射する、レーザ・ダイオード２（Ｓ₂）およ び３（Ｓ₃）をそれぞれ接続するように命令し、検出装置２（Ｄ₂）は、検査対象
の組織内を伝播した光を検出する。コントローラ１９は、また、スイッチ２７に
、検出装置２を、レーザ・ダイオード２および３から検出装置２に伝播した光子
に対応する検出信号を受信するＳＳＢ受信機２６に接続するように命令する。こ
こでもまた、位相検出装置３２は、検出した光の位相（３６）を測定し、ＳＳＢ
受信機２６は、検出した光の振幅（３８）を供給する。各組の持続時間は、１０
０ミリ秒である。すべての光源−検出装置の組合せに対するデータの完全な組が
３０秒毎に収集される。コンピュータ（図示せず）は、タイミング・テーブル４
０に示す異なる組合せについて測定した位相の数値および振幅の数値を記憶し、
以下に説明するように、検査対象の組織の画像を形成するために、これらの数値
を使用する。コンピュータは、データ取得のために、ＡＤＡ２２１０ボードを使
用する。

【００６３】 上記の測定の前と後に、位相アレー画像形成システム１５は、子宮および胎児
のモデルにより校正することができる。子宮内の胎児モデルは、子宮をモデルす
る大きな容器と、胎児の頭部をモデルする小さなチャンバを含む。このチャンバ
は、腹部層および子宮層の下に、胎児の頭部がくるように、数センチの深さに埋
設することができる。胎児の頭部チャンバは、イントラリピド（散乱剤）および
人間の血液（吸収剤）で満たされ、大きな容器は、羊水（水）で満たされる。モ
デルは、チャンバに接続している管により、血液の酸素添加および血液の量を変
えるように構成される。校正は、胎児の頭部のある範囲内の血液の酸素添加の数
値および血液の量の数値、および子宮の組織層および腹部の組織層のある範囲内
の光学的特性および厚さについての種々の胎児の状態を含む。

【００６４】 校正手順の間、光学的モジュールは、モデルの上に設置され、画像形成システ
ムは、タイミング・テーブル４０に示すシーケンスにより位相データおよび振幅
データを収集する。異なるタイプの組織の散乱係数および吸収係数は、米国特許
第５，４０２，７７８号が開示している方法で測定することができる。上記米国
特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。さらに、胎児の頭部の位置の
関数として、信号の変位を測定するために、胎児の頭部の位置の変化の関数とし
て、光学的信号が測定される。感度および検出の限界は、光源−検出装置間の短
い間隔および長い間隔の両方についての光源および検出装置に対する胎児の脳の
血液の酸素添加および血液の量、母親の組織および胎児の頭部の種々の位置の関
数である。（すなわち、胎児の組織および羊水の相対的な量）。位相アレー・シ
ステムの位置の精度は非常に高く、モデル内の数センチの深さのところの対象物
を検出することができる。

【００６５】 位相アレー画像形成システム１５は、使用する各波長に対する「モデル」画像
を形成する。モデル画像は、システムを校正し、組織内を伝播する光の境界条件
を考慮するために、組織の画像から後で差し引かれる。別の方法としては、位相
アレー画像形成システム１５は、測定データを採取する前に校正され、選択した
数値を入手するために、光源または検出装置上の利得の調整が行われる。

【００６６】 図１Ａおよび図３Ａについて説明すると、二重波長位相アレー画像形成システ
ム４５は、９つの７８０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、
Ｓ₉、９つの８３０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_{9 a} 、および４つのＰＭＴＤ₁、Ｄ₂，Ｄ₃およびＤ₄を持つ光学的モジュール１２に 接続している。上記ダイオードは高電圧電源（図示せず）から電力の供給を受け
ている。ペアのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ_1a、およびＳ₂、Ｓ_2a、．．．、Ｓ₉ 、Ｓ_9aは、相互に隣接して設置されていて、ほとんど同じ組織位置のところに、
変調された光を導入するように配置されている。スイッチ４８は、レーザ・ダイ
オードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ５０に接続し、この位相スプリ ッタ５０は、レーザ・ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持
つＲＦ変調信号を供給する。同様に、スイッチ４８ａは、レーザ・ダイオードＳ _1a 、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aを位相スプリッタ５０ａに接続し、この位相スプリッタ
は、レーザ・ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持つＲＦ変
調信号を供給する。５２ＭＨｚのＳＳＢ送信機５２は、位相ロック・ループ５４
により、５２ＭＨｚのＳＳＢ受信機５６に接続していて、５０ＭＨｚのＳＳＢ送
信機５２ａは、位相ロック・ループ５４ａにより、５０ＭＨｚのＳＳＢ受信機５
６ａに接続している。両方のＳＳＢ送信機５２および５２ａは、１ｋＨｚのオッ
シレータ５８に接続していて、上記オッシレータは、位相検出装置６２および６
２ａに基準信号６０を供給する。ＳＳＢ受信機５６および５６ａは、コントロー
ラ４９からの制御信号により、スイッチ５７により、４のＰＭＴの中の一つに接
続している。パソコンに接続しているコントローラ４９は、レーザ・ダイオード
をシーケンスし、そのため、２組のレーザ・ダイオードは、スプリッタ５０およ
び５０ａから０度位相信号および１８０度位相信号を受信し、同時に、コントロ
ーラ４９は、対称的に配置されている検出装置をＳＳＢ受信機５６および５６ａ
に接続している。

【００６７】 タイミング・トップ４０（図３Ｂ）に示すように、位相アレー画像形成システ
ム４５は、各波長において、約１００ミリ秒の間、０度位相および１８０度位相
の変調された光を同時に放射する二つの光源をトリガし、同時に、コントローラ
４９は、対称的に配置されているＰＭＴを接続する。例えば、スイッチ４８は、
５２ＭＨＺの１８０度の位相の変調した光を放射するために、ＳＳＢ送信機５２
を７８０ナノメートルのレーザ・ダイオード４（Ｓ₄）に接続し、０度の位相の ５２ＭＨｚの変調した光を放射するために７８０ナノメートルのレーザ・ダイオ
ード５（Ｓ₅）に接続する。同時に、スイッチ４８ａは、１８０度の位相の５０ ＭＨＺの変調した光を放射するために、ＳＳＢ送信機５２ａを８３０ナノメート
ルのレーザ・ダイオード４ａ（Ｓ₄ａ）に接続し、０度の位相の５２ＭＨｚの変 調した光を放射するために、８３０ナノメートルのレーザ・ダイオード５ａ（Ｓ _5a ）に接続する。同時に、スイッチ５７は、検査対象の組織内を伝播した両方の
波長の光子に対応する検出信号を受信するために、検出装置１（Ｄ₁）をＳＳＢ 受信機５６および５６ａに接続する。位相検出装置６２は、検出した７８０ナノ
メートルの光の位相（６６）を供給し、位相検出装置６２ａは、選択した幾何学
的形状に対する、検出した８３０ナノメートルの光の位相（６６ａ）を供給する
。同様に、ＳＳＢ受信機５６は、検出した７８０ナノメートルの光の振幅（６８
）を測定し、ＳＳＢ受信機５６ａは、検出した８３０ナノメートルの光の振幅（
６８ａ）を測定する。この動作は、タイミング・テーブル４０に示す光源と検出
装置とのすべての組合せに対して反復して行われる。コンピュータ（図示せず）
は、タイミング・テーブル４０に示す異なる組合せに対して測定した位相の数値
および振幅の数値を記憶する。その後で、コンピュータは、適当なアルゴリズム
により画像を検出するために測定値を使用する。

【００６８】 （１９９３年１２月２３日にＷＯ ９３／２５１４として公告された）ＰＣＴ
出願ＰＣＴ／ＵＳ９３／０５８６８は、いくつかの位相アレー・システムを開示
している。上記出願は、引用によって本明細書の記載に援用する。このＰＣＴ公
告は、また、位相打ち消しおよび振幅打ち消しの基本的な原理も開示している。
位相アレー画像形成システムは、検出装置（または一つの光源および対称的に配
置されているいくつかの等距離のところに配置されている検出装置）に対して、
対称的に、等距離のところに配置されている光源から放射される光を検出するた
めの検出装置を使用する。二つの光源Ｓ₁およびＳ₂が、等しい振幅と０度および
１８０度の位相を持つ、変調された光を放射した場合には、中央に位置する検出
装置Ｄ₁は、ほぼ等質の組織の場合には、振幅がゼロの信号を検出し、０度の位 相と１８０度の位相の間の、例えば、９０度の位相のクロスオーバを検出する。
すなわち、検出装置は、ゼロ面上に位置する。等質でない組織内においては、ゼ
ロの面が幾何学的なセンターラインからズレる。しかし、ゼロ状態になると、吸
収装置および散乱装置のセツドウを測定する感度が非常に鋭敏になる。さらに、
ゼロ状態の場合には、システムは、両方の光源に共通な振幅の変動に比較的鈍感
になり、大きな組織に影響を与える異質に対して鈍感になる。散乱コントラスト
が、吸収すべてのとと同じである場合には、システムの散乱に対する感度は高く
なる。システムは、血液の量または血液の酸素添加が変化すると、５０〜６０度
の位相のシフトを容易に観察することができ、この場合、１Ｈｚの帯域幅に対す
る位相ノイズは、０．１度以下である（ｓ／ｎ＞４００）。画像形成の際には、
振幅信号の重要性は少し小さい。何故なら、位置表示が幾分曖昧であるからある
。すなわち、ゼロ面に対する吸収対象物の変位がどうあろうと、信号の増大が観
察されるからである。しかし、光源をさらにコード化することにより、この点は
改善される。

【００６９】 ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９３／０５８６８が開示しているように、光源は、組
織の散乱特性（μ_s’＝１０ｃｍ^-1）および吸収特性（μ_a＝０．０４ｃｍ^-1）に
より決まる比較的長い波長（−１０センチ）を持つ、打ち消し効果により光子の
拡散波を励起する。光子拡散波長が約１０センチなので、「近い視野」内に画像
が形成される。画像形成システムは、画像に形成される特性（すなわち、血液の
量、血液の酸素添加、組織内の造影剤の分布、組織の吸収成分、組織の蛍光成分
またはその他）により、可視光線から赤外線の範囲内の、一つのまたはいくつか
の波長の光源を使用することができる。ゼロ・クロッシング検出のところの位相
信号は、本質的には、方形波の「過負荷」信号である。近い放射源の光源−検出
装置のペアから、遠い方の光源−検出装置のペアへの画像形成で発生する可能性
がある、信号振幅の変化に対して中程度に感度が低く、周囲の光に対しても中程
度に感度が低い。

【００７０】 図４について説明すると、他の実施形態の場合には、画像形成システム１５ま
たは４５の代わりに、位相アレー画像形成システム１００が使用される。９のレ
ーザ・ダイオード、Ｓ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、および四つのＰＭＴ、Ｄ₁、Ｄ₂、 Ｄ₃、Ｄ₄を含む、（図１Ａの）光学的モジュール１２に接続している画像形成シ
ステム１００は、ホモダイン位相検出を使用する。スイッチ１０２は、レーザ・
ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉を位相スプリッタ１０４に接続し、この位相 スプリッタは、上記ダイオードに０度の位相および１８０度の位相の両方を持つ
ＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１００は、また、ドライバ１０８に
ＲＦ信号を供給する２００ＭＨｚのオッシレータ１０６を含む。、上記ドライバ
は、位相スプリッタ１０４に接続している。（別の方法としては、１０〜１００
ＭＨｚの範囲内、好適には、５〜５００ＭＨＺの範囲内のオッシレータを使用す
ることができる。）位相シフタ１１４は、ドライバ１０８から駆動信号（１１２
）を受信し、その信号を（例えば、０度位相の変化のような）選択した位相の信
号を９０度位相スプリッタ１１６に供給する。位相スプリッタ１１６は、二重バ
ランス・ミキサ（ＤＢＭ）１２２および１２４に、それぞれ、０度位相信号（１
１８）および９０度位相信号（１２０）を供給する。

【００７１】 パソコン（ＰＣ）に接続しているコントローラ１４０は、スイッチ１０２によ
り、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉をシーケンスし、その結果、二 つのダイオードが、スプリッタ１０４から０度位相および１８０度位相で、変調
信号を受信する。同時に、コントローラ１４０は、スイッチ１３０により、対称
的に配置されているＰＭＴをアンプ１３４に接続する。アンプ１３４は、二重バ
ランス・ミキサ１２２および１２４および直流検出装置１３８に検出信号（１３
６）を供給する。二重バランス・ミキサ１２２は、検出信号（１３６）および０
度の位相基準信号（１１８）を受信し、同相の信号Ｉ（１４４）を供給する。二
重バランス・ミキサ１２４は、検出信号（１３６）および９０度の位相基準信号
（１２０）を受信し、直角位相の信号Ｒ（１４２）を供給する。直流検出装置１
３８は、直流信号（１４６）を供給する。同相信号Ｉおよび直角位相信号Ｒは、
検出した光学的放射の位相（Θ＝ｔａｎ^-1Ｉ／Ｒ）および検出した光学的放射の
振幅（Ａ＝（Ｒ²＋Ｉ²）^-1/2）を指定する。米国特許第５，５５３，６１４号は
、この位相検出回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書の
記載に援用する。

【００７２】 画像形成システム１５および４５と同様に、画像形成システム１００は、タイ
ミング・テーブル４０を使用して、コントローラ１４０に、レーザ・ダイオード
およびＰＭＴ検出装置をシーケンスするように命令する。コンピュータは、各組
合せに対する位相の数値および振幅の数値を記憶し、以下に説明する画像を形成
する。

【００７３】 図４Ａは、位相打ち消し、位相アレー画像形成システム１００の一部の略図で
ある。画像形成システム１００の図示の部分は、二つのレーザ・ダイオードＬＤ ₁ およびＬＤ₂、および光検出装置Ｄ₁を含む。これらレーザ・ダイオードおよび 光検出装置は、光学的モジュール１２または１４に内蔵されている。オッシレー
タ１０６は、３０〜１４０ＭＨｚの範囲内の周波数を持つキャリヤ波形を供給す
る。キャリヤ波形周波数は、システムの動作に従って選択される。スイッチ１０
２により、光源を時間多重化する場合には、キャリヤ波形は、スイッチング時間
を持つために、例えば、３０ＭＨｚのようなもっと低い周波数で変調される。

【００７４】 時間多重化を行わない場合には、オッシレータ１０６は、１００ＭＨｚの範囲
内で動作する。スプリッタ１０４は、オッシレータの波形を０度および１８０度
の信号に分割し、その後で、これらの信号は、デジタル的に制御されている減衰
器１０７Ａおよび１０７Ｂにより、その振幅が０〜１０％減衰する。減衰した信
号の位相は、デジタル的に制御されている位相シフタ１０９Ａおよび１０９Ｂに
より、１０から−３０度、好適には、２０度だけシフトされる。レーザ・ダイオ
ード１０８Ａおよび１０８Ｂは、それぞれ、例えば、７８０または８００ナノメ
ートルの同じ波長の光を放射するＬＤ₁およびＬＤ₂を駆動する。導入された光が
検査対象の組織内を伝播した後で、ＰＭＴ検出装置は、最初０度および１８０度
の位相を持つ検出した信号を増幅する。すでに説明したように、組織が等質であ
り、ＬＤ₁、ＬＤ₂およびＤ₁が対称的に配置されている場合には、ＰＭＴの出力 は９０度、すなわち、０度と１８０度の半分であり、振幅はゼロに近い。パソコ
ン（ＰＣ）は、減衰器１０７Ｂによる減衰、および位相シフタ１０９Ｂによる位
相シフトを調整し、その結果、検出装置Ｄ₁は、均質な組織の場合には、公称値 で約２５度の位相および公称値で、約≦１０ミリボルトの振幅を検出する。この
信号は、アンプ１３４およびＩＱ回路１３９に送られる。余弦信号および正弦信
号はパソコンに送られ、パソコンは、位相が約２５度の出力および約１０ミリボ
ルトの振幅信号を供給するために、振幅（ＩおよびＱの平方の和の平方根）およ
び位相角（そのタンジェントがＩ／Ｑである角度）を取り上げる。パソコンは、
また、１０〜３０度の間、好適には、約２５度であることが好ましい位相φ₃を 持つために、基準信号をＩＱに調整する。すなわち、位相シフタ１１４は、ＩＱ
回路１３９に、位相シフタ１０９Ａおよび１０９Ｂの組合せにより選択された基
準位相を供給する。

【００７５】 この好適な実施形態の場合には、スプリッタ１０４は、（ニューヨーク州１１
２３５−０００３、ブルックリン、私書箱３５０１８６所在の）ミニ・サーキッ
ト社が市販している、二方向１８０度電力スプリッタ・モデル番号ＺＳＣＪ−２
１である。位相シフタ１０９Ａ、１０９Ｂおよび１１４、および減衰器１０７Ａ
および１０７Ｂも、ミニ・サーキット社が市販している。減衰器としては、高分
離アンプＭＡＮ−１ＡＤを使用することができる。ＩＱ復調装置１３９としては
、これもミニ・サーキット社が市販している復調装置ＭＩＱＹ−１４０Ｄを使用
することができる。

【００７６】 上記システムは、モデル、または（例えば、反対側の腎臓または腫瘍を含まな
い同じ器官の他の部位のような）対称的な組織領域上の減衰器１０７Ｂ（Ａ₂） および位相シフタ１０９Ｂ（φ₂）の初期値を入手する。全プローブは、種々の 光源−検出装置の組合せに対するＡ₂およびφ₂の校正値（すなわち、ベースライ
ン画像）を記憶することにより、組織モデルにより校正される。その後で、プロ
ーブは、例えば、腹部に移動し、種々の光源および検出装置の組合せに対する位
相および振幅が検出される。反対側の腫瘍を含まない腎臓をモデルとして使用す
る場合には、（腎臓の病状の鏡像の性質のためにプローブの回転に注意しながら
）反対側の腎臓の方向に移動させ、その後で、組織の画像を入手するために、す
べての光源−検出装置の組合せから画像が読み出される。

【００７７】 Ｆ₁およびＦ₂の帯域幅がシステムの正規化の際に制限条件として認められる限
りは、多重化は制限されない。正規化は正確なものであって、「ディザ」を含ん
でいてはならないことに留意されたい。それ故、Ｆ₁およびＦ₂内の濾過の量は有
意なものであってはならない、すなわち、１０Ｈｚ帯域幅より狭いものでなけれ
ばならないことに留意されたい。φ₂が広い範囲にわたって調整される場合には 、振幅−位相クロストークが起こる。それ故、システムは位相を調整し、その後
で、振幅を調整し、振幅位相クロストークをなくすために、上記調整を反復して
行うことができる。Ａ₁およびφ₁を制御すると、もっと広い範囲の制御を行うこ
とができる。この場合、明らかに、倒置信号がそれらに供給される。すなわち、
Ａ₁φ₁信号が増大するにつれて、Ａ₂φ₂信号が減少する。周波数範囲を非常に広
くするために、Ａ₂およびφ₂の両方をＰＩＮダイオードにより制御することがで
きる。しかし、信号処理により、フィードバック・システムの帯域幅が制御され
るので、自動的な補償を行うために、位相および振幅をＰＩＮダイオードまたは
リレーにより制御することができる。さらに、二重波長源または三重波長源を使
用する場合には、それぞれを別々に校正しなければならない。何故なら、（もち
ろん、それらが光ファイバで結合されていない限り）画像形成される組織に対し
て、二つの光源を同じ位置に設置することができないからである。

【００７８】 図５について説明すると、他の実施形態の場合には、光学的システム１５、４
５または１００の代わりに、二重波長位相アレー光学的システム１５０を使用す
る。９個の７６０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉と 、９個の８４０ナノメートルのレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9a、
および４個のＰＭＴ、Ｄ₁、Ｄ₂，Ｄ₃およびＤ₄を持つ光学的モジュール１２（図
１Ａ）に接続している光学的システム１５０は、ヘテロダイン位相検出に基づい
ている。スイッチ１５２は、レーザ・ダイオードを位相スプリッタ１５４に接続
していて、上記位相スプリッタは、上記ダイオードに、０度の位相および１０８
度の位相の両方を持つＲＦ変調信号を供給する。画像形成システム１５０は、２
００ＭＨｚオッシレータ１６０および２００．０２５ＭＨｚオッシレータ１６２
に接続しているミキサ１６５を使用する。（別の方法としては、１０〜１０００
ＭＨｚ、好適には、５０〜５００ＭＨｚの範囲内で動作するオッシレータを使用
することができる。）ミキサ１６５は、調整可能な利得コントローラ（１７７）
に、２５ｋＨｚの基準信号（１６８）を供給する。電力アンプ１６３に接続して
いるオッシレータ１６２は、ヘテロダイン検出のために、各ＰＭＴ検出装置の第
二のダイノードに、２００．０２５ＭＨｚの基準信号（１７０）を供給する。各
ＰＭＴ検出装置は、スイッチ１７８に、２５ｋＨｚの検出信号（１７２）を供給
し、上記スイッチは、２５ｋＨｚフィルタ１８０に、上記信号を供給する。位相
検出装置１８４は、調整可能な利得コントローラ１８２に接続していて、上記コ
ントローラは、濾過し、増幅した検出信号（１８６）を調整可能な利得コントロ
ーラ１８２に供給し、上記調整可能な利得コントローラ１８２は、基準信号（１
８８）を供給する。スイッチ１９０に接続している位相検出装置１８４は、各波
長に対して、検出した位相の数値を供給する。米国特許第５，１８７，６７２号
は、この位相検出回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書
の記載に援用する。米国特許第５，５６４，４１７号が、他のタイプの位相検出
回路を開示している。上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する
。

【００７９】 上記と同様に、パソコンに接続しているコントローラ１７５は、スイッチ１５
２により、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₉、またはレーザ・ダイオ ードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aをシーケンスし、そのため、同じ波長を放射して
いる二つのダイオードが、スプリッタ１５４から０度位相信号および１８０度位
相信号を受信する。同時に、コントローラ１７５は、スイッチ１７８により、対
称的に位置しているＰＭＴをフィルタ１８０および調整可能な利得コントローラ
１８２に接続する。位相検出装置１８４は、測定した位相を供給する。画像形成
システムは、タイミング・テーブル４０（図３Ｂ）を使用する。しかし、二つの
波長の光は、周波数コード化されてないので、レーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、．
．．、Ｓ₉、またはレーザ・ダイオードＳ_1a、Ｓ_2a、．．．、Ｓ_9aは、各シーケ ンスでトリガされる。すなわち、一つの波長だけの光は、各サイクル中に検出さ
れる。各波長に対して、コンピュータは、異なる組合せに対して測定した位相の
数値を記憶する。コンピュータは、また、以下に説明する画像を発生する。

【００８０】 図６について説明すると、他の実施形態の場合には、振幅打ち消し画像化シス
テム２００は、図６Ｂの光学的モジュール２１２を使用する。光学的モジュール
２１２は、１２個の光源、Ｓ₁、Ｓ₂、．．．、Ｓ₁２、およびプラスチックまた はラバフォーム材料上に装着されている４個の光検出装置Ｄ₁，Ｄ₂、Ｄ₃および Ｄ₄を含む。上記光源および光検出装置は、選択した光源−検出間間隔を持つ、 １６個の光源−検出装置の組合せ（Ｃ１，Ｃ２，．．．，Ｃ１６）を供給する、
幾何学的パターン上に位置する。約１．２５センチ光を浸透させるために、上記
間隔は２．５センチになっている。（異なる深さの組織のいくつかの二次元画像
を入手するために、異なる光源−検出装置間隔を持ついくつかのモジュールを使
用することができる。別の方法としては、一つのモジュールが、間隔の異なる複
数の光源−検出装置間間隔を含むことができる。光の透過の深さは、光源−検出
装置間の間隔の約１／２である。）上記光源は１ワットのタングステン電球であ
る。上記タングステン電球は、帯域幅の広い、変調されていない光を放射する。
光検出装置は、シリコン・ダイオードで、各シリコン・ダイオードは、中心の周
波数が７６０ナノメートルおよび８５０ナノメートルである１０ナノメートルの
帯域幅を放射する干渉フィルタを備える。検査対象の組織内の、オキシヘモグロ
ビンおよびデオキシヘモグロビンを検出するために、７６０ナノメートルおよび
８５０ナノメートルの波長を選択する。

【００８１】 光学的モジュール２１２は、アナログ回路２０２に接続していて、上記アナロ
グ回路は、光源Ｓ１、Ｓ２、．．．、Ｓ１２を制御するための光源回路２０４を
含む。光学的モジュール２１２は、検出装置回路２０６に接続していて、上記検
出装置回路は、ダイオード検出装置Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３およびＤ４を制御する。通
常、画像形成システム２００は、１０^-6秒から０．１秒の範囲の選択した時間の
間、各光源をオンにすることができ、一つまたはいくつかの対称的に配置されて
いる検出装置は、光学的データを収集するために、同時に、または順次オンにな
る。より詳細に説明すると、光源Ｓ１、Ｓ２、．．．、Ｓ１２の中の一つが、５
０ミリ秒の間オンになり、放射した光は、対応する入力ポートから組織内に導入
される。導入された光子は、検出ポートの方向に向かって検査対象の組織内のバ
ナナ形の経路を伝播する。対応する検出装置は、光源の後２００ミリ秒後でトリ
ガされ、２００ミリ秒の間光を収集する。検出装置回路２０６は、ダイオード検
出装置から検出信号を受信する。検出回路２０６は、背景の光を含む暗電流／ノ
イズ、演算増幅器の直流オフセット、ホトダイオードの暗電流、個々の構成部材
の出力に対する温度の影響、および環境の変化による変動を修正することができ
る。

【００８２】 画像形成システム２００は、その内部オッシレータにより同期している四つの
ステップでデータを取得する。第一のステップは、光源をオフにして後で行われ
る。検出装置の出力は、インテグレータ２１６に送られ、積分コンデンサ２１８
は、暗レベル電圧まで充電される。第二のステップにおいて、光源がオンにされ
、２０ミリ秒後に、検出した光の輝度に対応するプリアンプの出力が、コンデン
サ２１８を第一のステップの充電電流の極性と反対の極性の電流で充電するよう
な方法で、インテグレータ２１６に送られる。このことは、スイッチＡおよびＢ
のオン／オフの適当な組合せにより行うことができる。コンデンサ２１８の電圧
は、２００ミリ秒後に、全検出輝度から暗レベルのノイズ信号を差し引いたもの
を表わすある数値に充電される。第三のステップにおいて、正の単位利得演算増
幅器、および負の単位利得演算増幅器（２２０および２２２）を切り離すために
、両方のスイッチＡおよびＢがオフにされる。その後で、インテグレータ２１８
の出力は、スイッチＣを通して、アナログ−デジタル変換器に送られ、デジタル
信号が、コンピュータのメモリに記憶される。第四のステップにおいて、４７キ
ロの抵抗を通してコンデンサ２１８を放電させるために、スイッチＡ、Ｂおよび
Ｃがオフになり、スイッチＤがオンになる。この時点で、インテグレータ２１６
の回路は、ゼロにリセットされ、検出サイクルの第一のステップに対する準備が
完了する。

【００８３】 別の方法としては、アナログ回路２０２の代わりに、アナログ−デジタル変換
器および光学的モジュール２１２の全動作を制御する適当なソフトウェアを備え
たコンピュータを使用することができる。コンピュータは、上記と同じ方法で光
学的モジュール２１２の光源および検出装置を制御する。検出した暗レベルのノ
イズ信号は、導入した光の検出した輝度からデジタル的に差し引かれる。収集し
たデータ・セットは、画像形成アルゴリズムにより処理される。画像形成アルゴ
リズムは、各データ・セットに対する各光源−検出装置の組合せに対する検査対
象の組織の血液量を計算する。画像形成アルゴリズムは、また、各光源−検出装
置の組合せに対する検査対象の組織の酸素添加も計算することができる。

【００８４】 血液量の画像および酸素添加の画像は、「モデル」画像から差し引くことがで
きる。組織の異常の位置をつきとめ、特徴を示す目的で、（以下にさらに詳細に
説明する）一致データを形成するために、血液量の画像を酸素添加の画像から差
し引くことができる。上記画像を作成する前に、１６（４ｘ４）のデータ点を含
む差動画像データ・セットを、３２ｘ３２の画像点を含む画像形成データ・セッ
トに拡大するために内挿アルゴリズムを使用する。

【００８５】 別の方法としては、コンピュータは、光の拡散、屈折および光学的画像形成シ
ステムが使用するバナナ状の幾何学的形状に用に修正したコンピュータ断層撮影
法では周知の逆投影アルゴリズムを使用する。光学的逆投影アルゴリズムの場合
には、ピクセルを表わすビーム用に、弾道状に放射されたＸ線の線形関係の代わ
りに、「光子伝播密度」の確率的概念が使用される。光子伝播密度は、入力ポー
トのところで導入された光子が、特定のピクセルを占拠し、検出ポートに到着す
る確率を示す。異なるタイプの組織の場合には、位相変調分光光度計が、確率計
算の際に使用した散乱係数、および吸収係数の数値を供給する。（これらの数値
は、米国特許第５，４０２，７７８号が開示している方法により決定される。上
記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する）。画像再構成プログラ
ムの場合には、逆投影を処理するために確率が使用される場合には、確率は加重
係数に変換される。逆投影は、各ピクセル内の加重により、各ビームが運ぶ情報
の数値を平均する。１９９８年１２月２９日付の、米国特許第５，８５３，３７
０号が、上記特定のアルゴリズムを開示している。

【００８６】 逆投影アルゴリズムで使用するボケおよび屈折を修正するための方法は、１９
９６年３月１２日付のＳ．Ｂ．コラク、Ｈ．ショムバーグ、Ｇ．Ｗ．フーフト、
Ｍ．Ｂ．ホンデルマークの、「異質拡散の媒体内の光学的逆投影断層撮影法」が
開示している。この出版物の参考文献は、光学的逆投影断層撮影法についてのさ
らに詳細な情報を記載している。上記出版物の全文は、引用によって本明細書の
記載に援用する。

【００８７】 図６について説明すると、他の実施形態の場合には、振幅打ち消し画像形成シ
ステム２００は、図６Ａの光学的モジュール１４を使用する。この装置の場合に
は、中央に配置されている４個の光源Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３およびＳ４、および２１
個の検出装置Ｄ１、Ｄ２、．．．、Ｄ２１は、各光源に対して多数の対称的な光
子伝播経路を形成する。例えば、光源Ｓ１は、１０^-6秒から０．１秒の範囲のあ
る時間の間オンになる。この光源は、変調していない光を検査対象の組織内に放
射する。対称的に配置されている検出装置Ｄ１およびＤ１１は同時のオンになり
、ほぼ対称的な経路上を伝播する導入された光子を収集する。組織が対称的であ
る場合には、検出装置Ｄ１およびＤ１１は、同じ輝度の光を検出し、そのため、
差動信号はゼロである。すなわち、検出された振幅は打ち消しあう。画像形成シ
ステム２００は、多数の対称的な光子伝播経路に関する差動データを収集し、検
査対象の組織の画像を形成する。画像形成システム２００は、いくつかの波長に
ついての光学的データ収集し、検査対象の組織の血液量の画像、および血液酸素
添加の画像を形成する。振幅打ち消し画像形成システム２００は、また、対称的
な組織領域または対称的な器官を検査するために設置されている、第二の同じ光
学的モジュールを使用することもできる。例えば、二つのモジュールを、左右の
肺を検査するように配置することができる。二つの対称的な組織領域について収
集した、血液量の画像および血液酸素添加の画像は、差動画像を形成するために
差し引くことができる。上記差動画像は、一つの組織領域内の組織の異常をさら
に強調する。

【００８８】 別の方法としては、振幅打ち消し画像形成システムは、０．１ｋＨｚ〜１００
ｋＨｚの範囲内の周波数で変調された光を使用する。上記システムは、上記アル
ゴリズムを使用するが、光源は周波数変調された光を放射し、それぞれがロック
イン・アンプに接続している検出装置は、同じ周波数で変調された光を検出する
。このロックイン検出は、さらに、外部ノイズを除去することにより、Ｓ／Ｎ比
をさらに改善することができる。検出された光の輝度は、検査対象の組織の画像
形成のところで説明したのと同じ方法で処理される。

【００８９】 図７、７Ａおよび図７Ｂは、広帯域光源または光ガイドと一緒に使用する、冷
却モジュールの異なる実施形態である。この場合、これらの実施形態は皮膚の近
くに設置される。広帯域光源または光ガイドは、皮膚の近くに熱を蓄積すし、温
度が上がって不快な感じになる。図７は、光源２３２Ａおよび２３２Ｂを囲んで
いる、冷却モジュール２３０である。冷却モジュール２３０は、ファン２３４お
よび一組の空気通路２３６を含む。類似の設計において、二つのファンは、「開
放フレーム」を形成するために、一つまたはそれ以上の電球の各側面上に並置さ
れている。そのため、ファンは光源ばかりでなく、皮膚自身にも風を送る。冷却
モジュールは、光源の電力を増大することができるが、皮膚そのものの上の温度
は上昇させない。皮膚は快適な状態に維持される。

【００９０】 図７Ａは、光ガイドを冷却するための冷却モジュール２４０である。光ガイド
２４２は、皮膚に光と熱とを伝える。冷却リング２４４は、照射位置に空気の流
れを供給するための空気入口２４６および一組の空気通路２４８（またはジェッ
ト）を含む。図７Ｂは、光バリヤ２５２を空冷するように構成されている冷却モ
ジュール２５０である。光バリヤ２５２は、（ＷＯ ９２／２０２７３として１
９９２年１１月２６日付の）ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ９２／０４１５３が開示し
ている光バリヤと類似の光学的特性を持つ。上記出願は、引用によって本明細書
の記載に援用する。この実施形態は、光バリヤの利点を使用し、より明るい光の
輝度を使用することができる。冷却モジュール２５０は、一組のコンジットおよ
び光源２５４付近の皮膚に空気を送る開口部に、空気を供給する空気の入口２５
２Ａおよび２５２Ｂを含む。圧縮空気も使用することができる。

【００９１】 高い輝度の連続していて、そうでなければ、コヒーレントでない光を供給する
ための安全規制は、皮膚自身の温度の上昇により異なる。大きな組織または深部
にある組織を検査する場合には、（すなわち、光学的入力と光学的検出ポートと
の間の間隔が広い場合には）、比較的大きな光の輝度が必要になる。長期間にわ
たって均一のひくいレベルの照射を行う場合には、皮膚は不快なくらいに熱くな
り、水泡ができることがある。しかし、供給される熱が一つの要因であるＮＩＲ
の場合には、癌を発生させる損傷を起こす恐れがある、ＵＶＡおよびＵＶＢと比
較すると紅斑効果ははるかに小さい。（ＮＩＲの場合には、癌を発生させる損傷
は起こさない）。冷却用空気の効用は、皮膚から運び去られる暖かい空気の対流
だけではない。冷却用空気は、皮膚からの発汗の蒸発を促進させる。それ故、被
布の温度が上昇し、発汗が始まると、空気により強制的に蒸発が促進し、冷却効
果が非常に促進される。

【００９２】 図８について説明すると、光学的システム１５、４５、１００、１５０または
２０２の代わりに、振幅打ち消し画像形成システム２６０が使用されている。二
重波長振幅打ち消し画像形成システム２６０は、図１Ｂおよび図２Ｂの光学的モ
ジュール１４に接続している。上記システムは、４個の波長が７５０ナノメート
ルのレーザ・ダイオードＳ₁、Ｓ₂、Ｓ₃およびＳ₄、４個の波長が８３０ナノメー
トルのレーザ・ダイオードＳ₁ａ、Ｓ₂ａ、Ｓ₃ａおよびＳ₄ａ、および２１個のシ
リコン・ダイオード検出装置Ｄ₁、Ｄ₂、．．．、Ｄ₂₁を含む。各検出装置は、プ
リアンプ、および校正のために最初に使用することができる、調整可能な利得コ
ントローラに接続している。検出装置の出力は、スイッチ２６２およびコントロ
ーラ２６４により切り換えられるので、アナログ−デジタル変換器２６６および
２６６ａは、それぞれ、二つの対称的に配置されている検出装置から７５０ナノ
メートルのデータおよび８３０ナノメートルのデータを受信する。コンピュータ
２７０は、異なる組合せに対して測定した検出数値を記憶する。コンピュータは
、また、以下に説明する画像を発生する。図１１−図１３および対応する米国特
許第５，６７３，７０１号の明細書方は、もう一つのタイプの振幅検出回路を示
す。上記米国特許の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。

【００９３】 また、図８Ａおよび図８Ｂについて説明すると、コントローラは、オッシレー
タ２６１をシーケンスし、その結果、各光源は、タイミング・テーブル２７２に
示すように５０マイクロ秒の光のパルスを発生する。上記システムは、約１ミリ
秒の間に、種々の光源／検出装置の組合せを通してシーケンスし、非常に高いＳ
／Ｎ比を得るために、８秒間の間画像形成されたデータを平均を求める。図８Ａ
は、画像形成システム２６０の一つの素子に対する回路構成を示す。すなわち、
上記画像形成システムは、図２Ａに示すように、７５４ナノメートルの光源Ｓ₁ 、Ｓ₂および８３０ナノメートルの光源Ｓ_1a、Ｓ_2b、および二つの対称的に配置 されている検出装置Ｄ₃およびＤ₁₁を含む。対称的な位置について検出した光の 輝度は、デジタル的にまたはアナログ的に差し引かれる。コンピュータは、組織
の画像を形成するために、二つの波長について検出したすべての差動データを記
憶する。

【００９４】 図８Ｃは、時間多重画像形成システム２６０の一つのチャネル２６０Ａの略図
である。検出装置Ｄ₁は、約５０マイクロ秒の間光のパルスを放射する光源Ｓ₁か
ら放射された光を検出する。検出装置信号は、増幅され、サンプルおよびホール
ド回路およびフィルタに供給される。約４ｘ４ミリの検出領域を持ち、プリアン
プを含むシリコン・ダイオード検出装置である。濾過された信号２７２は、ＡＧ
Ｃ２７４に供給され、このＡＧＣは、パソコンからの制御信号に基づいて信号の
振幅を調整する。パソコンは、個々の光源−検出装置の組合せに対する正規化振
幅を持つ。

【００９５】 振幅打ち消し画像形成システム２６０は、個々の光源−検出装置の組合せに対
する信号を検出し、ＡＧＣ制御により検出した信号を適当に正規化することによ
り、組織モデルにより正規化される。個々の正規化／校正振幅は、コンピュータ
により記憶されるベースライン画像を形成する。すでに説明したように、ベース
ライン画像は、また、内部組織検査用の、反対側の腎臓または同じ器官の対称的
な組織領域のような、対称的な組織領域についても入手することができる。個々
の素子のドリフトを捕捉するために、正規化プロセスを数回反復して行うことが
できる。測定プロセス中、パソコンは、電子的ドリフトだけを捕捉する校正値に
基づいて、各ＡＧＣ３１４の利得を調整することができる。その後で、検出され
た画像が、検査対象の組織のベースライン画像から差し引かれる。別の方法とし
ては、検査対象の組織についての測定データを収集しながら、腫瘍または出血の
ような等質な任意の組織を含む組織の画像を形成するために、測定画像が、ベー
スライン画像から差し引かれる。サンプルおよびホールド回路としては、アナロ
グ回路を使用することができるし、濾過を含むサンプルおよびホールド機能をデ
ジタル的に実行することもできる。

【００９６】 図８Ｄは、周波数マルチプレクス法を使用する振幅打ち消し画像形成システム
の略図である。振幅打ち消し画像形成システム３００は、１ｋＨｚから１００ｋ
Ｈｚまでの範囲内のある周波数で動作する、２１個のオッシレータ３０２を含む
。各オッシレータ３０２は、輝度変調された光を検査対象の組織内に放射する、
光源３０４（例えば、レーザ・ダイオードまたはＬＥＤ）を駆動する。各光検出
装置３０６（例えば、光電子増倍管、雪崩ホトダイオードＰＩＮ検出装置または
シリコン検出装置）は、輝度変調された光を検出し、検出装置信号をアンプ３０
８に送る。増幅された検出装置信号は、帯域フィルタ３１２、ＡＧＣ３１４、ロ
ックイン・アンプ３１６、およびフィルタ３１８を含む、処理チャネル３１０に
送られる。フィルタ３１２は、検出装置信号を濾過し、ＡＧＣ３１４は、パソコ
ンからの入力信号により振幅を調整する。ロックイン・アンプ３１６は、オッシ
レータ３０２から、増幅された信号３１５および基準信号３２０を受信する。ロ
ックイン・アンプ３１２は、振幅信号３１７をフィルタ３１８に供給する。処理
チャネル３１０としては、アナログ・チャネルまたはデジタル・チャネルを使用
することができる。

【００９７】 振幅打ち消しシステム３１０の場合には、すべての光源は、選択した検査対象
の組織内に同時に光を放射する。各光源は、１ｋＨＺから１００ｋＨｚの範囲内
のある異なる周波数で変調される。変調された光信号を分解して、それらの個々
の光源を知るために、オッシレータは、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ、４ｋＨｚ、８ｋＨ
ｚ、１６ｋＨｚ、．．．能力周波数で動作する。フィルタ３１２および３１８は
、選択した光源から検出信号だけを供給するように設計されていて、ロックイン
・アンプ３１２は、選択した周波数の信号の振幅を供給する。周波数マルチプレ
クス・システム３００は、時間マルチプレクス・システム２６０と同じ方法で校
正され、正規化／校正振幅値は、同様にパソコン内に記憶される。画像は上記の
ように処理される。

【００９８】 上記すべての光学的システムは、光源および検出装置の数を増大することによ
り、画像形成した組織の三次元解像度を向上している。さらに、光源および検出
装置は、上記参考文献が記載しているように、種々の一次元アレー、１．５次元
アレーまたは二次元アレーを構成することができる。

【００９９】 選択した組織領域を検査する前に、画像形成システムは、最初、組織モデルに
より校正される。異なる光源−検出装置の組合せに対するモデル・データは、デ
ジタル的に記憶される。別の方法としては、組織の測定を行う前に、検出装置の
利得を調整することによって、モデル校正を行うことができる。検査中、光学的
プローブは、例えば、選択した器官を目標として捕捉するために、身体の選択し
た腹部、胸部、背部または恥骨部のような、身体の指定の領域上に設置される。
対称的な器官を検査するために、二つの光学的プローブを使用することができる
。画像は、Ｘ線断層撮影法、ＭＲＩ走査または超音波走査により、先験的な情報
の利点を利用して入手することができる。光学的画像は、非弾道的光子伝播（す
なわち、組織吸収または散乱）を使用するまたは使用しない、逆投影により形成
される。画像は、各波長（例えば、７５０ナノメートルまたは８３０ナノメート
ル）に対する、組織データからモデル・データを差し引いた形、または右側の器
官の組織から左側の器官の組織を差し引いた形で表示することができる。

【０１００】 光学的画像も、検査対象の組織の血液量および血液酸素添加を画像として形成
するために処理することができる。血液量の画像は、７５０ナノメートル・デー
タの０．３倍、および８３０ナノメートル・データの１．０倍の和である。血液
酸素添加の画像は、７５０ナノメートル・データと８３０ナノメートル・データ
の差である。オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの吸収に関する上
記係数は、モデル・システムでの血液試験により入手したものである。画像は、
対称的な器官または組織領域に対して最も高い特異性および感度を持つ。この場
合、反対側の組織領域のデータは、ベースラインとして使用され、血液量のデー
タおよびヘモグロビン脱酸素化データの両方が画像形成され、その位置が比較さ
れる。

【０１０１】 図１Ｃは、胎児の頭部と交差する光子伝播パターンを持つ一組の検出装置を照
射する一組の光源である。光源と検出装置との間の距離は、１０センチである。
光学的モジュールは、婦人８（図１）の恥骨部内の腹部３５０の皮膚能力上に設
置される。光学的モジュールの位置は、事前の超音波走査、または種々の位置で
、いくつかの光学的画像を撮影することにより決定することができる。適当な位
置において、大部分の光源−検出装置の組合せは、腹壁部３５２および小腸の壁
部３５４を透過し、胎児３５８の頭部３５６の異なる部分と交差するバナナ状の
パターンを発生する。これらのパターンのあるものは、頭部を含まない空間を通
して送信されるので、背景信号を供給する。背景信号は、頭部の周辺部の画像を
形成するために使用することができる。

【０１０２】 図１Ａおよび図４について説明すると、光学的モジュール１４は、光学的シス
テム４５と一緒に使用することができる。光学的モジュール１４は、３５ｘ２３
センチのパッド上に９センチ離れた距離のところに設置される、９個の光源と４
個の検出装置を持つ。（異なるサイズの光学的モジュールを妊娠の異なる段階で
使用することができる）。画像形成システム４５は、すでに説明したように、検
出装置で位相の打ち消しを行う。すなわち、０度位相および１８０度位相で変調
されている同じ波長の二つの光源が、同時に対称的に配置されている検出装置を
照射する。大部分のバナナ状の光学的パターンは、頭部を通過し、そのため、幼
児の頭部の吸収／散乱による適当に変動している。画像形成システムは、両方の
波長の信号により、幼児の頭部の画像を形成するために、逆投影アルゴリズムを
使用する。それ故、プロセッサは、胎児の検査対象の領域の血液量の画像、およ
び血液脱酸素化の画像を形成することができる。これらの画像は、妊娠中の胎児
の定期的検査の際に使用することができる。これらの画像は、また、胎児の長期
間の監視に使用することができる。この場合、妊婦が光学的モジュールを着用す
る。上記システムは、胎児の頭部または他の部分の画像を形成することができる
ばかりでなく、血液の酸素添加を測定することもでき、また、胎児の組織の特徴
を健康な組織に損傷を与えないで示すこともできる。

【０１０３】 別の方法としては、上記画像形成システムは、分娩中の監視用に使用すること
ができる。胎児の頭部の位置を検出した後で、光学的モジュールをある位置にス
トラップで固定することもできる。何故なら、頭部は、通常、子宮頚部内に固定
されているからである。画像形成システムは、また、パルス酸素計技術により、
胎児の心拍数を供給する。（例えば、米国特許第５，２１８，９６２号；４，８
６９，２５４号；４，８４６，１８３号；４，７００，７０８号；４，５７６，
１７３号、および本明細書に記載した参考文献を参照されたい。）光学的データ
（例えば、血液の量および酸素添加）および検出した心拍数に基づいて、担当の
産婦人科医は、胎児を正常分娩させるか、帝王切開するかをいつでも決定するこ
とができる。

【０１０４】 ＮＩＲによる腹部横断測定を行う前に、胎児の頭部、胎盤の位置および超音波
トランスジューサおよび胎児の脳との間の距離を決定するために、超音波検査を
行うことができる。その後で、光学的プローブが、光源と検出装置が、胎児の脳
の真上の皮膚の上の位置に、対称的に跨るように、母親の恥骨の上の腹部上に設
置される。胎児の脳の表面と、超音波トランスジューサとの間の距離の平均が、
約２．５センチである場合には、約５センチの深さに浸透させるための、光源と
検出装置との間の最適の間隔は約１０センチである。補足的測定の際に母親の腹
部層および子宮層の表面だけを検査するには、光源と検出装置との間の距離を４
センチとすることができる。測定を行う前に、胎児の心拍数および子宮圧をそれ
ぞれモニタするために、ドップラ・トランスジューサと感圧モニタが、母親の腹
部に取り付けられる。光学的装置の校正は、胎児の心拍数および子宮圧が、安定
なベースライン速度のところに位置している場合に行われる。

【０１０５】 光学的測定は、７６０ナノメートルおよび８５０ナノメートルの波長により、
胎児の心拍数および子宮圧と同期して行われる。測定時間は、（分娩前ＮＳの間
）約３０分間である。各患者に対する二つの波長における、異なるベースライン
校正信号（Ｉｏ）を捕捉するために、各波長における光学的密度（Ｏ．Ｄ．）が
計算される。ΔＯ．Ｄ．で表わす増分増大した吸光度を下記式により計算した。
式 ここで、ΔＯ．Ｄ．は血液酸素添加の測定であり、ΣＯ．Ｄ．は血液量の測定で
あり、Ｉ_760nmおよびＩ_850nmは、それぞれ、７６０ナノメートルおよび８５０ナ
ノメートルで再度放射した信号である。

【０１０６】 プローブが、胎児の頭部を通して、腹部を横断する方向に伝播する光子を収集
することを確認するために、胎児を振動と音響で刺激しながら、光学的測定を行
う。人工的な電子咽頭を使用して、人間の胎児に振動音響による刺激を与えると
、ＮＳＴの偽の正の速度および偽の負の速度を低減することができる。振動およ
び音響により刺激を与えるという方法は、主として、非反応性の胎児の心拍数の
加速を導き出すために使用されてきた。これは、胎児が順調である積極的な徴候
であると見なされている。さらに、振動と音響による刺激は、胎児の心拍数活動
を達成する、信頼できる手段であることが証明されている。

【０１０７】 種々の試験および立証が行われてきたが、その各試験および立証は、血液を含
む対象物が、子宮内および超音波により表示された位置に存在するという事実と
一致している。光学的データの定量的な確認が、出産の近い母親の腹部のモデル
により行われる。モデルの胎児の位置を、生体内での胎児と、一致させなければ
ならないという事実を考慮に入れて、超音波により、両方のシステムでの胎児の
位置を一致させることができる。連続的に置換すれば、生体内でのシステムにモ
デルをよりよく近似させることができるというこの原理により、計装化の開発お
よび改善への実行可能なアプローチを入手することができる。

【０１０８】 上記モデルは、その内部に、ラテックスのライナーが、均一な薄い層の形で注
入される、半球形のスパン銅の鋳型を使用する。このラテックスのライナーは、
光源および検出装置が近似的に設置されている、スポンジ・ゴムのパッドをシミ
ュレーションする。脂肪層（皮膚層）をシミュレーションするために、低いμ_a ＝０．２ｃｍ^-1およびμ_s’＝１０ｃｍ^-1のエラストマの層が、次に、厚さ５セ ンチに、モデル内に注入される。腹部および子宮の筋肉組織をシミュレーション
するために、μ_a＝０．１、μ_s’＝１０の散乱特性の高い材料が、モデル内に注
入される。このキャスティングは、内部の半球形のシェルにより、必要な厚さの
ところの正しい位置に保持される。固体化した場合、モデルは、スパン銅の半球
形から取り出され、濁った胎盤液をシミュレーションするために、少量の散乱剤
（イントラリピド）を含む水で満たされる。

【０１０９】 光源−検出装置の組合せは、モデルの外側で組み立てられ、グレープフルーツ
の大きさの対象物を使用して、あるいは使用しないで観察を行う。酸素添加した
状態または脱酸素した状態にすることができる、５０マイクロモルの濃度で、セ
リファンの容器に血液を満たした。種々の濃度および酸素添加状態の血液を含ん
でいるか含んでいないか、および上記血液で満たされているモデルを使用して、
多くの研究を行うことができる。モデルは、ヘモグロビンで満たされたイントラ
リピド散乱係数μ_s’＝１０ｃｍ^-1，μ_a＝０．０１ｃｍ^-1からなる。この材料は
、モデルを通して、最初の酸素添加状態に注入され、イーストを添加した際に、
脱酸素化した状態に注入される。酸素添加の中間値は、イーストを使用しないで
、血液タンクに、５〜９５％の飽和を起こさせる酸素／窒素値を供給することに
より入手される。システムを最適化するために、下記のことを行うことができる
。

【０１１０】 血液の濃度は、７０ミクロモルの標準ヘマトクリットから３０〜１００マイク
ロモルのヘマトクリットに変化する場合があり、シミュレーションした頭部の中
間位置に対する、短い経路および長い経路に対する、信号強度のグラフを描く。
三つのヘマトクリットにおけるヘモグロビンの酸素添加は、上記の三つの血液濃
度において、３０％から５０％へまた７０％へ変化する。異なる血液濃度および
血液酸素添加の間の相互関係のグラフを描く。最後に、イーストを血液モデルに
添加し、プローブの任意の校正の有効性を試験するために、中間位置でノルモキ
シ値を７０、５０、３０および０へ変化させる。

【０１１１】 子宮の組織層の光学的特性および厚さは変化し、ヘモグロビンの固定した５０
ミクロンモルの濃度に対して、胎児の脳のモデルの酸素添加を評価することがで
きる。このことは、子宮の光学的特性および厚さの関数として、酸素添加の変化
に対する、ＮＩＲ信号の感度および検出限界を決定するのに使用することができ
る。

【０１１２】 頭部は、表面から３センチのところに設置することができ、光源−検出装置の
組合せの縦軸に対して並列に、および垂直に並進させることができる。その後で
、短い経路および長い経路に対して、信号強度のグラフを描いた。さらに、頭部
位置の変調およびプローブのレスポンスに基づいて、画像形成デバイスを設計す
ることができる。

【０１１３】 図１Ａおよび図１Ｂの長方形のプローブの他に、システムは、種々様々な短い
経路および長い経路、光源−検出装置の組合せの同心円による光源−検出装置の
組合せを提供する同心の円形のプローブを使用することができる。同心円を持つ
光学的プローブは、腹部を照射するために、特定の円内のすべての光源を使用す
ることができ、一つの検出装置または検出装置の同心円内に、光検出装置を設置
することができる。光源および検出装置の少なくとも三つの同心円による画像形
成を最初の画像形成システムとして設定することができる。上記の振幅打ち消し
および／または位相打ち消し画像形成システムを使用した場合には、同心円プロ
ーブが、胎児の頭部の輪郭を形成し、恐らく胎児の身体の輪郭も形成する。

【０１１４】 図２、図２Ａおよび図２Ｂについて説明すると、対象物の背面に位置する光学
的モデル１２または１４は、内部組織の生体内での腹部または胸部横断検査に使
用される。図３から図８Ｄまでのところで説明した光学的システムの中のどれか
を、問題の組織領域から光学的データを収集するために、一つまたはいくつかの
光学的モジュール１２または１４に接続することができる。

【０１１５】 光学的システムは、検査対象の組織領域の一つの波長のデータ・セットまたは
複数の波長のデータ・セットを発生することができる。この場合、使用する波長
は、組織成分（例えば、内発的または外発的色素、組織細胞、化学的化合物）に
よる吸収または散乱を感知することができるか、検査対象の組織領域の構造の変
化を感知することができる。光学的データ・セットは、組織による吸収、組織に
よる散乱またはこれらの両方を表わすことができる。光学的データ・セット・シ
ステムは、また、複数の波長の光学的データに基づいて、血液量の画像およびヘ
モグロビンの酸素添加の画像、または他の組織成分の画像を形成することができ
る。プロセッサは、当業者であれば周知の、異なる画像処理アルゴリズム、およ
び画像強化アルゴリズムを使用することができる。プロセッサは、疑いのある組
織の塊を検出し、検出した塊の特徴を示すために、いくつかの画像の相互関係を
チェックすることができる。上記相互関係は、いくつかの画像で検出した構造体
が一致するかどうかの判断を含む。プロセッサは、疑わしい組織の塊の特徴を示
すために、いくつかの光学的画像だけ、またはＸ線マモグラフィ、超音波検査ま
たはｆＭＲＩを併用して、異なるタイプの総合評価を使用することができる。

【０１１６】 血液量の画像およびヘモグロビンの酸素添加の画像は、検査対象の組織内の疑
わしい異常の特徴を示す重要なツールである。血液量の画像およびヘモグロビン
の酸素添加の画像、および一つの波長の画像は、異常な組織領域に位置を発見す
る際に役に立つが、これらの画像は、また、疑わしい組織の異常の代謝、または
病変と特徴を示すためにも使用される。より詳細に説明すると、血管形成要因の
ために、腫瘍の血管が増加すると、血液量増大信号が観察される。これらの要因
は、活発な代謝領域、および腫瘍の壊死性／アポプトティック領域を含む。一方
、ヘモグロビン脱酸素化信号は、代謝の強度に関係がある。すなわち、腫瘍内の
酸素の供給量と酸素の消費量との間のバランスは、通常、酸素の消費量が、酸素
の供給量を越えているので釣合がとれている。特に、進行が非常に速く、代謝も
盛んな腫瘍の場合には、酸素の消費量が増える。

【０１１７】 光学的に能動的な組織の特性を感知することができる、一つまたは複数の適当
な波長を選択することにより、画像形成システムは、健康な組織に損傷を与えな
いで、組織の異常の特徴を示すことができる。上記波長は、ヘモグロビンおよび
ヘモグロビンの酸素添加を感知することができるが、任意の組織成分による吸収
を感知することができる他の波長も使用することができる。さらに、造影剤（例
えば、カルジオグリーン、インドシアン・グリーン）を静脈注射することができ
る。その後で、画像形成システムは、投与した造影剤を感知する波長を使用する
。血液量が増大した領域も、造影剤を他の部位より多く含む。

【０１１８】 別の方法としては、組織の散乱特性の違いも画像に形成することができる。光
学的屈折率の違いにより、異なるタイプの組織および異なる組織溶質は、光を異
なる方法で散乱させる。上記画像形成システムも、散乱の変化を感知することが
できる。画像形成システムは、異なるタイプの組織または異なる組織溶質に対し
て、吸収の変化を起こさないが、散乱方法が異なる波長を使用することができる
。

【０１１９】 上記画像からのデータを組み合せれば、健康な組織に損傷を与えないで、組織
の特徴を示すことができる。例えば、二次元のデータの図面は、モデル・データ
を基準として使用することにより、対称的な組織領域を基準として使用すること
により、または対称的な器官データを基準として使用することにより、「疑わし
い」組織領域に対する血液量（すなわち、脈管形成）対血液の脱酸素化（すなわ
ち、代謝亢進）を表示することができる。

【０１２０】 画像形成システムは、いくつかの画像を整合させることにより、以下のように
組織の特徴を表示する。原則的には、脈管形成（血液量）および代謝亢進（組織
の低酸素症）は、類似のおよび多くの場合同一の組織の量の場合に発生する。そ
れ故、二つの画像が、同じ場所にはっきりとした構造体を示す。血管の量は、血
液量信号により表わされる。画像形成システムは、疑わしい組織の領域を決定す
るために、二つの画像の構造体が一致するかどうかを判断する。最初のステップ
は、最大信号を等しくするための二つの画像の正規化である。コンピュータ・プ
ログラムは、上記領域を選択し、空間的一致の残余および血液量信号に対する積
分値を入手する。その後で、ピクセル毎に減算を行うことにより、血液量の画像
および血液の脱酸素化の画像から得られる二つの形が一致することを推定するた
めに使用する残留値を示す画像が得られる。もっと簡単な手順の場合には、違い
の最大値をとり、それを二つの画像に対する正規化した数値の最大値で割るとい
う方法がとられる。

【０１２１】 図９について説明すると、疑わしい領域の画像を要約するのに、「４」次元の
グラフを使用することができる。（ここでは、図９が、データ評価のために提案
された唯一の技術であり、実際の組織のデータは図示していない）。（ボルトで
測定した）血液量のグラフが、横軸上に描かれ、（ボルトで測定した）脱酸素化
が縦軸上に描かれる。疑わしい塊の測定した大きさは、円の直径として描かれ、
疑わしい塊の血液量の画像と脱酸素化の画像との間の一致の百分率は、カラース
ケールにより示すことができる。一致信号の百分率は、下記式に基づいて、カラ
ー・スケールで表示することができる。 １−（最大重畳残量／最大血液量信号）ｘ１００ 「４」次元の図は、下記に基づいている。 １．（その最も長い部分の１／２としてグラフに描かれた）疑わしい塊の画像の
大きさ。 ２．カラーでの血液量と血液の脱酸素化の一致。 ３．ボルトで測定した一致する領域内の血液量（横軸のスケール）。 ４．ボルトによる、一致する領域内の血液の脱酸素量（縦軸のスケール）。

【０１２２】 図９の４次元の性質により、血液量データの信号強度および脱酸素データの信
号強度により感度および特異性を割り当てることができる。図９の信号の領域は
四つのゾーンに分割される。ゾーンＩは、２．４ボルト以上の血液量の数値、お
よび１．４ボルト以上の脱酸素の推数値用に形成されたものである。ゾーンＩの
下に位置するゾーンIIは、１．７ボルト以上の血液量の数値、および０．７５ボ
ルト以上の脱酸素の推数値用に形成されたものである。ゾーンIIの下に位置する
ゾーンIIIは、１．３ボルト以上の血液量の数値、および０．２ボルト以上の脱 酸素の推数値用に形成されたものである。ゾーンIVは、ゾーンIIIの下に位置す る。ゾーンIIIおよびIIは、高い血液量と脱酸素信号を示すことが予想される癌 の塊を含む可能性が高い。

【０１２３】 光学的画像で評価される画像構造体は、Ｘ線データ、超音波データまたはＭＲ
Ｉデータにより選択することができる。別の方法としては、画像構造体を反対側
の組織データを基準として使用することにより、またはモデル・データを基準と
して使用することにより、「疑わしい塊」に基づくものとすることができる。反
対側の組織（すなわち、対称的な組織）を使用することにより、（例えば、癌で
ない組織のような）異常な組織からの信号が少なくなるが、何時でも、対称的な
組織による測定ができるとは限らない。 特許請求の範囲は、その他の実施形態を含む。

【図面の簡単な説明】

【図１】 妊婦の腹部上に設置された異なる光学的モジュールを示す図である。

【図１Ａ】 妊婦の腹部上に設置された異なる光学的モジュールを示す図である。

【図１Ｂ】 妊婦の腹部上に設置された異なる光学的モジュールを示す図である。

【図１Ｃ】 図１Ａまたは図１Ｂの光学的モジュールから放射される光表示する、図１の妊
婦の子宮の横断面図である。

【図２】 腹部横断診察または胸部横断診察のために、被検者の背中の上に置かれた異な
る光学的モジュールを示す図である。

【図２Ａ】 腹部横断診察または胸部横断診察のために、被検者の背中の上に置かれた異な
る光学的モジュールを示す図である。

【図２Ｂ】 腹部横断診察または胸部横断診察のために、被検者の背中の上に置かれた異な
る光学的モジュールを示す図である。

【図３】 図１、図１Ａおよび図１Ｂの光学的モジュールを使用する一つの波長および二
つの波長の位相打ち消し画像形成システムそれぞれの略図である。

【図３Ａ】 図１、図１Ａおよび図１Ｂの光学的モジュールを使用する一つの波長および二
つの波長の位相打ち消し画像形成システムそれぞれの略図である。

【図３Ｂ】 図３および図３Ａの画像形成システムが使用するタイミング・チャートである
。

【図４】 図１Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一
つの実施形態の略図である。

【図４Ａ】 図１Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一
つの実施形態の略図である。

【図５】 図１Ａの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一
つの実施形態の略図である。

【図６】 図６Ａの光学的モジュールのもう一つの実施形態を使用する振幅打ち消し画像
形成システムの略図である。

【図６Ａ】 振幅相殺画像システムで用いられる光モジュールを示す図である。

【図７】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュール
の異なる実施形態を示す図である。

【図７Ａ】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュール
の異なる実施形態を示す図である。

【図７Ｂ】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュール
の異なる実施形態を示す図である。

【図８】 図１Ｂの光学的モジュールを使用する振幅打ち消し画像形成システムのもう一
つの実施形態の略図である。

【図８Ａ】 図８の振幅打ち消し画像形成システムのある素子に対する回路構成を示す図で
ある。

【図８Ｂ】 図８の画像形成システムが使用するタイミング・チャートである。

【図８Ｃ】 図８の振幅打ち消し画像形成システムのあるチャネルの略図である。

【図８Ｄ】 図８の振幅打ち消し画像形成システムの他の実施形態の略図である。

【図９】 光学的データを要約し、疑わしい組織構造体の特徴を示すための「四次元」グ
ラフの一例である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ６０／０９８，０１８ (32)優先日 平成10年８月26日(1998．8．26) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＣＮ，Ｊ Ｐ，ＵＳ 【要約の続き】 ている。プロセッサは、検出した光に対応する信号を受 信し、組織の検査に使用する少なくとも一つのデータ・ セットを形成する。

Claims (43)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 胎児の組織を、生体内での、健康な組織に損傷を与えないで
   、腹部を横断して検査するための光学的方法であって、 対象物である妊婦の子宮内に、多数の光子の移動経路を形成する選択した幾何
   学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと検出ポートのアレーを含
   む光学的モジュールを設置するステップと、 前記光学的モジュールを対象物である前記妊婦の腹部の外部上に設置するステ
   ップと、 可視光線または赤外線を少なくとも一つの前記光学的入力ポートから前記子宮
   内に導入し、前記子宮内を前記検出ポート能動中の少なくとも一つのポートへ伝
   播した光子を受信するステップと、 前記少なくとも一つの検出ポートに光学的に接続している少なくとも一つの光
   学的検出装置により前記受信した光子を検出するステップと、 胎児の組織領域内の一部を伝播した光の光子に対応する光学的データを収集す
   るために、前記導入ステップおよび検出ステップを制御するステップと、 前記胎児の組織領域の特徴を表示するために、前記光学的データを処理するス
   テップとを含む方法。
2. 【請求項２】 請求項１に記載の光学的方法において、前記処理ステップが
   、前記胎児の組織のヘモグロビンの酸素化合量を決定するステップを含む光学的
   方法。
3. 【請求項３】 請求項１に記載の光学的方法において、前記処理ステップが
   、前記胎児の心拍数を測定するステップを含む光学的方法。
4. 【請求項４】 請求項１に記載の光学的方法において、前記制御ステップが
   、前記胎児の脳組織内の一部を伝播した光子に対応する前記光学的データを収集
   するステップを含む光学的方法。
5. 【請求項５】 請求項１に記載の光学的方法において、前記設置ステップが
   、前記光学的データが前記胎児の脳組織内の一部を伝播した光子に対応するよう
   に、前記子宮内で前記光子の伝播経路を移動するために、前記腹部の外側の上で
   前記光学的モジュールを移動するステップを含む光学的方法。
6. 【請求項６】 請求項１に記載の光学的方法において、さらに、超音波シス
   テムにより前記胎児の頭部の位置を決定し、その後で、前記位置に基づいて、前
   記光学的データが、前記胎児の脳組織内の一部を伝播した光子に対応するように
   、前記子宮内に前記光子の伝播経路を位置させるために、前記腹部の外側の上で
   前記光学的モジュールを設置するステップを含む光学的方法。
7. 【請求項７】 請求項４、請求項５または請求項６に記載の光学的方法にお
   いて、前記処理ステップが、前記脳組織のヘモグロビンの酸素化合量を決定する
   ステップを含む光学的方法。
8. 【請求項８】 請求項４、請求項５または請求項６に記載の光学的方法にお
   いて、前記処理ステップが、前記胎児の心拍数を測定するステップを含む光学的
   方法。
9. 【請求項９】 請求項４、請求項５または請求項６に記載の光学的方法にお
   いて、前記処理ステップが、前記脳組織を評価するステップを含む光学的方法。
10. 【請求項１０】 請求項４、請求項５または請求項６に記載の光学的方法に
    おいて、前記処理ステップが、前記脳組織の画像を形成するステップを含む光学
    的方法。
11. 【請求項１１】 請求項４、請求項５または請求項６に記載の光学的方法に
    おいて、前記処理ステップが、少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、前
    記脳組織内の血液量を表わす第一のデータ・セットと、前記脳組織内の血液の酸
    素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成するステップを含み、さらに、前
    記脳組織内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットと前記第
    二のデータ・セットの相互関係をチェックするステップを含む光学的方法。
12. 【請求項１２】 請求項１１に記載の光学的方法において、前記処理ステッ
    プが、前記脳組織内の血液量の画像と、前記脳組織内の血液の酸素結合量の画像
    を形成するステップを含む光学的方法。
13. 【請求項１３】 胎児の組織を生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、
    腹部を横断して検査するための光学的装置であって、 子宮内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パター
    ン内に位置する光学的入力ポートのアレーと検出ポートのアレーを含む光学的モ
    ジュールであって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した可視光線または
    赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力
    ポートの中の少なくとも一つから伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を
    光検出装置に供給するように構成されている光学的モジュールと、 胎児の組織内の前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光子を検
    出するために、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され
    、配置されているコントローラと、 前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、前記胎児組織領域の
    特徴を示すように配置されているプロセッサとを備える光学的装置。
14. 【請求項１４】 請求項１３に記載の光学的装置において、前記プロセッサ
    が、さらに、前記胎児の組織のヘモグロビンの酸素化合量を決定するように配置
    されている光学的装置。
15. 【請求項１５】 請求項１３に記載の光学的装置において、前記プロセッサ
    が、さらに、前記胎児の心拍数を測定するように配置されている光学的装置。
16. 【請求項１６】 請求項１３に記載の光学的装置において、前記コントロー
    ラおよび前記プロセッサが、前記胎児の脳組織内の一部を伝播した光子に対応す
    る追加の光学的データを収集するように、前記光学的データを評価し、その後で
    、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように配置されている光学的
    装置。
17. 【請求項１７】 請求項１３に記載の光学的装置において、前記光学的デー
    タが、前記胎児の脳組織内の一部を伝播した光子に対応するように、前記光学的
    モジュールが、超音波システムにより、前記胎児の頭部の位置に基づいて、前記
    腹部上に設置されるように構成されている光学的装置。 プを含む光学的方法。
18. 【請求項１８】 請求項１６または請求項１７に記載の光学的装置において
    、前記プロセッサが、前記脳組織のヘモグロビンの酸素化合量を決定するように
    配置されている光学的装置。
19. 【請求項１９】 請求項１６または請求項１７に記載の光学的装置において
    、前記プロセッサが、前記胎児の心拍数を測定するように配置されている光学的
    装置。
20. 【請求項２０】 請求項１６または請求項１７に記載の光学的装置において
    、前記プロセッサが、前記脳組織の画像を形成するように配置されている光学的
    装置。
21. 【請求項２１】 請求項１６または請求項１７に記載の光学的装置において
    、前記プロセッサが、前記脳組織内の血液量の画像、および前記脳組織内の血液
    の酸素結合量の画像を形成するように配置されている光学的装置。
22. 【請求項２２】 対象物の内部組織を生体内で、健康な組織に損傷を与えな
    いで検査するための光学的システムであって、 生物学的組織内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学
    的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレー
    を含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した
    可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポー
    トが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから、検査対象の組織内に伝播した
    光の光子を受信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成されてい
    る光学的モジュールと、 前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光子を検出するために、
    前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されてい
    るコントローラと、 前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも二つのデ
    ータ・セット、すなわち、前記検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデ
    ータ・セットと、前記検査対象の組織の血液の酸素結合量を表わす第二のデータ
    ・セットを形成するように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサ
    が、前記検査対象の組織内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・
    セットおよび前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置さ
    れている光学的システム。
23. 【請求項２３】 請求項２２に記載の光学的システムにおいて、前記第二の
    データ・セットが、ヘモグロビンの脱酸素量の数値を含む光学的システム。
24. 【請求項２４】 請求項２２に記載の光学的システムにおいて、前記プロセ
    ッサが、基準組織領域を照射することによって収集される第三のデータ・セット
    を形成するように配置されている光学的システム。
25. 【請求項２５】 対象物の内部組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与え
    ないで検査するための光学的システムであって、 生物学的組織の検査対象の領域内に多数の光子の伝播経路を形成するために、
    選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出
    ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、
    光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各
    光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから、前記組織内に
    伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成
    されている光学的モジュールと、 前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光子を検出するために、
    前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されてい
    るコントローラと、 前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも二つのデ
    ータ・セット、すなわち、問題の検査対象の組織領域を照射することにより収集
    される第一のデータ・セットと、前記検査対象の組織領域と類似の光散乱特性お
    よび吸収特性を持つ基準組織領域を照射することにより収集される第二のデータ
    ・セットを形成するように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサ
    が、前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデー
    タ・セットおよび前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配
    置されている光学的システム。
26. 【請求項２６】 対象物の内部組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与え
    ないで検査するための光学的システムであって、 生物学的組織、または生物学的組織を表わすモデルの検査対象の領域内に、多
    数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する
    光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュール
    であって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した可視光線または赤外線を
    導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの
    中の少なくとも一つから、前記組織または前記モデル内に伝播した光の光子を受
    信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成されている光学的モジ
    ュールと、 前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光子を検出するために、
    前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されてい
    るコントローラと、 前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも二つのデ
    ータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域を照射することにより収集される
    第一のデータ・セットと、選択した光の光散乱特性および吸収特性を持つ組織モ
    デルのある領域を照射することにより収集される第二のデータ・セットを形成す
    るように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサが、前記検査対象
    の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットおよび
    前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている光学
    的システム。
27. 【請求項２７】 請求項２２または請求項２４に記載の光学的システムにお
    いて、さらに、前記組織の検査対象の領域内に多数の光子の伝播経路を形成する
    ために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光
    学的検出ポートのアレーを含む第二の光学的モジュールであって、前記各光学的
    入力ポートが、光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成され
    ていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから
    、前記検査対象の組織内を伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を光検出
    装置に供給し、前記プロセッサは、前記光学的モジュールの両方からの光学的デ
    ータを受信するように配置されている光学的システム。
28. 【請求項２８】 請求項２２、請求項２５または請求項２６に記載の光学的
    システムにおいて、前記プロセッサが、前記二つのデータ・セットのデータの間
    の一致を決定することによって前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・
    セットの相互関係をチェックするように配置されている光学的システム。
29. 【請求項２９】 請求項２８に記載の光学的システムにおいて、前記プロセ
    ッサが、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットを二次元画像と
    して配列するように、また前記二次元画像により前記一致を判断するようにプロ
    グラムされている光学的システム。
30. 【請求項３０】 請求項２８に記載の光学的システムにおいて、前記プロセ
    ッサが、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットを二次元画像と
    して配列するように、また、下記式： １−（最大重畳残量／最大血液量信号）ｘ１００ により、前記一致を判断するようにプログラムされている光学的システム。
31. 【請求項３１】 請求項２２、請求項２３、請求項２４、請求項２５、請求
    項２６、請求項２７、請求項２８、請求項２９または請求項３０に記載の光学的
    システムにおいて、前記プロセッサが、さらに、検査対象の組織領域内の前記異
    常な組織の位置を決定するように配置されている光学的システム。
32. 【請求項３２】 請求項２２、請求項２５または請求項２６に記載の光学的
    システムにおいて、前記プロセッサが、光学的断層撮影アルゴリズムを実行する
    ことにより、前記データ・セットから画像データを生成することができる光学的
    システム。
33. 【請求項３３】 請求項３２に記載の光学的システムにおいて、前記光学的
    断層撮影アルゴリズムが、画像形成が行われている組織の散乱特性による、決定
    した光子の確率分布に関連する要因を使用する光学的システム。
34. 【請求項３４】 請求項２２、請求項２５または請求項２６に記載の光学的
    システムにおいて、前記コントローラが、前記入力ポートと前記検出ポートとの
    間の第一の選択した距離を入手するために、前記光源および前記検出装置を作動
    するように配置されていて、前記プロセッサが前記第一の距離のために前記デー
    タ・セットを形成するように配置されている光学的システム。
35. 【請求項３５】 請求項３４に記載の光学的システムにおいて、前記プロセ
    ッサが、前記第一に距離のために形成した前記データ・セットから画像データ・
    セットを生成する光学的システム。
36. 【請求項３６】 請求項３４に記載の光学的システムにおいて、前記コント
    ローラが、さらに、前記入力ポートと前記検出ポートとの間の第二の選択した距
    離を入手するために、前記光源および前記検出装置を作動するように配置されて
    いて、前記プロセッサが前記第二の距離のためにもう一つのデータ・セットを形
    成するように配置されている光学的システム。
37. 【請求項３７】 請求項３２、請求項３３、請求項３４、請求項３５または
    請求項３６に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記プロセッサから前記
    画像データ・セットを受信し、画像を表示するように配置されている表示デバイ
    スを含む光学的システム。
38. 【請求項３８】 請求項２２、請求項２５または請求項２６に記載の光学的
    システムにおいて、組織成分に感度を与えるために選択した二つの波長で光子を
    導入し、検出するように構成されている光学的システム。
39. 【請求項３９】 請求項３８に記載の光学的システムにおいて、前記組織成
    分が、内発的な色素である光学的システム。
40. 【請求項４０】 請求項３９に記載の光学的システムにおいて、内発的な色
    素がヘモグロビンである光学的システム。
41. 【請求項４１】 請求項３８に記載の光学的システムにおいて、前記組織成
    分が、外発的な色素である光学的システム。
42. 【請求項４２】 請求項４１に記載の光学的システムにおいて、前記外発的
    な色素が、選択した造影剤である光学的システム。
43. 【請求項４３】 対象物の内部組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与え
    ないで検査するための光学的方法であって、 前記組織の検査対象の領域内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選
    択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポ
    ートのアレーを含む光学的モジュールを設置するステップと、 前記光学的モジュールを対象物の皮膚上に設置するステップと、 可視光線または赤外線を少なくとも一つの前記光学的入力ポートから検査対象
    の組織領域内に導入し、前記検査対象の組織領域内を、前記検出ポートの中の少
    なくとも一つのポートへ伝播した光の光子を受信するステップと、 前記検出ポートの中の少なくとも一つに、光学的に接続している少なくとも一
    つの光学的検出装置により、前記受信した光子を検出するステップと、 選択した入力ポートおよび検出ポートとの間を伝播した光の光子に対応する光
    学的データを収集するために、前記導入ステップおよび検出ステップを制御する
    ステップと、 少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、前記検査対象の組織領域内の血
    液量を表わす第一のデータ・セットと、前記検査対象の組織領域内の血液の酸素
    結合量を表わす第二のデータ・セットを形成するために、前記光学的データを処
    理するステップと、 前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ
    ・セットと前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするステップとを含
    む光学的方法。