(57)【要約】関心対象物（２）内の二次発光体（３、４）の場所が、円錐形ビームのような非平行の外部一次光源ビーム（１）によって照明される対象物から生じる二次発光の一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）を使用して判定され、制御された方式で対象物が前記ビーム（１）に相対して移動している間にそれが為される光トモグラフィ・システム。二次発光体のスポットの独自のセットが対象物内で場所特定され、円錐形一次ビームの投影から算出された対象物の３Ｄ復元（３５）と組み合わされると、例えば生物学的細胞内の蛍光標識分子プローブ（３、４）の定量的三次元画像化を可能にするように対象物内の二次発光体（３、４）の画像を作り出す。
2005525580.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
関心対象物（２）が外部から入る非平行の光源ビーム（１）に相対して移動している間に、前記外部から入る非平行の光源ビームを使用することによって関心対象物（２）内の複数の二次発光体（３、４）を照射するための手段（１１）、
発射される放射を表わす場所信号を供給するために、複数の二次発光体（３、４）から発射される放射を受けるように連結された手段（１４、１５）、
複数の二次発光体（３、４）の各々に関して場所を判定するために、場所信号を受けるように連結された手段（３４）、
関心対象物（２）の３Ｄ復元（３５）を作り出すための手段、および
複数の二次発光体（３、４）の画像を作成するためにその場所を関心対象物（２）の算出された３Ｄ復元と組み合わせるための手段（３６）を含むエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項２】
関心対象物（２）が生物学的細胞を含む、請求項１に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項３】
複数の二次発光体（３、４）が複数の蛍光プローブ（３、４）を含む、請求項１に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項４】
外部から入る非平行の光源ビーム（１）が円錐形ビームを含む、請求項１に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項５】
場所信号を供給するための手段が、
二次蛍光フォトンだけを受けるようにフィルタ取り付けされた少なくとも１つの光増倍管（１４、１５）、および
場所判定手段と３Ｄ復元手段（３５）にトリガ信号を供給するように連結された検出器（１６）を含み、検出器（１６）が円錐形ビーム（１）の遠く離れた底面に位置し、円錐形ビーム（１）と検出器（１６）の間で関心対象物（２）の通過によって円錐形ビーム（１）が遮られるとトリガ信号が作り出される、請求項３に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項６】
複数の二次発光体（３、４）から発射される放射が複数の一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）を含み、場所を判定するための手段（３４）が、複数の二次発光体（３、４）の各々に関して場所を判定するように一時的信号を分析するための手段を含む、請求項１に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項７】
複数の一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）が、外部から入る非平行の光源ビーム（１）を通って複数の二次発光体（３、４）が移動する距離に比例した存続時間を表わす、請求項６に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項８】
関心対象物（２）のＺ軸に沿った速度ベクトル（ＶＺ）が分かっており、場所信号がＺ軸に沿ってマッピングされた複数の二次発光体（３、４）の位置を含み、それにより、複数の一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）のフーリエ変換が複数の二次発光体（３、４）の各々の各存続時間の表現を与え、したがって複数の二次発光体（３、４）の各々がＺ軸に沿って関心対象物（２）の中のその場所にマッピングされることを可能にする、請求項７に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項９】
場所信号が場所データを含み、検出された蛍光構造をさらに高解像度の吸収画像内にマッピングするように、組み合わせのための手段（３６）が場所データを関心対象物（２）の３Ｄ復元画像と重ね合わせるための手段を含む、請求項８に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項１０】
組み合わせのための手段（３６）が、蛍光信号のスポットを場所特定するために複数の一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）を投影から得られるトモグラフィ復元画像と組み合わせるための手段をさらに含む、請求項１に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項１１】
対象物の存在を示すトリガ信号（１７）を供給する発光収集およびトリガ用のシリンダ（２１）、
３Ｄ光トモグラフィ画像復元システム（２２）、
サンプル輸送装置（２６）、および
発光収集およびトリガ用のシリンダ（２１）、３Ｄ光トモグラフィ画像復元システム（２２）、およびサンプル輸送装置（２６）を制御し、かつそれらと通信するために連結されたコンピュータ（２３）を含み、関心対象物（２）を識別するように、トリガ信号（１７）が３Ｄ光トモグラフィ画像復元システム（２２）とコンピュータ（２３）を計時する光トモグラフィ・システム。
【請求項１２】
発光収集およびトリガ用のシリンダ（２１）が、発光収集のために動作する少なくとも２つの対向するフィルタ付き光増倍管（１４、１５）およびトリガ信号（１７）を供給するための少なくとも１つの検出器（１６）をさらに含む、請求項１１に記載の光トモグラフィ・システム。
【請求項１３】
一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）を使用するエミッション・コンピューテッド・トモグラフィのための方法であって、
染色、および標識蛍光分子プローブで細胞を調製する工程（３１）、
発光収集およびトリガ用のシリンダ（２１）、および画像復元用シリンダ（１９）を有する光トモグラフィ・システム（３２）内に細胞を導入する工程、
発光収集およびトリガ用のシリンダ（２１）を通して細胞を移動させ、発光収集およびトリガ用のシリンダ（２１）に入る細胞に応答して発光収集およびトリガ用のシリンダ（２１）がトリガ信号（１７）を作り出し、細胞が照明を受けて二次発光を作り出す工程、
二次発光を感知して一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）のセットを作り出す工程、
一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）のセットを分析するため、およびＸ，Ｙ座標の場所を含む３Ｄデータの第１のセットを検出された分子プローブ（３、４）の蛍光のＺ座標の関数として判定するためにトリガ信号（１７）を使用して計時処理を開始させる工程、
投影から細胞構造の３Ｄ復元（３５）を実行するため、および３Ｄデータの第２のセットを生じるように、Ｘ、ＹおよびＺの場所の吸収を判定するためにトリガ信号（１７）を使用してコンピュータ処理を作動させる工程、
関心対象細胞を判定するために３Ｄデータの第１のセットと３Ｄデータの第２のセットを組み合わせる工程（３６）、
復元用シリンダ（３７、１９）を通して細胞を移動させる工程、および
関心対象細胞を識別する工程（３８）を含む方法。
【請求項１４】
３Ｄデータのセットを組み合わせる工程（３６）が、検出された蛍光構造をさらに高解像度の細胞の吸収画像内にマッピングするために二次発光マッピング・システムから由来する一時的信号（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）のセットを細胞の３Ｄ復元画像に重ね合わせる工程をさらに含む、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
細胞内の複数の蛍光分子プローブ（３、４）を照射するための点光源（１１）を含み、そこでは細胞が点光源（１１）に相対して移動しており、複数の蛍光分子プローブ（３、４）が照明を受けると蛍光発光することで発射放射を供給し、
複数の蛍光分子プローブ（３、４）のうちの少なくとも１つに関して発射された放射に対応する一時的痕跡を提供するために、複数の蛍光分子プローブ（３、４）のうちの少なくとも１つから発射される放射を受けるように連結された光増倍管（１４、１５）のセットを含み、
複数の蛍光分子プローブ（３、４）のうちの少なくとも１つに関して場所を判定するために、一時的痕跡を受けるように連結された一時的信号分析器（２４）を含み、
細胞の３Ｄ復元（３５）を作成するための光トモグラフィ・システムを含み、
一時的信号分析器（２４）と光トモグラフィ・システムを同期させるためのトリガ信号（１７）を供給するように連結された検出器（１６）を含み、そこでは検出器（１６）が円錐形ビーム（１）の遠く離れた底面に位置し、円錐形ビーム（１）と検出器（１６）の間で関心対象物（２）の通過によって円錐形ビーム（１）が遮られるとトリガ信号（１７）が作り出され、
複数の二次発光体（３、４）の画像を作成するように、場所を関心対象物（２）の算出された３Ｄ復元（３５）と組み合わせるための３Ｄ座標計算モジュール（２５）を含むエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項１６】
点光源（１１）が照明のための円錐形ビーム（１）を作り出す、請求項１５に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項１７】
光増倍管（１４、１５）のセットが複数の対向する光増倍管（１４、１５）の対を含む、請求項１５に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項１８】
各々の対向する光増倍管（１４、１５）の対が、多様に前もって選択された放射波長を通過させる光学フィルタを通して放射を受ける、請求項１５に記載のエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ・システム。
【請求項１９】
３Ｄ座標計算モジュール（２５）がコンピュータ・ソフトウェア・プログラムを含む、請求項１５に記載の光トモグラフィ・システム。
【請求項２０】
細胞が分かっている速度プロファイルを有し、強度ｖｓ時間の関係を発生するように一時的信号分析器（２４）がフーリエ解析を使用して一時的痕跡（１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ）を解析する、請求項１５に記載の光トモグラフィ・システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は概して光トモグラフィ・システムに関し、さらに特定するとフォトン・ビームを含む照明システムを利用するそれらトモグラフィに関し、蛍光分子プローブを照明するために各々のビームはフォトンで構成され、円錐形ビームまたは扇状ビームのように非平行である。
【背景技術】
【０００２】
生物学的細胞の分析での分子プローブの使用は細胞の疾病過程の多くの態様を解明してきた。分子プローブはいくつかの用途で使用され、蛍光分子で標識されたそれらは特に有用になってきた。しかしながら、細胞内の結合プローブ量の高度に定量的な測定を亜細胞構造体の中のこれらのプローブの正確な三次元（３Ｄ）的局在性と組み合わせることは不可能であった。
【特許文献１】米国特許第６，５２２，７７５号
【特許文献２】米国特許出願番号１０／１２６，０２６号
【非特許文献１】Ｂｌａｓｓ，Ｍ．編集長のＨａｎｄｂｏｏｋ  ｏｆ  Ｏｐｔｉｃｓ：Ｆｉｂｅｒ  Ｏｐｔｉｃｓ  ａｎｄ  Ｎｏｎｌｉｎｅａｒ  Ｏｐｔｉｃｓ、第２版、４巻、Ｍｃｇｒａｗ−Ｈｉｌｌ社、２００１年
【非特許文献２】Ｋａｋ，Ａ．Ｃ．とＳｌａｎｅｙ，Ｍ．のＰｒｉｎｃｉｐｌｅｓ  ｏｆ  Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ  Ｉｍａｇｉｎｇ，ＩＥＥＥ  Ｐｒｅｓｓ，Ｎｅｗ  Ｙｏｒｋ，１９８８年
【非特許文献３】Ｈｅｒｍａｎ，Ｇ．のＩｍａｇｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｆｒｏｍ  Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ：Ｔｈｅ  Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ  ｏｆ  Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ，Ａｃａｄｅｍｉｃ  Ｐｒｅｓｓ，Ｎｅｗ  Ｙｏｒｋ，１９８０年
【非特許文献４】Ｇｉｌｂｅｒｔ，Ｐ．の「Ｉｔｅｒａｔｉｖｅ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ａｎ  Ｏｂｊｅｃｔ  ｆｒｏｍ  Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ」、Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ  Ｂｉｏｌｏｇｙ、３６巻、１０５〜１７頁、１９７２年
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
２００３年２月１８日に出願された「ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ  ＡＮＤ  ＭＥＴＨＯＤ  ＦＯＲ  ＩＭＡＧＩＮＧ  ＳＭＡＬＬ  ＯＢＪＥＣＴＳ  ＩＮ  Ａ  ＦＬＯＷ  ＳＴＲＥＡＭ  ＵＳＩＮＧ  ＯＰＴＩＣＡＬ  ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ」という表題のＡｌａｎ  Ｃ．Ｎｅｌｓｏｎの米国特許第６，５２２，７７５号、および２００２年４月１９日に出願された「ＶＡＲＩＡＢＬＥ−ＭＯＴＩＯＮ  ＯＰＴＩＣＡＬ  ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ  ＯＦ  ＳＭＡＬＬ  ＯＢＪＥＣＴＳ」という表題のＡｌａｎ  Ｃ．Ｎｅｌｓｏｎの米国特許出願番号１０／１２６，０２６号（これ以降それぞれＦＯＴおよびＶＯＴシステム、またはまとめて光トモグラフィ・システム（ＯＴシステム）と呼ぶ）は両方共に本明細書にこの参照で組み入れられる。前述のＮｅｌｓｏｎの特許出願では、生物学的細胞のような算出された小さい対象物の３Ｄ画像復元を容易にする幾何学形状の円錐形ビームまたは扇状ビームといった発散する光学ビームを利用するＯＴシステムが述べられている。復元アルゴリズムへの入力として、これらのＯＴシステムは影絵とも呼ばれる投影画像のセットを作り出し、それらは一次ビームから関心対象物によって生じるフォトンの吸収を検出することで作り出される。残念なことにこれらのＯＴシステムは、一次ビームによって照明されるときに関心対象物内の分子が二次フォトンを発射する追加的なケースに対処せず、それゆえに、エミッション・コンピューテッド・トモグラフィを通じてこれらのプローブの３Ｄ配列を算出するための新たな方法論が必要とされる。
【０００４】
関心対象物、例えば細胞の中から出る発光の源を場所特定することは科学界にとって大きな難問であった。検出されるフォトンの立体角方向を判定するために検出器で視準を使用する方法、および検出器から発光源までの距離を追跡するために正確な飛行時間法を使用する方法を含めて現在の解決策が不十分であることを当業者は認めるであろう。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
一実施形態では、本発明はエミッション・コンピューテッド・トモグラフィ（ＥＣＴ）のための方法を提供する。本発明の１つの範例によると、細胞のような関心対象物の相対的動きは、円錐形ビームまたは扇状ビームといった非平行のビームを通じて、ビームを通過中に蛍光発光することが可能な分子プローブに細胞が晒されていた場所で一時的痕跡を作り出す。その一時的痕跡が投影から得られるトモグラフィ復元と組み合わされることで蛍光標識された亜細胞構造体の正確な３Ｄ画像を作り出す。投影から得られるトモグラフィ復元と組み合わせてそのようなビームに相対して移動する蛍光分子で標識された対象物の一時的痕跡を使用すると、蛍光信号が正確に測定され、かつ場所特定される。
【０００６】
投影から得られるトモグラフィ画像復元のケースでは、本発明は先ず最初に、復元された画像を細胞内から出る発光の測定値と都合よく組み合わせて内部の発光源の場所を突きとめることによって先行技術の欠点を克服する。本発明の方法の１つの範例は発散ビームである円錐形ビームまたは扇状ビームといった非平行の一次ビームを使用し、ビームと細胞の間の相対的動きと結びつけられることで一時的痕跡のセットを発生し、復元された細胞画像内の発光源を独自に場所特定するために双曲面とパターン・マッチングの組み合わせを通じてそれらが細胞内にマッピングされる。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００７】
ここで図１を参照すると、紙面に対して実質的に垂直に見たときの照明１の円錐形ビームの範例となる具体例が概略で示されており、細胞２がビームに相対して分かっている一定速度ベクトル（ＶＺ）で移動し、かつ第１のスポット３および第２のスポット４を有する。第１のスポット３および第２のスポット４は、立体角がθである円錐形頂点８から中心軸７に沿って異なる距離のせいで異なる経路長５と６をそれぞれ作り出す場所を有する蛍光標識された分子プローブを表わす。この範例では、第１のスポット３は細胞核９の中に位置し、第２のスポット４は細胞質１０内に位置する。中心軸７は座標を規定するためにＸおよびＺ軸を有するごく普通の座標系２０に関連付けられ得ると便利である。
【０００８】
第１のスポットが円錐形の頂点８から相対的に短い距離にあることが理由で、円錐形ビーム１は第２のスポット４よりも第１のスポット３の方を短い持続時間で照明する。図１の単純な平面図で、第１のスポットおよび第２のスポットの位置は、細胞（および細胞の中のいずれかの構造体）の速度ベクトルが分かっており、細胞の位置が分かっており、かつ各スポットの照明の持続時間が分かっているときに正確にマッピングされることが可能である。後者の測定は、例えば、一次光源として使用される円錐形ビーム１への暴露下で蛍光発光する蛍光標識分子プローブとスポットが結び付けられるときに為されることが可能である。
【０００９】
光源
好ましい実施形態では、円錐形ビーム１は点光源１１によって作り出される光ビームである。各々の光源は同じ全体的特性を有することが可能であることが好ましく、
・円錐形ビームの幾何学形状に使用するための小さい円形の点光源に近いことが可能であり、
・高輝度、均一、かつ分かっているスペクトル内容であることが可能であり、かつ
・光源から発射されるフォトンが円錐形ビームまたは扇状ビームといった知られている幾何学形状を有することが可能である。
さらに、点光源の波長は様々なレーザ・ダイオード発光器もしくは他のレーザを使用すること、あるいは白色光源または他の、例えば水銀もしくはキセノン・アーク電球といった広帯域光源をバンドパス・フィルタで処理することのいずれかによって選択可能である。
光学的点光源を形成するために使用される可能性のあるいくつかの選択肢が存在し、例えば、
・レーザまたは他の高強度のフォトン源の前方のピン・ホール、
・小さい断面積を備えた光ファイバと小さい外見の開口、
・フォトン源の前方の短い焦点距離のレンズ、
・リン表面（ＣＲＴの形式）の点に照射する電子ビーム、および
・以上の様々な組み合わせ、
である。幾何学構造は、対象物が光源に近いほど広い幾何学的角度に範囲が定められることが理由で、点光源が関心対象物（例えば細胞）に近いほど倍率が高くなるようにされる。単純な投影システムでの倍率はほぼＭ＝（Ａ＋Ｂ）／Ａであり、ここでＡは点光源と対象物の間の距離であり、Ｂは対象物と検出器の間の距離である。反対に、システム設計の前に必要な解像度が分かっている場合、幾何学構造はその特定の解像度のために最適化されることが可能である。背景については、当業者はＢｌａｓｓ，Ｍ．編集長のＨａｎｄｂｏｏｋ  ｏｆ  Ｏｐｔｉｃｓ：Ｆｉｂｅｒ  Ｏｐｔｉｃｓ  ａｎｄ  Ｎｏｎｌｉｎｅａｒ  Ｏｐｔｉｃｓ、第２版、４巻、Ｍｃｇｒａｗ−Ｈｉｌｌ社、２００１年を教えられる。
ここで図２Ａ〜２Ｃを参照すると、蛍光標識された分子プローブを表わすスポットのセットの範例が例示されており、それらの場所は立体角がθである円錐形頂点から中心軸に沿って異なる経路長を作り出し、スポットは互いに関して様々な位置で配置される。
【００１０】
図２Ａは、（図１に示されるような）頂点８に関して細胞２のさらに遠い部分に仮定で配置された第２のスポット４Ａに相対して頂点８の近縁である細胞２の部分に第１のスポット３Ａが仮定で配置される範例を示している。したがって、第２のスポット４Ａが入るよりも前の時点で第１のスポット３Ａが円錐形ビームの照明に入り、蛍光発光し始める。第１のスポット３Ａはまた、第２のスポット４Ａが出るよりも前の時点で円錐形ビームの照明から脱け出し、蛍光発光を停止する。
【００１１】
図２Ｂは、（図１に示されるような）頂点８に関して細胞２のさらに遠い部分に仮定で配置された第２のスポット４Ｂに相対して頂点８の近縁である細胞２の部分に第１のスポット３Ｂが仮定で配置される範例を示している。したがって、第２のスポット４Ｂが入るよりも後の時点で第１のスポット３Ｂが円錐形ビームの照明に入り、蛍光発光し始める。第１のスポット３Ｂはまた、第２のスポット４Ｂが出るよりも後の時点で円錐形ビームの照明から脱け出し、蛍光発光を停止する。
【００１２】
図２Ｃは、（図１に示されるような）頂点８に関して細胞２のさらに遠い部分に仮定で配置された第２のスポット４Ｃに相対して頂点８の近縁である細胞２の部分に第１のスポット３Ｃが仮定で配置される範例を示している。したがって、第２のスポット４Ｃが入るよりも後の時点で第１のスポット３Ｃが円錐形ビームの照明に入り、蛍光発光し始める。第１のスポット３Ｃはまた、第２のスポット４Ｃが出るよりも前の時点で円錐形ビームの照明から脱け出し、蛍光発光を停止する。
【００１３】
以下で図５に関してさらに述べられるように、フィルタで処理される、すなわち二次蛍光フォトンのみを受けるようにフィルタ取り付けされる光増倍管（ＰＭＴ）のような検出器は、図２Ｄ〜２Ｆに示されたタイプの蛍光強度Ｉの一時的痕跡１２Ａ、１２Ｂおよび１２Ｃと呼ばれる信号対時間を測定するためのセンサとして使用され得ることが好都合である。信号のプロファイルは、図２Ａ〜２Ｃそれぞれの範例によって作り出される信号に実質的に対応する。一時的痕跡１２Ａ、１２Ｂおよび１２Ｃは以下の式によって表現されることが可能な関係で円錐形ビームを通る各々のスポットの独自の経路長の積算寸法を表わし、
経路長Ｓ＝ＶＴＳ                                （１）
ここでＶは移動する細胞の速度であり、Ｔは個々のスポット（ｓ）から由来する蛍光信号の持続時間である。円錐形の角度（θ）と経路長の関数である円錐形の頂点からＸ軸に沿った所定のスポットの距離は、
ＸＳ＝ＶＴＳ／２ｔａｎ（θ／２）                （２）
で表現されることが可能である。この開示の恩典を得る当業者は、多くの蛍光スポットを備えた細胞の一時的痕跡が複雑になるであろうこと、および理論的には一時的痕跡のフーリエ変換が各々のスポットの様々な持続時間を生じるであろうことを認識するであろう。また、細胞の位置が時間の関数として分かっていれば、持続時間の開始点および停止点はスポットをＺ軸に沿って細胞内のその正しい場所にマッピングすることを可能にする。この単純な平面状の範例では、ＸおよびＺの座標を知ることが細胞の画像のＸ，Ｚ平面内でスポットの独自の場所を規定する。
【００１４】
再び図２Ｄを参照すると、線Ｔ３Ａは第１のスポット３Ａが円錐形ビーム内に留まる時間の持続時間寸法に対応する。同様に、線Ｔ４Ａは第２のスポット４Ａが円錐形ビーム内に留まる時間の持続時間寸法に対応する。持続時間は一時的痕跡１２Ａから由来する可能性があり、そこでは増大した強度は蛍光の存在に相当し、強度の低下はスポットが円錐形ビームを通って移動するときの蛍光の減少に相当する。線Ｔ３ＢおよびＴ３Ｃは同様に、図２Ｂおよび２Ｃの範例に関する第１のスポットの存続時間を示す。線Ｔ４ＢおよびＴ４Ｃは同様に、図２Ｂおよび２Ｃの範例に関する第２のスポットの存続時間を示す。
【００１５】
上記の二次元的な範例から、各々のスポットが独自の経路長を有し、したがってＸ軸に沿った独自の距離が算出されることが可能であることは明らかである。しかしながら、円錐形ビームの三次元的ケースでは、円錐形の頂点から最も遠くに位置するスポットの最長の経路長の１つの例外を除いて経路長はもはや独特ではない。三次元的ケースでは、Ｙ軸方向に広がってすべて他の同じ経路長が無限に存在する。
【００１６】
ここで図３を参照すると、ビームに相対して移動するスポットの考え得る場所を規定する双曲リボンの範例の具体例が示されており、各々の場所はビーム内のスポットの存続時間に対応する。円錐曲線の理論から、円錐形の中心軸に対して平行に円錐形に交差する平面は双曲線を描写する。円錐形の軸７が２つの平行な平面Ｐ１、Ｐ２間で等距離となるようにされ、やはり円錐形ビーム１の中心軸７に対して平行である２つの平行平面Ｐ１、Ｐ２は２つの同じ双曲線Ｈ１、Ｈ２を描写する。２つの同じ双曲線Ｈ１、Ｈ２によって境界を決められ、２つの平行平面Ｐ１、Ｐ２を接続する面１３は一定の幅（または経路長）の双曲リボンと呼ばれ、すなわち２つの平面の間隔である。円錐形ビームの幾何学構造では、細胞が平面の対に対して直角である速度ベクトルに沿って移動しているとき、スポットの存続時間は２つの平面の間の距離を規定し、スポットは対応する双曲リボンに沿ったどのような場所にある可能性もある。言い換えると、各々の独自の存続時間は双曲リボンによって規定される等長経路の無限のセットで独自の双曲線を生じさせる。前述の範例では、平面Ｐ１、Ｐ２は一般的にＺ軸に対して直角のＸ，Ｙ座標に関して平行の平面にあり、平面の間のＺ方向の距離は双曲リボン１３の幅を規定する。
【００１７】
ここで図４を参照すると、Ｘ，Ｙ平面にある双曲線Ｈ３をＺ軸に沿って紙面に入る方向に見た図が概略的に示されており、ここで（ａ）は点光源から双曲線の変曲点までの距離であり、（ｂ）は距離（ａ）における円錐形ビームの半径である。双曲線Ｈ３は双曲リボンの中に含まれる複数の平行な双曲線のうちの１つを表わす。複数の双曲線の各々はＸ軸沿いの距離（ａ）の頂点８に最も近い点を有する。頂点８は座標を判定する目的のための原点としてとられることが可能である。双曲線はＹ軸に沿って対称であり、都合よく以下の式で規定されることが可能である。
１＝Ｘ２／ａ２−Ｙ２／ｂ２                          （３）
ａ＝ｂｔａｎ（θ／２）                            （４）
ここでθは円錐形の立体角である。
ｂが双曲線の変曲点での円錐形ビームの円形断面の半径であり、したがって上記の式（１）で規定される経路長の半分、
ｂ＝ＶＴ／２                                      （５）
に等しいことに留意すべきである。ここで式（４）および（５）を式（３）に代入し、Ｘについて解を求めると
Ｘ＝０．５ｔａｎ（θ／２）（Ｖ２Ｔ２＋４Ｙ２）１／２    （６）
が生じる。今度もやはり、円錐形ビームの光トモグラフィ・システムの中で立体角θが分かっており、細胞の速度Ｖが分かっており、円錐形ビーム内の蛍光スポットの存続時間Ｔが測定され、したがって、ＸおよびＹは式（６）によって規定される。この幾何学構造では、Ｘは常に正であり、Ｙは常にＸ軸について対称であり、円錐形の角度θが大きくなると座標の判定における識別能が向上する。
【００１８】
ここで図５を参照すると、対向する光増倍管（ＰＭＴ）発光検出器の配列を備えたエミッション・コンピューテッド・トモグラフィの復元用シリンダの範例が概略で例示されている。円錐形ビーム１は蛍光を励起するために使用される。円錐形ビーム１は復元用シリンダに含まれるそれらから分離され、したがって二次発光過程の間を通じて連続して維持されることが可能である。第１および第２の対向するＰＭＴ１４、１５はトモグラフィの復元用シリンダ１９と連動して二次蛍光フォトンのみを受け取るようにフィルタ取り付けされる。第１および第２の対向するＰＭＴ１４、１５は各々出力信号を供給する。本明細書でさらに詳細に述べられるように、これらの出力信号はＹ座標が正であるか負であるかを判定するために、およびＹ座標の大きさを測定するために使用される。２つのＰＭＴ出力信号の合計はスポットの蛍光強度の概算値であり、その一方で２つのＰＭＴ出力信号相互の差はＹ座標の正負記号およびＹの値の概算値を生じる。Ｙがこの方式で測定されると、その後、Ｘは式（６）を通じて決定される。Ｚは時間の関数として分かっている細胞の位置によって判定されるので、スポットのＸ，Ｙ，Ｚ座標はここで独自に決定される。付け加えると、円錐形ビームの遠く離れた底面に検出器１６を設置することによって、細胞が視界の中に移動するとトリガ信号１７が作り出されるであろう。このトリガ信号は細胞の位置を計時測定し、発光信号収集シリンダ２１と復元用シリンダ１９を含むＯＴシステム２２の間のタイミングを保存し、それにより、２つのデータ・セットがＺ方向で登録されるであろう。
【００１９】
蛍光スポットから由来する二次フォトンは全方向に放射状に発射されるので、スポットから検出器表面までの距離範囲をＲとする場合に測定される強度がＲ３で減衰することに留意すべきである。２つのＰＭＴの間隔と検出表面積の関数である検出の立体角をそれぞれ減少または増大させることによって差の信号は高感度または低感度にされることが可能である。差の測定にとって最善に作用する構造は必ずしも和の測定に最善であるわけではなく、信号／ノイズの対価に基づいて最適化される必要がある。また、検出器は特定のバンドパス・フィルタに調和させられることが可能であるので、いくつかの異なる分子構造の存在を評価するために異なる蛍光波長のプローブが同時に使用されることが可能である。
【００２０】
図６は本発明の方法によって実行される処理工程の一例の論理フローを示している。工程３１で、細胞が染色で調製され、蛍光分子プローブで標識される。工程３２では、染色／標識された細胞が光トモグラフィ・システムに導入される。工程３３では、細胞が発光収集とトリガ用のシリンダまたは図７に示されるような複数の発光収集とトリガ用のシリンダを通って移動する。工程３４で、一時的痕跡の分析のため、および検出された分子プローブの蛍光のＺ座標の関数としてＸ，Ｙ座標位置を判定するためにトリガ信号が時間測定工程を開始させる。工程３７では、３Ｄ復元を実行し、かつＸ、ＹおよびＺ位置で吸収を判定するためのコンピュータ処理へと入力される影絵の収集を実質的に同時にトリガ信号が作動させた復元用シリンダまたはＯＴシステムを通って細胞が移動する。工程３６では、一時的痕跡の分析から得られる３Ｄデータ・セットおよび３Ｄ復元が組み合わされ、それにより、工程３９で関心対象細胞が判定される。最後に、工程３８で関心対象細胞が取り込まれることが可能である。
【００２１】
工程３６でデータ・セットを組み合わせる工程はデータ・セットの重ね合わせを含む。細胞の時間測定と位置測定はＯＴシステム２２によって制御されるので、二次発光マッピング・システム２１から得られるデータ・セットは細胞の３Ｄ復元画像の上に都合よく重ね合わせられることが可能であり、それにより、検出された蛍光の構造をさらに高解像度の細胞の吸収画像内にマッピングすることが可能である。したがって、蛍光標識された分子プローブによって識別されるその特異的内部構造を備えた高品質で真の細胞３Ｄ画像が作り出される。図５で円錐形ビームの底面に示されるような検出器は、発光画像と３Ｄトモグラフィ画像がＺ方向で見当が合い、重ね合わせられるように画像復元のタイミングを制御するトリガ信号１７を作り出すために利用される。Ｘ、Ｙ軸はＯＴシステムの設計の中で空間的に不変であるので、この処理工程は単純にＺ軸の保守管理を必要とするだけである。移動する細胞の分かっている速度とタイミング信号がＺ軸を規定する。一時的痕跡の中の各々の蛍光成分はＺ座標を規定するために統計学的に分析されることが可能であり、それは、特定の蛍光スポットを３Ｄ復元画像内のそのそれぞれの平面内に割り当てることに利用されるであろう。さらに、二次発光を生じさせる過程は最初に一次フォトンの吸収を必要とするので、二次発光検出システムによって場所特定される蛍光スポットは３Ｄ復元画像内の吸収スポットにマッピングされることが可能である。二次発光フォトンを遮断するために復元用シリンダ内の検出器がフィルタ取り付けされたとき、復元された３Ｄ吸収画像のコントラスト解像度は改善され、さらに統計学的重みを与えるであろう。これは蛍光スポットを、重ね合わせデータ・セットで正確に一致しない可能性のある吸収スポットと位置合わせする機会を提供する。各スポットの周りで確率の統計学的分布を提供するため、および２つのデータ・セットの統計学的に最適の適合を見出すために位置誤差の発生源の従来式の分析法が使用されることが可能である。
【００２２】
ここで図７を参照すると、対向する対として配列された複数のＰＭＴを有する本発明の別の選択肢の実施形態が概略で示されている。複数のＰＭＴ１４’〜１４Ｎ’は、一定の速度ベクトルＶＺを有する細胞２によって辿られる経路に沿って配列された光源１１’〜１１Ｎ’および／またはフィルタ１８の選択を使用する独立した円錐形ビーム１’〜１Ｎ’を備えて構成され、多数の波長の光源、および複数のＰＭＴ装置による収集の組み合わせを可能にする。この方式で、いくつかの（すなわち好ましくは２つ以上の）異なるプローブを同じ細胞内で評価することが可能である。好ましい実施形態では、細胞２は光トモグラフィ・システム２２内に移動し続け、そこで３Ｄ画像が分析されることが可能である。本システムが検出器１６’〜１６Ｎ’で作り出されるタイミング信号によって調整されることを当業者は認識するであろう。有用なトリガ機構はＮｅｌｓｏｎのＦＯＴ特許出願に述べられている。ＰＭＴの各々の対は、光トモグラフィ・システム２２を使用した細胞のトモグラフィ復元と組み合わされると都合のよい多様なフィルタ波長に対応する発光の一時的痕跡を場所特定するための出力を供給する。ＰＭＴおよびそれに付随する装置の複数のセットは、分析のために選択される波長（およびそれに相当して異なって標識されたプローブ）の数に対応することが可能であると好都合である。
【００２３】
ここで図８を参照すると、蛍光信号スポットを場所特定するために発光の一時的痕跡が投影から得られるトモグラフィ復元と組み合わされる、本発明に従って構成された光トモグラフィ・システムの範例のハイレベル・ブロック図が概略で示されている。この光トモグラフィ・システムは発光収集およびトリガ用のシリンダ２１、コンピュータ２３、光トモグラフィ・システム２２、およびサンプル輸送装置２６を含む。コンピュータ２３は一時的痕跡分析コンピュータ・アルゴリズム２４、および３Ｄ座標計算アルゴリズム２５を含むコンピュータ・ソフトウェアを有する。トリガ信号１７は発光収集およびトリガ用シリンダ２１内の検出器によって供給され、ＯＴシステム２２およびコンピュータ・アルゴリズムを計時する。コンピュータ２３は通信リンク２８を介して発光収集およびトリガ用シリンダ２１と通信し、それを制御する。同様に、コンピュータ２３は通信リンク２７を介してＯＴシステムと通信し、それを制御する。サンプル輸送装置２６は、例えばＮｅｌｓｏｎのＦＯＴもしくはＶＯＴ出願に述べられているような装置、あるいはどのような同等品であることも可能である。コンピュータ２３は通信リンク２９を介してサンプル輸送装置２６を制御し、それと通信する。このコンピュータは、パーソナル・コンピュータまたは同等品といったどのような従来式のコンピュータであることも可能である。コンピュータ・アルゴリズムもまた、専用の電子回路など、または他の同等の手段といった同等の手段によって実行される可能性がある。
【００２４】
コンピュータ２３は一時的痕跡分析器２４および３Ｄ座標計算モジュールを含むコンピュータ用ソフトウェア・モジュールを有する。一時的痕跡分析器２４は前述したようにスポットの場所を判定するように動作する。３Ｄ座標計算モジュールは前述したようにＸ、ＹおよびＺ座標を判定する。一時的痕跡分析器および３Ｄ座標計算モジュールもまた、専用電子回路、アレー・プロセッサなど、または同等の手段といった同等の手段によって実行される可能性があることを当業者は認識するであろう。
【００２５】
本発明のさらに充分な理解を促進するために、１つの範例となる実施形態で本発明の動作の説明が続く。投影からトモグラフィ復元を得ることで始まり、本発明は例えば上記で参照したＮｅｌｓｏｎの特許出願に述べられているようなＦｌｏｗ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃシステム（ＦＯＴシステム）またはＶａｒｉａｂｌｅ  Ｍｏｔｉｏｎ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃシステム（ＶＯＴシステム）といった光トモグラフィ・システムを使用する。しかしながら、そのようなＦＯＴおよびＶＯＴシステムに関する本明細書の範例の説明が具体的例示の目的に過ぎないこと、およびそのような説明が他の画像化システムへの本方法のさらに広い応用を制限するものではないことは理解されるであろう。また、具体的な例示を目的として、エミッション・コンピューテッド・トモグラフィ（ＥＣＴ）法を明示するためにさらに特定して円錐形ビームを利用する光トモグラフィ・システムが考察されるであろう。この開示の恩典を得る当業者は、すべての同等の光源もやはり使用される可能性があることを理解するであろう。
【００２６】
円錐形ビーム式の光トモグラフィ・システムは多数の投影（影絵）から細胞の３Ｄ画像を復元し、それにより、コントラストが吸収、散乱、回折または光源から検出器へのフォトンの飛行を乱すいずれかの他の過程に起因する一次円錐形（複数）ビームからのフォトンの減少の関数である３Ｄ像を形成する。細胞内の蛍光分子構造によって一次フォトンが吸収されると、それはさらに長波長の別の二次フォトンを発射し、この過程が投影影絵内のコントラスト事象およびさらに長波長へとシフトされた二次フォトンを伴なう発光事象の両方を作り出すであろう。したがって、影絵が画像復元アルゴリズムに入力されると、蛍光分子による一次フォトンの吸収がすべての他の吸収事象と組み合わさって影絵内、したがって復元３Ｄ画像内のコントラストの変化を作り出すであろう。
【００２７】
画像復元
フィルタ補正逆投影法として知られている最も一般的で容易に導入される復元アルゴリズムは円錐形ビームおよび扇状ビームの幾何学構造を使用するコンピュータ化されたｘ線断層撮影ＣＴ）法の同様のパラダイムから導き出される。（以下の参考資料、例えばＫａｋ，Ａ．Ｃ．とＳｌａｎｅｙ，Ｍ．のＰｒｉｎｃｉｐｌｅｓ  ｏｆ  Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ  Ｉｍａｇｉｎｇ，ＩＥＥＥ  Ｐｒｅｓｓ，Ｎｅｗ  Ｙｏｒｋ，１９８８年、およびＨｅｒｍａｎ，Ｇ．のＩｍａｇｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｆｒｏｍ  Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ：Ｔｈｅ  Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ  ｏｆ  Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ，Ａｃａｄｅｍｉｃ  Ｐｒｅｓｓ，Ｎｅｗ  Ｙｏｒｋ，１９８０年を参照されたい。）これらの方法は、光源／検出器構造および照射ビームの光線経路の特定の幾何学構造を反映する改造を伴なったラドン変換に関する法則に基づいている。しかしながら臨床用ｘ線ＣＴのケースでは、ヒト被験体は普通、多数の投影角度からデータを収集するためにｘ線源および検出器アレーが患者の周りの円弧または螺旋に沿って移動することが可能である間は不動に保たれる。その後、ヒト被験体がｚ軸に沿って位置を変えられ、データの別のセットが収集されるなどの可能性がある。場合によっては、さらに最新の臨床用ヘリカルＣＴで、光源−検出器組み立て体が連続的に回転している間に患者がｚ方向へ連続的に平行移動されることで螺旋形の投影データを供給し、その後、それが補間されて患者のｚ軸に対して直角の投影を供給することも可能である。
【００２８】
Ｆｌｏｗ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（ＦＯＴ）およびＶａｒｉａｂｌｅ  Ｍｏｔｉｏｎ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（ＶＯＴ）では、対象物（例えば細胞）は静止した光源および検出器アレーに相対して移動させられ、複数の光源／検出器システムが特定のゲート化された時点に同期して対象物の速度ベクトルに沿って、所定のスライスもしくは容積内で多数の投影角度のデータを生じるような様式でデータを取得する。扇状ビームを使用するスライス毎のスキャンに関すると、復元アルゴリズムは移動の軸に対して直角の平面の２Ｄ画像を計算し、多数のスライスの連続的な積層が対象物の３Ｄ像を作り出し、そこではコントラストは、ＣＴまたはＦｌｏｗ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙそれぞれに関する対象物内の密度の指標であるｘ線減衰係数または光学吸収係数の変化の関数である。容積測定に関すると、円錐形ビーム・スキャンの復元アルゴリズムは細胞もしくは他の対象物内の容積の３Ｄ画像を平面の透過率または発光投影から直接算出し、そこではコントラストは画像化される対象物内の光学密度および／または標識プローブ密度の関数である。
【００２９】
細胞の密度の復元を作成するための透過率データまたは標識プローブ分布を復元するための（あるとすれば内部の光源から得られる）発光データのいずれか、あるいは両方について、フィルタ補正逆投影法以外の画像復元アルゴリズムを使用することが望ましい可能性がある。反復復元アルゴリズムとして知られている一般的な部類はいくつかの例、特に発光トモグラフィに関して、あるいは可能であれば、対象物の軸対称性および３区分の性質が分かっている本発明の例では、アプリオリの情報が復元アルゴリズムに組み込まれ、復元性能を向上させるためにさらに効果的である（例えばＧｉｌｂｅｒｔ，Ｐ．の「Ｉｔｅｒａｔｉｖｅ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ａｎ  Ｏｂｊｅｃｔ  ｆｒｏｍ  Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ」、Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ  Ｂｉｏｌｏｇｙ、３６巻、１０５〜１７頁、１９７２年、および前記で言及した他の参考資料を参照されたい）。
【００３０】
蛍光発光はスペクトルの異なる帯域で生じるので、この特性は都合のよいことに一次フォトンを発光信号から切り離すために光学フィルタと連動して使用されることが可能である。ＥＣＴでは、投影から第１の３Ｄ画像を復元する工程は標準的な方式で実行される。付け加えると、好ましくは２つであるが少なくとも１つの光増倍管のような高感度の検出器は、光トモグラフィ・システムの光源／検出器幾何学構造とは干渉しないが発光信号の最適な信号収集を可能にする幾何学構造で位置決めされる。通常では、光増倍管は発光信号だけを収集して一次フォトンを退けるようにフィルタ取り付けされることが可能であると好都合である。これは狭帯域幅のバンドパス・フィルタ、および吸収スペクトルの発光スペクトルとの重複が最少限である蛍光分子の慎重な選択によって達成される可能性がある。この構造では、蛍光分子が一次ビームに晒されるときにのみ蛍光が生じるであろう。蛍光分子を含む細胞が分かっている速度プロファイルで一次ビームを通って移動していれば、どのような特定の蛍光信号の持続時間もまた知られ、一次ビーム内のその蛍光分子の存続時間に等しいであろう。さらに、一次ビームが円錐形ビームであるとき、蛍光信号は蛍光分子の所在が一次点光源に対して遠いかまたは近いかそれぞれに応じて長い持続時間または短い持続時間を有するであろう。円錐形ビームを通る細胞の通過、および細胞内の蛍光分子の場所が原因となる円錐形の照明の中での距離変化に起因して生じる一時的発光信号のセットは一時的痕跡と呼ばれる。これらの一時的痕跡はフーリエ解析のような信号処理技術を使用して解析されることが可能であり、それにより、強度対時間（持続時間）の棒グラフを作り出す。円錐形ビームを通って移動する細胞の速度プロファイルは分かっているので、この変換されたデータの収集は距離の棒グラフへと翻訳されることが可能である。
【００３１】
特許法に準拠し、かつ本発明の新規性のある原理を応用するために必要な情報を当業者に提供するため、および必要とされるような範例と特定化した構成部品を構成および使用するために本発明がかなり詳細に述べられてきた。しかしながら、本発明が特に別の設備、装置、および復元アルゴリズムによって実行される可能性があること、および本発明の真の精神と範囲から逸脱することなく設備の細部および操作の手順について様々な改造例が成し遂げられる可能性があることは理解されるはずである。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】円錐形ビームの範例の具体例を示す概略図であって、細胞がビームに関して速度ベクトル（ＶＺ）で移動し、かつ第１のスポットと第２のスポットを有し、それらのスポットが蛍光標識された分子プローブを表わし、それらの場所は、立体角がθである円錐形頂点から中心軸に沿って異なる距離のせいで異なる経路長を作り出す。
【図２Ａ】蛍光標識された分子プローブを表わすスポットのセットの範例を具体的に示す図であって、それらの場所は立体角がθである円錐形頂点から中心軸に沿って異なる経路長を作り出し、スポットは互いに関して様々な位置で配置される。
【図２Ｂ】蛍光標識された分子プローブを表わすスポットのセットの範例を具体的に示す図であって、それらの場所は立体角がθである円錐形頂点から中心軸に沿って異なる経路長を作り出し、スポットは互いに関して様々な位置で配置される。
【図２Ｃ】蛍光標識された分子プローブを表わすスポットのセットの範例を具体的に示す図であって、それらの場所は立体角がθである円錐形頂点から中心軸に沿って異なる経路長を作り出し、スポットは互いに関して様々な位置で配置される。
【図２Ｄ】スポットのセットが異なる場所にあるときに生じる一時的痕跡のタイプを示す信号出力の範例を具体的に示す図である。
【図２Ｅ】スポットのセットが異なる場所にあるときに生じる一時的痕跡のタイプを示す信号出力の範例を具体的に示す図である。
【図２Ｆ】スポットのセットが異なる場所にあるときに生じる一時的痕跡のタイプを示す信号出力の範例を具体的に示す図である。
【図３】ビームに相対して移動するスポットの考えられる場所を規定する双曲リボンの範例の具体例を示す概略図であって、場所はビーム内でのスポットの存続時間に対応する。
【図４】Ｘ，Ｙ平面内の双曲線のＺ軸に沿った像を示す概略図であって、（ａ）は点光源から双曲線の変曲点までの距離であり、（ｂ）は距離（ａ）における円錐形ビームの半径である。
【図５】対向するＰＭＴ発光検出器の配列を備えたエミッション・コンピューテッド・トモグラフィの復元用シリンダの範例を具体的に示す概略図である。
【図６】蛍光信号スポットを場所特定するために発光の一時的痕跡が投影から得られるトモグラフィ復元と組み合わされる工程の範例を示す概略図である。
【図７】蛍光信号スポットを場所特定するために多数の発光の一時的痕跡が投影から得られるトモグラフィ復元と組み合わされる、本発明に従って構成された光トモグラフィ・システムの範例を示す概略図である。
【図８】蛍光信号スポットを場所特定するために発光の一時的痕跡が投影から得られるトモグラフィ復元と組み合わされる、本発明に従って構成された光トモグラフィ・システムの範例を示すハイレベル・ブロック図である。
【図１】
2005525580.tif 000003
【図２Ａ】
2005525580.tif 000004
【図２Ｂ】
2005525580.tif 000005
【図２Ｃ】
2005525580.tif 000006
【図２Ｄ】
2005525580.tif 000007
【図２Ｅ】
2005525580.tif 000008
【図２Ｆ】
2005525580.tif 000009
【図３】
2005525580.tif 000010
【図４】
2005525580.tif 000011
【図５】
2005525580.tif 000012
【図６】
2005525580.tif 000013
【図７】
2005525580.tif 000014
【図８】
2005525580.tif 000015
【国際調査報告】
2005525580.tif 000016