"女性の被検者の胸部組織を、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、光源および光検出装置と、胸部組織の検査対象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、前記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領域内に伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を前記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2組のデータセット、すなわち、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、および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ように配置されていて、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プロセッサとを備える光学的システム。請求項1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。請求項1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。女性被検者の胸部組織を、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、光源および光検出装置と、胸部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、前記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、前記受信した光を前記光検出装置に供給するように構成されていて、胸郭上に胸部を広げた状態で、女性患者が仰向けになって使用するために構成されている前記光学モジュールと、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。女性の被検者の胸部組織を生体内で、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、光源および光検出装置と、胸部組織、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、前記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で伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を前記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、二つの組織領域の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。請求項1または請求項3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するように構成されている光学的モジュールを含む光学的システムであって、前記プロセッサが、前記両方の光学的モジュールから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。請求項1、請求項4または請求項5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。請求項7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。請求項7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。請求項1、請求項2、請求項3、請求項4、請求項5、請求項6、請求項7、請求項8または請求項9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。請求項1、請求項4または請求項5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セットを生成することができる光学的システム。請求項11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。請求項1、請求項4または請求項5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。請求項13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。請求項13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。請求項11、請求項12、請求項13、請求項14または請求項15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。請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、108Hz程度の第一の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ていて、前記第一周波数、前記入力ポートから前記検出ポートへの、光子の伝播の時間的遅延と互換性を持つ時間特性を持つ第一のオッシレータと、前記第一のオッシレータに接続していて、前記第一のキャリヤ波形により変調された前記光を発生するように構成されている前記光源と、前記導入した光の波形に対して、前記検出した波形の変化を判断し、それから前記波形における前記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て、前記位相がシフトした光が、前記検査した組織領域の散乱特性および吸収特性を示す位相検出装置と、測定した位相シフトに基づいて前記データセットを形成するように配置されている前記プロセッサを備える光学的システム。請求項17に記載の光学的システムにおいて、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と、前記第一の周波数から、103Hz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、前記検出した放射に対応する前記オフセット周波数で信号を発生するように配置されている検出装置と、前記オフセット周波数で、前記導入した放射を前記検出した放射と比較し、そこから前記位相シフトを判断することができる前記位相検出装置とを備える光学的システム。請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記入力ポートから前記検出ポートへの光子の伝播の時間的遅延と互換性を持つ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ているオッシレータと、前記オッシレータから前記キャリヤ波形を受信するように接続していて、前記周波数で変調された光学的放射を発生するように構成されている前記光源と、前記オッシレータから前記キャリヤ波形を受信し、予め指定したかなり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接続している位相スプリッタと、前記位相スプリッタから、それぞれ、前記第一および第二の基準位相信号を受信するように接続していて、前記検出装置から前記検出装置信号を受信し、そこからそれぞれ同相の信号と直角位相信号とを発生するように接続している第一および第二の二重バランスミキサと、前記二重バランスミキサに接続していて、前記同相の出力信号と前記直角位相の出力信号とを受信し、そこから前記データセットを形成するように配置されている前記プロセッサとを備える光学的システム。請求項19に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データセットを形成する前に、前記入力ポートのところで導入された前記光と、前記検出ポートのところで検出した前記光との間の位相シフトΘλを計算するように配置されている光学的システム。請求項19に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データセットを形成する前に、前記光学的入力ポートと前記光学的検出ポートとの間の、前記検出した組織内で散乱した光子の平均伝播通路の長さを計算するように配置されている光学的システム。請求項21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、前記検査した組織のヘモグロビン飽和Yを定量する際に前記経路の長さを使用する光学的システム。請求項19に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データセットを形成する前に、前記同相システムおよび前記直角位相信号の平方の和の平方根として決定された信号の振幅Aλを計算するように配置されている光学的システム。請求項23に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記光学的検出装置から前記検出装置信号を受信し、そこから直流出力信号を形成するように接続している狭帯域検出装置と、前記信号振幅と、前記信号振幅に前記直流出力信号を加えたものとの比率として、変調指数Mλをさらに決定する前記信号プロセッサとを備える光学的システム。請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、さらに、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ている少なくとも一つのオッシレータであって、前記光源が可視光線の波長または赤外線の波長を発生するように構成されている前記オッシレータに接続していて、前記光が、既知の光のパターンを達成するために前記周波数で輝度変調されるオッシレータと、二つの入力ポートから同時に導入されたパターンの光の輝度、または位相関係を制御するように構成されている前記コントローラであって、前記導入されたパターンが、少なくとも一つの方向に、光子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し、前記結果として得られる放射が前記伝播経路上で散乱し、吸収されるコントローラと、時間が経過している間に、前記検出ポートの方向に、前記組織内で伝播した、前記結果として得られる放射を検出するように構成され、配置されている前記検出装置と、前記の結果として得られる光子密度のかなりの勾配の上で、前記検査した組織の影響を示す前記データセットを生成するために、前記導入した放射に対する前記検出した、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ている前記プロセッサとを備える光学的システム。請求項25に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記検出した放射の位相を検出し、前記位相を前記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備える光学的システム。請求項25に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記検出された放射の振幅を検出し、前記振幅を前記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備える光学的システム。請求項25に記載の光学的システムにおいて、二つの入力ポートから導入した光のパターンの位相関係が180度である光学的システム。請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、前記光源が、比較的長い光のパルスを発生し、前記プロセッサが、光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前記二つのパルスの振幅を差し引くことにより前記データセットを形成する光学的システム。請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、組織の成分に選択性を与えるために、二つの選択した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。請求項30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。請求項31に記載の光学的システムにおいて、前記内発的な色素がヘモグロビンである光学的システム。請求項30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。請求項33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。女性の被検者の胸部組織を生体内で、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を設置するステップと、前記女性の被検者の胸部上に前記光学的モジュールを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、前記検出ポートの中の少なくとも一つのポートへ、前記検査対象の組織領域内を伝播した光の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、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。[好適な実施形態の説明]図1、図1A、図2および図2Aを参照して、女性被験者8の右胸部と左胸部を検査する。光学的モジュール12または14に接続した画像形成システムを使用する。光学的モジュール12または14は、可視光線から赤外線の領域内の光を供給する多数の光源例えば、レーザダイオード、LED、フラッシュランプおよび光検出装置例えば、光電子増倍管、シリコンダイオード検出装置、PIN、電子雪崩または他のダイオード検出装置を含み、この光検出装置は、干渉フィルタを含む場合もある。光源と光検出装置は、胸部組織の内側で光子が移動する光源-検出装置経路を多数供するように選択した幾何学的パターンを形成するように配列される。光学的検査システムは、検査対象組織の生体内での光学的データを提供し、そのデータは画像を作成するように処理することができる。画像は組織内にある、腫瘍や出血のような異常な構造物の位置と大きさを示すことができる。さらに、光学的データで、異常な組織構造の例えば、代謝生化学、病態生理学のような定性的および定量的な測定もできる。別の方法として、光学的モジュールは、一つまたはいくつかの光源に接続された多数の光ファイバと、PCT出願PCT/US96/00235とPCT出願PCT/US96/116301996年1月2日付と1996年7月12日付に説明してあるような一つまたはいくつかの光検出装置に接続された多数の光検出ファイバを含む。ある実施形態では、光学的モジュール12は9個のレーザダイオードS1、S2、...、S9と4本の光電子増倍管PMTD1、D2、D3、D4を含む。レーザダイオードとPTMは、検査対象の胸部に接触して設置した柔軟なゴム状材料の中に埋め込まれる。レーザダイオードと皮膚の間やPTMと皮膚の間に、サランラップ登録商標または類似の材料を置くことができる。同様に、光学的モジュール14は4個のレーザダイオードS1、S2、S3、S4と柔軟なゴム状材料の中に埋設した27個のシリコンダイオード検出装置D1、D2、...、D27を含む。図3-図7に示す光学的システムは、胸部組織の画像を作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。光学的モジュール12と14には、何組かの光学的入力ポートがあり、これは光学的検出ポートと相互に対称的になるように設置するまたは、等距離に設置する。あるいは、光学的入力ポートと相互に対称的になるように設置した何組かの光学検出ポートがある場合もある。しかし、通常、ポートを対称的に設置する必要はない。光学的システムは、光源や検出装置の利得を変えて、位置上の非対称をなくしてもよいし、光源や検出装置の利得を調整して、選択した非対称を導入してもよい。さらに、図3-図7に示す光学的システムは、右胸部と左胸部の上に左右の機能分化のために設置された二つの同一の光学的モジュール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。すなわち、右胸部と左胸部の対称部分を比較検査することになる。校正のために、例えば、40歳以下と40歳以上の女性の正常な胸部組織のものと同じ散乱係数と同じ吸収係数を持ち、いろいろな大きさと幾何学的配列を持つ一つまたはいくつかの胸部のモデル上に光学的モジュールを設置することもできる。別の方法としては、胸部組織のモデルの散乱係数と吸収係数を、選択した別の数値にしてもよい。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PMTD1、D2、D3、D4例えば、浜松R928、浜松R1645u、TO8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、および10.5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108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15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27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PMT0.5マイクロボルトの感度の中の一つに接続している。SSB送信機-受信機の組は、10~1000MHz好適には、50~450MHz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。この装置の位相ノイズは、約0.1度以下である。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。しかし、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。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1S1および2S2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1D1が、胸部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。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180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2S2および3S3をそれぞれ接続するように命令し、検出装置2D2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、100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40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。上記測定の前または後に、位相アレー画像形成システム15を女性の胸部の一つまたはいくつかのモデルについて校正することができる。校正の手順は、光学的モジュールをモデル上に設置すると、画像形成システムが、タイミングテーブル40に示すシーケンスを使用して、位相のデータと振幅のデータを収集する。画像形成システムは、例えば、40歳以下と40歳以上の女性の正常な胸部組織の散乱係数と吸収係数が同じである別の胸部モデルを使用することができる。可視光線または赤外線のもつ性質により、説明した光学的画像形成システムは、どの年齢の女性の胸部組織検査にも使用することができる。さらに、モデルをいろいろな大きさにできるし、検査中の女性の胸部の一つの形にしてもよい。例えば、モデルの形を仰向けに寝ている検査中の女性の胸部または、胸部と胸郭の一部の形と同じにする。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。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S1a、S2a、...、S9a、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、S1a、およびS2、S2a、...、S9、S9a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S1a、S2a、...、S9a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56a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62a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。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4S4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5S5に接続する。同時に、スイッチ48aは、180度の位相の50MHZ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4aS4a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5aS5a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1D1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各波長の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、囲んだ光源コードを含むアルゴリズムを使用して、画像を形成するために上記測定値を使用する。最初にシステムは問題の領域を発見するために、手早く画像を撮影する。その結果、光学的モジュールは、最適の幾何学的形状を発見するために、移動することができる。最適な幾何学的形状を発見した場合には、780ナノメートルのデータおよび830ナノメートルのデータすなわち、位相データおよび振幅データの両方が取得され、ディスク上にセーブされる。1993年12月23日にWO93/2514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。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μs’=10cm1および吸収特性μa=0.04cm1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。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、10~100MHz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DBM122および124に、それぞれ、0度位相信号118および90度位相信号120を供給する。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136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I144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R142を供給する。直流検出装置138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=tan1I/Rおよび検出した光学的放射の振幅A=R2I212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。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。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LD1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102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。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。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11235-0003、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-21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。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107BA2および位相シフタ109Bφ2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。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。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、45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S1a、S2a、...、S9a、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、200MHz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、10~1000MHz、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188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。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152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S1a、S2a、...、S9a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S1a、S2a、...、S9aは、各シーケンスでトリガされる。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し、以下に説明する画像を発生する。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。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、106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、50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。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。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。アルゴリズムは、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。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、164x4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。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。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。CTの分野では周知の逆投影アルゴリズムを使用することができる。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。上記の逆投影再構成アルゴリズム内においては、光子密度画像を形成するための加重アルゴリズムを使用することができる。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、1996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。振幅打ち消し画像形成システム200の他の実施形態は、図2A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、106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。正常な胸部組織の場合には、検出装置D1およびD11は、同じ輝度の光を検出し、そのため、差動信号はゼロになる。すなわち、検出した振幅は打ち消される。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、反対側の胸部上に設置されている第二の同じ光学的モジュール14を使用する。二つの胸部について収集した血液量の画像、および血液の酸素結合量の画像は、差動画像を供給するために差し引かれる。この差動画像は、一方の胸部内に位置する組織の異常をもっとハッキリと示す。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~100kHz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。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。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、WO92/20273として1992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252Aおよび252Bを含む。圧縮空気も使用することができる。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輝度規制は、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。図8について説明すると、画像形成システム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2Aの光学的モジュール14に接続していて、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、囲んだ光源コード内でアルゴリズムを使用する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、下記の画像を形成する。図11-図13は、他のタイプの振幅検出回路、および米国特許第5,673,701号の対応する仕様を示す。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。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。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8A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S1a、S2b、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データを記憶する。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、AGC274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。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。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100kHz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308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。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、8kHz、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。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。例示としてのものに過ぎない臨床研究の場合、多数の女性患者を異なる体位で検査した。第一の場合、患者は、画像形成光学的モジュールにより胸部を支持された状態で、背筋をまっすぐにして座った。第二の場合、患者は、光学的モジュールのパッド上に胸部を押しつけた状態でうつむけに寝た。第三の場合、患者は、胸郭の上に胸部をできるだけ平らに広げた状態で仰向けに寝た。第三の場合、患者は、仰向けに寝た。胸部を平らにしたこの体位が、年齢が40才を越えた患者内の疑わしい塊の画像を形成するのに最適な体位であった。また、第三の体位は、40才以下の患者に対しても好適である。何故なら、胸郭の筋肉および胸郭のマッチする組織の背景が、適当な境界状態を供給するからである。この幾何学的形状の検査対象の組織の厚さは、通常、胸部が大きい場合でも、4~5センチ程度である。まず、最初に、画像形成装置を胸部モデル上で校正した。検査中、患者または付添いが、胸部の指定の部分上に光学的プローブ14を保持した。反対側の胸部上の鏡像領域が、同様に、記録された。触診、X線マモグラフィ、超音波検出、fMRIまたは針バイオプシー入力より入手した事前の情報を利用して、各胸部から8秒以内に画像を入手した。触診情報だけを持つ他の画像を撮影した。その結果、光学的プローブ14の10x10平方センチの能動的領域が疑わしい塊をカバーした。設置したプローブは、光学的画像上でハッキリ見ることができる、乳首を含んでいるものもあったし、含んでいないものもあった。逆投影アルゴリズムにより、光学的画像を形成した。上記画像は、各波長例えば、750ナノメートルおよび830ナノメートルに対する左の胸部データからモデルデータを差し引いたフォーマット、右の胸部データからモデルデータを差し引いたフォーマットで表示することができる。別の方法としては、胸部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、モデルの校正を行うことができる。さらに、画像は、両方の胸部内に対称的に位置する可能性のない、疑わしい塊のような任意の組織の違いを強調するために、各波長に対する右の胸部と左の胸部との間の違いである場合もある。画像は、また、各胸部の検査対象の組織の血液量、および血液酸素結合量の画像を形成するために処理することもできる。血液量の画像は、750ナノメートルのデータの0.3倍と、830ナノメートルのデータノイズ1.0倍の和である。血液の脱酸素量の画像は、750ナノメートルのデータと、830ナノメートルのデータとの間の差である。上記係数は、モデルシステムの血液試験による入手したものである。画像は、反対側の胸部組織領域のデータをベースラインとして使用した場合、最も高い特異性および感度を持ち、血液量のデータおよびヘモグロビン脱酸素量のデータの両方が画像形成され、その位置が比較される。血液量の画像とヘモグロビン脱酸素化の画像は、検査対象の胸部内の疑わしい異常の特性を表示する上で重要な手だてとなる。血液量の画像、ヘモグロビン酸素添加の画像それにヘモグロビン脱酸素化の画像は、一つの波長の画像と同様に、異常組織の領域を位置決めすなわち、異常構造物の検出に役立つ。これらの画像を使用して、疑わしい組織異常の新陳代謝や病理の特質を明らかにすることもできる。特に、血液量の増加を示す信号は、血管形成要因の結果として腫瘍の血管質が増加したことによる、脂肪質組織の背景に関係していることが観察される。要因には、腫瘍の活発に新陳代謝している領域や、壊死性/枯死性の領域がある。一方、ヘモグロビン脱酸素化信号は、新陳代謝の強さに関係している。すなわち、酸素の送り出しと取り込みのバランスは、腫瘍内では通常、酸素の取り込みが酸素の送り出しを超えて重点的にバランスしている。酸素の取り込みの増加は、特に、攻撃的に成長中でおそらく転移性の腫瘍に起こる。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。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。以下に述べるのは、光学的モジュール14を使用して、図8の振幅打ち消しシステムで取得した臨床データの例である。図9Aおよび図9Bは、それぞれ、仰向けに寝ているすなわち、第三の姿勢の患者の検査中の左胸部と右胸部を示している。右胸部図9Bには、乳頭303の下方に位置した疑わしい箇所301が含まれていた。図10A-図10Dは、逆投影画像で、図9Aおよび図9Bに示すような光学的モジュール14を使用して、図8の振幅打ち消しシステムで収集したものである。図10Aおよび図10Bはそれぞれ、750ナノメートルと830ナノメートルでのモデルデータで補正した右胸部の画像である。x座標とy座標はミリメートルで表してあり、モデルに関しての強度は0V~3Vで表している。図10Cは、右胸部の血液脱酸素化の画像で、モデルデータで補正したものである。図10Dは、右胸部の血液量の画像で、モデルデータで補正したものである。図11Aおよび図11Bはそれぞれ、750ナノメートルと830ナノメートルで、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いた画像であるNo.18。図11Cは血液の脱酸素化の画像で、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いたものであり、図11Dは血液量の画像で、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いたものである。これらの画像は信号レベルが高いので、腫瘍を高度に一致した状態で示す。図12A-図12Dは、X線マモグラフィによって左乳房の乳頭の下に疑わしい箇所が認められた患者の光学的画像である。図12Aおよび図12Bは、それぞれ、750ナノメートルと830ナノメートルで右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いた画像である。図12Cは、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いた血液の脱酸素化の画像であり、図12Dは、右胸部のデータから左胸部のデータを差し引いた血液量の画像である。図12Cおよび図12Dは、血液量の増加はわずか0.18Vであり、脱酸素化の数値は約0.4と小さく、陰性であることを示している。従って、これらの光学的画像が異常であるとは考えられない。図13Aおよび図13Bは右胸部の画像で、それぞれ750ナノメートルと830ナノメートルでのモデルデータによって補正したものである。図13Cは右胸部の血液の脱酸素化の画像で、モデルデータによって補正したもの、そして図13Dはモデルデータによって補正した右胸部の血液量の画像である。<画像についての考察>図14は、例として供されたマモグラフィデータガイダンスによると疑わしい塊のある患者の研究30例の二次元図である。特に、図14は、測定した塊の血管形成と代謝亢進作用を、血液量の増加と脱酸素化の増加として示している。すべての患者に手で触れる塊があり、および/またはX線マモグラフィおよび/または超音波で疑わしい乳房の塊が検出されていた。患者13、16、18と24には癌性の塊が認められ、一方、患者17、20、25と28は、癌性の塊がある危険性が大きかった。図14に二次元性があるため、血液量のデータの信号強度と脱酸素化のデータの信号強度に従って感度と特異性を割り当てることができる。図14の信号領域を四つのゾーンに分割した。ゾーンIは血液量の数値が約2.4V以上で脱酸素化の数値が約1.4V以上の領域とした。ゾーンIの下方に位置するゾーンIIは、血液量の数値が約1.7V以上で脱酸素化の数値が約0.75V以上の領域とした。ゾーンIIの下方にあるゾーンIIIは、血液量の数値が約1.3V以上で脱酸素化の数値が約0.2V以上の領域とした。ゾーンIVはゾーンIIIの下方に位置した。ゾーンIでは、患者4人のうち3人に癌性塊があった。ゾーンIIIとIIでは、患者5人のうち3人に癌性塊があった患者30は計算に入れない。<双方向性信号>これらの症例では、双方向的な一致が診断の助けとなる。症例によっては、特に、乳房に癌のある場合点13GR、モデルに関して測定した左と右の胸部の信号が同じ形をとるので、マモグラフィで不透明に見える左右の胸部の引き算をしても、指定された左乳房の外側下部に見分けのつくような目的物を示すことはできなかった。残っている形が実際に画像の底部に見えていながら、その部位の明暗は強くなかった。血液量の信号と脱酸素化の信号は、約0.9Vと0.4Vであった。しかし、モデルを基準として使用すると、画像の中央部と左部分が2Vと0.9Vの信号を出す。この信号は図14のゾーンIIに入る。しかし、このような塊はさらなる研究をすることが望まれる。被検者30正常と思われるは、右胸部の左部分で特異な信号を示したが、右胸部の異質で不透明であった領域では特異な信号を示さなかった。この被検者30の左胸部のデータからモデルデータを差し引いても、重要な特徴は見られなかったが、右胸部のデータからモデルデータを差し引くと、血液量においても脱酸素化においても明白な異常を示した。この異常は、右胸部の中線沿いの内側のデータに現れ、一致する量から見て非常に重大な信号であった。本被検者のスコアは2.5Vおよび1.9Vで、乳房の密度が不均等である43歳が、マモグラフィでは腫瘍は認められない、と記録された。<モデル胸部を基準にした研究>患者25KSでは、左乳房の9~11時の位置、乳頭の近くに塊があるのが見つかった。どちらの乳房も、まるで胸部に普通でない腺があるような、または活発な新陳代謝の特性があるような暗示的な血液量の信号と脱酸素化の信号に特徴があった。しかし、モデルに関した脱酸素化の画像中のマモグラフィが指定した領域に、非常にはっきりした箇所があった。が、血液量からモデル画像を差し引いて一致する位置には、ほとんど信号がなかった。引き算2では一致は少なく、ここでもまた脱酸素化では画像が小さく、マモグラフィの表示では、大きな非一致画像があった。このように、反対側の乳房からの背景干渉があるため、被検者25の光学的データは、モデルに対比して記録したすなわち、左胸部のデータからモデルデータを差し引いた。被検者15にはモデルについての光学的データはないが、血液量の形は酸素添加と一致がないことが検出された。被検者8LAの光学的画像では、左乳房と右乳房のどちらにも、乳頭の下方に疑わしい塊があった。実のところ、血液量の画像では左右の乳房はかなり良く一致していたが、酸素添加塊は疑わしい塊から離れていた。このように、血液量差異の画像では、塊は疑わしい領域に画像を残すことなく消失した。23歳の被検者9には、左乳房にマモグラフィが指定した中央下部の塊が認められた。左右両乳房で、血液量中央胸部信号が一致し、これは両乳房で脱酸素化の強度が低い部分が広く分散していることを示している約1.8V。この被検者には、脱酸素化の一致について、両乳房で同様な異常が認められた。この被検者は、左乳房についてのみ記録されたが、その数値はそれぞれ約1.8Vと0.5Vであった。左乳房の中央近くに繊維性腺腫のある27歳の患者28が示したのは、3.8Vという非常に大きな血液量の信号と、一致度の乏しい0.7V、比較的小さくて分散した脱酸素化信号であった。この信号をゾーンIIIに入れた。<乳頭の信号>反対側右乳房では、乳頭は血液量の画像でも脱酸素化の画像でも約1センチの形で現れており、これは信号レベルがそれぞれ約1Vと1.2Vと低いことを証明している図13A-図13Dを参照。<二次元図表>図14-図17は、光学的データを示し、分析するためのものである。図14はマモグラフィによるデータに基づいて数値を求めた光学的データを示している。図15は疑わしい塊指針にのみに基づいて図14に示している光学的データの図表であり、基準として反対側乳房のデータを用いている。図15Aは、疑わしい塊指針のみに基づいて図14に示す光学的データの図表であるが、基準としてモデル乳房データを用いている。図14、図15および図15Aの間にある差は、次の通りである。図14では、計算されたデータが決まったマモグラフィ位置に基づいている。血液量と脱酸素化の数値は、マモグラフィ位置に最も近い位置で測定される。一方、図15では、血液量の一致と、酸素添加に胸部のどの位置ででも変化が観測されればその変化が用いられる。対側乳房すなわち、反対側の乳房を用いることで、非癌性組織からの信号を減少させることができるが、対側乳房での測定が常に可能とはかぎらない。図16A、図16Bおよび図16Cに示す柱状図は、図14、図15および図15Aに示した光学的データを、血液量プラス脱酸素化の関数として表している。図16Aは、マモグラフィから得る情報はすべて指針として用い、偽陽性5と偽陰性0を含んでいる。図16Bでは、基準として対側乳房を用いているが、血液量の画像と脱酸素化の画像は一致したままであった。ここでは、四つの癌が重大な一つの房を形成しており、再び右側上部に患者17すなわち、異形成のデータを含んでいる。図16Bは、4ボルト以上と増進した分離物を示している。対側乳房を使用することで、正常な患者は3.5ボルト以下の信号群に入り、3.5Vと5.2Vの間に大きな間隔が生じる。さらに、癌性のデータは、偽陽性1と偽陰性1とともに5.2V以上の群に入る。図16Cは、モデル乳房を基準にした光学的データを示している。しかし、モデル乳房を使用した表示では、多くの研究で一致テストに失敗していることに気づく図16C。厳密には、30例のうち基準に合ったのは11例のみであった。このことは、一致テストによって限定性が増すことを示唆している。<相互表示の数量化>原則として、脈管形成血液量と代謝亢進組織の低酸素症は、類似の、そしてしばしば同一の組織の位置に発生する。そこで、疑わしい塊の同一性をさらに強化するために、血液量の画像と脱酸素化の画像の一致性を表す数値を求めた。以下に述べる一致性を数値化する方法は、ピクセルごとに実行した。最初の段階では、二つの画像を標準化して最大信号を均等化した。あるコンピュータプログラムを使用して範囲を選択し、残っている空間的一致性と、血液量の信号の積分値を求めた。次に、ピクセルごとに引き算をして残る数値を得たら、この数値に基づいて二つの形、すなわち血液量と脱酸素化の一致を概算する。この計算は、検査によって一致が見込まれる形について行った。残った非ゼロピクセルの全体を、全体の信号と比較する。より簡便に数値を求める方法として、差異の最大値を得て、それを二つの画像用に標準化した数値の最大値で割ることもできる。次のテストを、図14の右上部領域にある画像に対して行った。図17は、疑わしい塊のある患者における30件の研究を要約する4次元グラフである。血液量ボルトは横座標に、脱酸素化ボルトは縦座標にとった。画像から測定された大きさは、円の直径として表した。血液量の画像と脱酸素化の画像の間の一致率は、色目盛りで表してある。下記は、図17の色目盛りで得た一致信号の百分率のカラーコードである。1-最大重畳残余/最大血液量信号×100図を要約すると、次のようになる。1.疑わしい塊の画像の大きさ最長寸法の1/2として座標に記入。2.血液の量と血液の脱酸素化の一致は、色で記入。3.一致領域における血液量は、ボルトで測定横座標の目盛り。4.一致領域における血液の脱酸素化縦座標の目盛り。例えば、図の右上四分円内の所定の大きさの赤い点は、血液量が大きく、脱酸素化も大きく、二つのパラメータの位置的一致度が高い、疑わしい塊を示す。この図での測定のいくつかでは、一致が見られなかったか、高い血液量がなかったか、大きな血液脱酸素化がなかった。これらは、主として左下四分円内にある。この予備研究では、腫瘍再生の指標として、血管形成と代謝亢進を組み合わせて用いた。この研究では、マモグラフィによる/超音波による腫瘍の塊の位置を手引きとしてきたが、光学的測定を行うための位置、また、血液の量と脱酸素化の画像の解像度が両者の一致度を判断するのに適している位置を見分けるために前記の情報が必要であったのは、1例のみであった。一致度のレベルは、癌の画像については>70レベルである。このように、形態学がこれらの研究の強みであり、腫瘍の大きさの二次元投影は画像で示される。一局所に集中して起こる血液量と脱酸素化の増加は、この研究の根本的な基準として用いてきた。その他は、感度/特異性に寄与する。その第一は、一致度の試算で、これは図の右上コーナーの研究では80以上であるが、左下部門の研究では低い。図17は、血液量と脱酸素化の一致度を図の余白に示す色目盛りで図示する。一致度は、癌患者で非常に高いことがわかる。一致度は、左下コーナーでは低く、70より低い場合は青色を使用する。一致しない画像を比較するのは興味深い。通常、一つの特徴か別の特徴か、血液の量か脱酸素化かが明確になるのは、補足しあう特徴が完全に分散している時である。第三のパラメータを図に加えてもよいのだが癌の症例ではすでに加えてあるのだが、このパラメータは、センチメートルで画像の大きさの半分になっており、有癌組織の面積はほとんど、直径1センチと2センチの間である。<乳房マッチング媒体>別の研究では、腫瘍とほぼ釣り合うμa、μsの液体に胸部を浸した。腫瘍がもたらした異質部分以外の胸部を、光学的に見えなくしようというわけである。これは、透過の測定が胸部を通して行われる場合にはかなり重要であることがわかっている。しかし、上記研究では、各患者は仰向けに寝ていて、乳房は胸部、体壁および胸郭に接しているので、光学的放射に対して釣り合った背景を形成していた。乳房が肥満している場合は、柔組織が胸部からあふれ、組織はより薄く、光学的により好ましくなる。この場合、疑わしい塊は、乳房が垂れ下がっている場合より、ずっとうまく検出される可能性がある。リンパ管も、この方法で研究することができる。<解像度がより高い画像>以前の研究では、光学的断層撮影をする時に、吸光度の二次元放射によってX線画像をまねようとしてきた。通常、例えば、Fantini他が示したように、圧縮した乳房と透過時間を使用する方法または周波数領域法を使用して2平面に行ってきた。この技法が成功するかどうかは、分散しているか、または光を吸収している物質の構造が、正常な乳房のものとは異なっていることを見極めることのできるX線医の能力次第である。しかし、高い解像度は、癌をマモグラフィで確認する場合に通常拠り所とする、このような構造的な特徴を正確に線描する上で必要である。また、解像度が高ければ、装置が集約的になるとともに、時間も集約的になる。すなわち、PET/MRIに匹敵するような解像度を達成するには、光源と検出装置の数多くの組み合わせが必要である。この研究では、画像形成分解能は主として、腫瘍の光学的特性を、正常な、そしてしばしば脂肪質の組織に関して定量する際に、信号対雑音比を増大させるのに使用している。上記システムでは、画像形成分解能は主として、腫瘍の光学的特性を正常な組織に関して定量する場合に、または正常組織のモデルに関して定量する場合に、信号を雑音比まで増大させるのに用いている。しかし、光学的システムで収集する血液量、酸素添加および脱酸素化についてのデータは、解像度の高い画像形成に全面的に依存しているわけではない。光源や検出装置の数を増やした光学的システムがあれば、空間分解能をより高くすることができる。さらに、光源-検出装置の分離すなわち、入力ポートと検出ポートの分離がもっと進めば、導入する光学的放射をより深く浸透させることができる。選択した隔離値を用いれば、前記の画像形成装置で、三次元再構成に使用する三次元の光学的データを収集することができる。特許請求の範囲は、その他の実施形態を含む。"