"周辺光において生体対象内の目標組織を検出する方法であって、a光源からの追加光を用いて周辺光において対象を照明し、目標組織が前記照明光と相互作用して前記照明光を変更し得るように前記光源が選択されている段階と、bゲート光検出器を準備する段階と、c前記光検出器を前記対象と光学的に結合させる段階と、d前記変更された光において前記周辺光に対して実質的に強化された光を前記検出器が検出するように実行される、前記検出器をゲート制御する段階と、e前記ゲート制御段階により更に正確又は確実に決定可能である前記目標組織の測定可能なパラメータを、前記検出された光の分析を用いて決める段階と、f前記決定に応答して出力信号を生成する段階と、を含むことを特徴とする方法。前記検出器は、画像化デジタルカメラであり、前記出力信号は画像であることを特徴とする請求項1に記載の方法。検出器のゲート制御と同期した短い光パルスで照明する追加光を用いて照明する段階を含むことを特徴とする請求項1に記載の方法。目標細胞の弱い自然信号を強化することにより、周辺光において生体対象内の目標細胞を画像化する方法であって、インビボの目標細胞に対して測定可能なコントラストをもたらすように選択された光学造影剤を対象に投与する段階と、前記造影剤が体内で十分に機能的な分布及び定位を達成するまで待機する段階と、インビボの前記造影剤が前記照明光と相互作用して前記照明光を変更し得るように選択され、強度が時間的に可変であるように更に構成された光源からの光で前記対象を照明する段階と、前記対象と光学的に結合された時間ゲート制御カメラを設け、前記対象をモニタリング又は画像化するために前記カメラを使用する段階と、前記カメラが前記変更光において周辺光に対して強化された光を検出するように、光源強度の前記時間的変動の関数として前記カメラをゲート制御する段階と、前記造影剤の分布及び定位の機能に基づき、前記検出光を使用して前記目標細胞の測定可能なパラメータを決める段階と、前記決定に応答して出力信号を生成する段階と、を含むことを特徴とする方法。ここで、本発明のシステム及び方法の一実施形態について説明する。本システムは試験済みであり、一実施形態の説明の後にシステムの実施例が提供される。図1に示す装置又はシステムにおいて、光は、高強度パルス光源105この場合、742ナノメートルパルスレーザ、型番LDX-3115-740-HHL、LDXオプトロニクス製、米国テネシー州メアリービル所在によって放射される。光源105は、内蔵ビーム成形光学装置様々な円筒状成形レンズ、エドマンドサイエンティフィック製、米国ニュージャージー州バリントン所在を有し、光を光結合器113に通して、結合器113からの光を使用して対象133の組織領域131を照明する。結合器113は、光ファイバーとすることができるか、又は、照明光源105と組織領域131との間の空域とすることができる。領域131は、目標組織137の細胞を含む。目標組織137は、組織137を通して分布されて図2の画像194内で蛍光を発するように示されている光学造影剤でラベル付けされる。再度図1を参照すると、ゲート検出器145Gen-4ゲートICCDカメラ、I-max612/Dモデル、ローパーサイエンティフィック製、米国ニュージャージー州トレントン所在は、変更光が光結合器140及び高効率帯域通過フィルタ141を通過した後に変更光144を対象133から受信する。フィルタ141によりレーザ光を実質的に阻止することができ約106~108、室内光の大部分も阻止することができる>90。任意選択的に、フィルタ141は、N個のフィルタを使用して構成することができ、そのいずれか1つは、複数の染料に対する感度又は組織領域131内の染料放出の深さに対する感度を生み出すように検出器145の前に配置することができる。検出器145及び光源105の両方は、コンピュータ181によって制御されているタイミング発生器156にケーブル157、158、及び、168を通じて結合される。コンピュータ181は、光源が対象内に信号を引き起こした時に限り光を集めるように検出器145をトリガし、従って、高レーザ電力が頻繁に使用されないように準備する。これによって2つの目標が達成される。第1に、統合された測定期間は短く、その結果、周辺光の大部分が除外される。第2に、弱い誘導信号の強度が最大化され、その結果、信号の強度が改善される。コンピュータ181による検出器145のトリガは、光源105によって与えられる照明と同期させてもよく、又は、信号改善のために信号減衰動力学を利用するように僅かに遅延させてもよい。代替的に、光源105は、短い測定時間に加えて非常に低い周辺光の背景でデータをナノ秒単位で収集することができる十分な電力を有するようなアレキサンドライトレーザLAI-101モデル、ライトエージ製、米国ニュージャージー州サマーセット所在のような非常に明るい光源であってもよい。また、光源105は、ファイバー結合又はレンズ結合され自由空間ではなく、検出器と共線的か又は当業技術で標準的な他の変更を施されたN個の多重光源105A~105N様々な波長を有する異なるダイオードなどで構成してもよい。任意選択的な基準ファイバー169は、光源105の光学特性をモニタリングする時に使用される組織又はサンプルを迂回する。同様に、検出器145は、M個の多重検出器経路151A~151Mであってもよい。目標グリッドは、グリッドレーザ173を使用して組織フィールド上に投射することができる。レーザ173からの光は、ホログラフィックフィルタ175を通過し、外科医が見ることができるほかグリッドレーザ173がオン時に画像内で見ることができるグリッドを創出する。このグリッドは、ユーザが組織上でみるものをユーザに表示されるどの画像でも見られるものと共に視覚的に同時登録する方法を提供する。このような定位グリッドは、外科医がビデオ画面上などの出力装置上に提示された画像にリアルタイムで応答する上で必須のものであろう。検出器145からの未処理生画像は、リンク167を通じてコンピュータ181制御下でダウンロードされ、ケーブル183を通じてメモリ174に記憶される。多数の生画像をメモリ174に記憶することができ、後の統合、平均化、背景除法、エッジ検出及び鮮鋭化、及び、機器応答又は表示改善のための他の画像修正技術を可能にする。また、メモリ174は、画像化されて後で比較される組織の多重領域を可能にする。各生画像は、コンピュータ181制御下でリンク183及び185を通じてコントラスト画像処理エンジン184に通され、生画像は、そこで処理され、解析され、組み合わされて、造影剤の分布及び定位の尺度である出力をもたらす。ここで、処理エンジン184について以下で検討する。エンジン184による造影剤141の定位及び分布の判断は、解析ルーチンを有して構成され、収集されたデータに基づいて造影剤の定位及び分布の尺度を提供するように配置されたコンピュータによって行われる。しかし、エンジン184はまた、組織又はコントラストの位置出力を提供するように構成された計算機又は他の装置とすることができるであろう。上述のように、コンピュータ181は、エンジン184で使用されるものとは異なるコンピュータであってもよいし、同一のコンピュータを両方の機能に使用してもよい。この好ましい実施形態においては、処理エンジン184は、2つの機能、すなわち、画像処理及び統計解析を行うように構成されたコンピュータである。画像処理に関して、エンジン184は、a対象画像と呼ぶ、室内光でユーザに表示された時の組織領域131の画像、b照明画像と呼ぶ、ソースレーザ105がオン時の領域131のゲート制御画像、及び、c背景画像と呼ぶ、ソースレーザ105がオフ時の領域131のゲート制御画像を収集する。対象画像は、試験される組織の位置に対してユーザを方向付けるのを助けるため、また、任意の特定された目標組織の位置を識別するために使用され、一方、背景画像は、背景修正サンプル画像と呼ぶ背景修正組織画像を生成するために、光源105からの光がない場合に背景信号に対する照明画像を修正するのに使用される。各画素において背景画像の値を照明画像内の各画素から差し引くことにより、エンジン184は、コントラストマップを生成する。照明画像及び背景画像の各々は、当業技術において知られている手法を使用してエンジン184によって統合、円滑化、平均化、又は、蓄積することができる。代替的又は追加的に、反復する対象画像及びサンプル画像は、複数のゲート制御及びレーザ照明期間中にCCDチップ自体において収集及び統合することができる。このことは、ICCDから読み取られたノイズの相対的大きさを低減し、実施例2から実施例5までに使用された。別個の画像が各パルスで収集された場合、これらの画像の加算は、複数の収集期間及び複数のレーザパルスの間にエンジン184によって数学的に行うことができる。サンプル及び背景画像の収集は、連続的に発生してもよく、又は、複数のサンプルは、連続する画像収集の各々でレーザを交互にオン/オフすることで平均化のために交互配置してもよい。この処理手法に、エッジ検出、画像鮮鋭化、又は、フラットフィールド修正後者は、不均一な照明及び反射の影響の低減に使用されるなどの標準的な画像処理手法を追加することができる。例えば、画像は、画像の不規則ノイズの大部分を除去するために、画像標準偏差の調節可能な倍数においてクリップすることができる。図2に示すように、エンジン184は、次に、コロニー化された背景修正組織画像及びグレースケール室内光対象画像を取り、これらの2つの画像を1つの画像に融合する。これを達成するために、対象画像191は、最適なコントラストが得られるようにスケーリングされ、グレースケール画像193に変換される。背景修正組織画像194は、処理及びスケーリング後に疑似色画像195に変換される。画像193及び195が融合された時、結果的に得られる表示画像197は、目標組織の位置、深さ、及び/又は、細胞数を示すカラー組織画像によって重ね合された患者の白黒画像グリッドレーザ173が対象画像収集中に使用された場合は可視グリッドでを示す。画像197の色は、1平方センチメートル当たり100個を超える癌細胞を有する細胞の集まりを示すなどの定性的のものか、又は、その特定画素に関して1平方センチメートル当たりの癌細胞数又は目標信号の平均深さを示すなどの定量的なものとしてもよい。任意選択的に、エンジン184は、実施例10で後述するように、信号深さを判断するために造影剤からの分光信号を使用してもよい。これは、組織が不均等に光の異なる波長を散乱させるので可能である。また、エンジン184は、種類別に組織を識別するために、造影剤からの分光信号又は近くの組織からの自然信号を使用することができ、これを行う方法は当業技術で公知である。エンジン184が光源105内のあらゆる勾配又はホットスポットに対して修正を行うために、次に、レーザからの照明だけの画像を手術前に収集し、上述のように背景に関して修正された照明分布画像を生成することができる。代替的に、予め選択された波長での反射強度を使用して反射率画像を作成してもよい。その後、背景修正組織画像の各強度点は、背景修正照明分布画像の対応する強度点で割算され、照明修正組織画像を生成することができる。統計処理に関しては、エンジン184は、組織領域131に位置する目標化された造影剤によって生成された信号のようなもしあれば誘導信号の位置、存在、数、深さ、及び、画像の識別に必要な統計的処理段階を実行する。照明、背景、背景修正組織、及び、コントラスト画像に関して計算された統計値には、平均値、標準偏差、検出信号の統計的有意性、SN比強化、及び、腫瘍容積などが含まれる。最終画像内のノイズに対する指定上限値でのクリッピングは、実施例4に示すように小さな癌を見ることを可能にする。コントラストの定位は、判断に至るために一組の判断基準1つ又はそれ以上の波長での蛍光強度、2つ又はそれ以上の波長での強度比、スペクトルの一次微分、又は、分類上の決定を下す元となる閾値などのスペクトル又はスペクトルの特徴に対する計算的比較を用いることにより改善することができる。このような基準値は、スペクトルの意味のより良い理解に到達するように経時的に更新することができ、各センサがある特定の組織セットに関して又はある特定の診断手続きに関して較正された状態になるようにセンサ自体に組み込むことさえできる。これらの基準値をセンサに組み込む1つの方法は、画像化装置の回路内への読出し専用メモリROMチップの搭載であろう。同様に、当業技術で公知のように、識別は、背景修正及び機器応答機能の修正によって改善し得る。蛍光測定及びスペクトル解析の公知の手法は、それらが周辺光においてインビボの目標化された造影剤の位置及び分布の尺度を判断するのに使用される時は常に、特に人間の組織などの散乱媒体内の腫瘍の位置を判断するのに使用される時は、本発明の範囲に該当する。また、このような目標化及び定位には、組織の化学的、物理的、又は、受容体に基づく解析を可能にする方法を含むことができ、光学データのヘモグロビン、水分、及び、脂肪などの濃度への分解を可能にする。このような識別を使用して、癌、神経、動脈、血管、リンパ節、白血球、及び、筋肉などの体内の組織を特定することができる。更に、コントラストエンジン184は、任意の時間に使用されている1つよりも多い造影剤を検出できるように構成することができ、従って、実施例9に示すような二重又は三重のラベル付け検査における場合のように、複数の造影剤を使用することができる。このような場合には、目標は、1つよりも多い目標化された特徴の同時の存在を表示するか、又は、他ではなく1つの目標化された特徴を表示する組織としてもよい。また、単一又は複数の造影剤を使用して、実施例10に示すように信号の深さも同じく測定することができる。画像解析の結果はコンピュータ181に伝えられ、コンピュータはそれに応答して出力195を生成する。ここで、出力195について更に詳しく検討する。出力は、ユーザが造影剤の分布及び定位に関する情報を取得することを可能にする予め処理された信号である。好ましい実施形態において、出力は、目標組織の存在、位置、程度、及び/又は、深さを示す色の重ね合わせと組み合わされた組織の白黒室内光画像から成る融合画像である。この表示は、絶対的な表現例えば、正確に配置されているか否か、又は、相対的な表現処置される組織からの距離及び角度のいずれかで目標組織の位置、分布、及び、深さと、その目標組織に対する近くの任意の手術器具の相対位置とを示すことができる。検出された信号に基づいた造影剤の分布及び定位の尺度であるこの計算結果が出力195である。好ましい実施形態の本説明において、コンピュータ181は、対象画像及びコントラストマップを融合してユーザに示されることになる表示画像を生成する。しかし、この結果は、診断上の分類実施例1に示すような特定の造影剤又は目標組織の有無など、表実施例2、3、及び、9に示すようなピーク目標強度、平均目標強度、背景ノイズ、SN比、検出信号のp値、又は、1つ又はそれ以上の造影剤又は目標組織の存在など、グラフ実施例1及び2に示すような時間又は距離に亘る造影剤又は目標組織の有無など、数字実施例1及び2に示すような造影剤又は目標組織までの距離、又は、ピークコントラスト強度など、画像実施例1から5までに示すような造影剤の位置、分布、及び、深さと、歩哨節などの目標組織など、処置の終了を示すフィードバック信号、又は、ツールの作用を停止するインターロックとしてもよい。システム作動の説明予定された処置又は療法の約7日前、対象133は、抗体を目標にした造影剤の静脈注射を受ける。注射と画像化のこの時間差は、オクトペプチドなどの小さい分子を使用した時の方がかなり短くなる可能性があり数分から数時間まで、同じく染料が局所活性化を必要とする時の方が短くなる場合もあり、その結果、本システムで検出不可能な目標組織に到達しなかった循環するコントラストをもたらす。どちらの種類の目標化分子が使用されても、造影剤は、インビボで必要な目標細胞に対して測定可能なコントラストをもたらすように選択される。この実施形態において、染料は、抗体と共有結合的に結合された蛍光分子Cy7Nycomed-Amersham製、英国バッキンガムシャー所在である。注射後であるが画像化前の期間において、造影剤は、目標組織に集中することによって体内で十分な分布及び定位に到達し、かつ、新陳代謝又は他の場所で排泄されるための十分な時間を有する。このようにして、造影剤は、目標組織部位対他の組織に関して異なるコントラストを提供し、目標組織からの信号を強化する。対象131が手術台上に載った状態で、説明された画像化システムに電源が投入される。画像収集開始時に、光源105は電源オフのままである。初期対象画像で可視となる目標グリッドを投影するようにグリッドレーザ173に電源が投入される。長い集積時間を掛けて、周辺光を使用して対象画像を収集する。代替的に、グリッド画像及び対象画像を個別に収集し、その後に単一の対象画像に融合してもよい。この対象画像は、コンピュータ181によってメモリ174に記憶される。後の時点で、対象及びグリッドのこの画像は、検索されて白黒で表示されることになり、コントラストマップの色の重ね合わせは、特定された任意の目標組織の位置、深さ、及び/又は、細胞数を示す。次に、コンピュータ181は、光源105からの光をトリガして対象133の組織領域131を照明する。レーザ光源105は、100ナノ秒間に亘ってパルスを送る。また、実質的に同時に、検出器145は、100ナノ秒間に亘ってゲート制御され、光源105による組織領域131の照明と同期する方法でカメラが得られた誘導信号を収集することを可能にする。この実施例において、光源105及び検出器145のトリガは実質的に同時であるが、幾つかの実施形態に関しては、検出器145のゲート制御は、目標信号の最大化及び/又は背景ノイズの低減のために、光源105よりもタイミング的にオフセットされるか、又は、異なる長さの時間に亘ってオンにされる必要があるであろう。画像は、サンプル画像として蓄積され、コンピュータ181によってメモリ174に記憶される。次に、第3の画像は、グリッドレーザ173がオフ、及び、レーザ光源105がオフの状態で背景画像として収集される。この画像に関しては、光源105は、検出器145が100ナノ秒間に亘ってゲート制御される間オフのままであり、その結果、この場合はカメラであるゲート検出器145は、対象画像収集中に使用したものと類似のタイミングを用いて領域131から背景画像を収集することができる。背景画像は蓄積され、コンピュータ181によってメモリ174に記憶され、後の時点で背景修正サンプル画像の生成に使用される。代替的に、背景光は、背景画像の収集及びサンプル画像の背景修正が安全に省略し得るほど弱いとしてもよい。対象画像及びサンプル画像は、それぞれ可視グリッドの有無を問わず、また、背景修正の有無を問わず、次に、上述の通り色の重ね合わせが目標組織もしあればの存在、位置、細胞数、及び/又は、深さを示す対象の白黒画像を生成するように融合される。この融合されたコントラストマップは、出力装置195で表示されるようにコンピュータ181に送られる。この実施例は、蛍光造影剤の使用を示している。しかし、他の特徴を使用して、コントラストでラベル付けされた組織137の位置を得ることができる。例えば、造影剤は吸収性染料であってもよく、光源105は、多数の波長で放射する広帯域スペクトル光源とすることができ、一方、ゲート検出器145は、戻り光のスペクトル分布に感応するように構成することができる。染料の深さ判断の例を実施例10に示す。このようなスペクトル的分解検知法の技術は公知であり、標準的な分光測光法、超スペクトル画像化、時間分解分光法、周波数領域分光法、蛍光寿命、及び、他の手段が含まれる。測定される特徴は、強度、波長、時間的経過、平均光学距離、周波数シフト、分極化、及び、旋光度などの任意の光学的測定値とすることができる。このような手段が不透明又は散乱組織上又は組織内での使用と結びつき、また、周辺光を排除することを目的としてゲート画像化システムの使用と結びつくことを条件として、このような代替手段は、本発明の精神の範囲内である。上述のように、検出システムは、非侵襲性又は侵襲性であってもよく、また、医療装置に組み込まれてもよい。非侵襲性検出器の例は、組織の表面を貫通するのではなく、組織の表面の上方から画像化するように構成されたカメラである。この場合、検出器145及びレーザ105の両方は、対象133からある距離だけ離れた位置に配置されてもよく、画像は、図3Aに示すように検出器145が画像化カメラ245である場合で示す上述の画像化アルゴリズムを使用して再構築される。代替的に、レーザ105又は検出器145、又は、その両方を組みたて、図3Bに示すように組織領域133の組織表面257に接触させて配置されたプローブ255などの医療又は手術用プローブにすることができる。侵襲性検出器の例は、発光素子、検出素子、又は、その両方が医療プローブ、ニードル、又は、カテーテルに組み込まれ、その後、しれらが体内で内部的に使用される場合であろう。このような場合、測定の再現性を助けるために、組織に対してファイバーを安定させることが肝要であろう。侵襲性システムの例は、図3Cに示すように、結合器113としての発光器ファイバー、結合器140としての検出器ファイバー、注入ポート262、及び、切端267を有するニードル260である。図3Dに示すようなカテーテル270は、拡張可能なニードル272がワイヤ273によって制御され、注射器取付ポーチ275を有し、結合器140としての発光器ファイバー113及び検出器ファイバーがニードルの中に内蔵されるニードル260に関して示したものと類似の方法で。複数の発光器ファイバー105Aから105N及び複数の検出器ファイバー151Aから151Mが画像化に対応するために外科用メス280の切端283に内蔵された外科用メス280を図3Eに示す。結合器113としての発光器ファイバー及び結合器140としての検出器ファイバーが、コントラストでラベル付けされた組織を同時にモニタリング及び除去するために、それぞれジョー292及び293に内蔵されたニブラー290を図3Fに示す。このような複数の発光器及び検出器ファイバーは、図3Aの画像化カメラ245を組織と直接的に結合する光学画像化素子を生み出すように束ねることができ、ある距離にあるレンズを使用して達成可能な結合効率を遥かに高めることができる。外部画像化装置は、進行中の観血療法処置をリアルタイムでモニタリングする場合に便利であり、一方、外面プローブは、例えば、リンパ節切除直前に初期介入部位を特定し易いように利用することができ、その結果、瘢痕が小さくなり病気死亡率が下がる。最後に、内部ニードル又はカテーテルは、状況を探し当てて処置するのに使用される侵襲性又は最小限侵襲性のツールに対するフィードバックを提供することができるであろう。検出器、光源、又は、その両方は、進行中の組織測定、及び、出力195に基づいたフィードバック又はインターロック制御をもたらすために侵襲性器具に作動的に結合されてもよい。例えば、ニードルプローブは、組織を測定し、かつ、計算又は絶対閾値レベルを上回るコントラスト信号の上昇によって示されるような注入の適正位置に達するまで組織をモニタリングするニードル260図3C、又は、組織内に残るコントラスト信号が消えるまで腫瘍を削り取り除去するニブラー290図3Fのようなコントラスト検出又は画像化装置からのフィードバックに基づいて適正な組織が識別された時に治療物質を注入するように設計することができる。削り取りプローブ290は、モールスレーティングジョーを使用して組織を除去し、洗浄及び吸入チャンネル296がジョー292及び293を取り囲んでいる。組織がコントラストを含有すると識別された場合、その組織は、小さなモールスレーテッド片として除去される。このように、切除の境界部は、疾患がない状態にされて、同時に正常な組織をできるだけ安全にそのまま取っておくことができる。これは、光学コントラスト誘導に基づく最小限侵襲性外科的処置を可能にするであろう。例えば、胸部プローブを使用して胸部腫瘍を小さな穴を通じて削り取り、侵襲性処置を最小限侵襲性の乳腺腫瘤摘出に変えることができる。代替的に、ジョー292及び293は、除去ファイバー、組織ホモジナイザー、又は、他の手法などの他の組織除去機構と置き換えることができる。表面走査法はまた、外部的に使用されるバンド、ディスク、又は、パッチを含む場合がある。外科用器具が目標組織に向かって誘導される場合、基準データベースは、プローブ位置及び/又は配置精度の判断に使用するために、メモリ174内に内部参照用として記憶されるか、又は、プログラマブルプローブメモリ内に含めてメモリ174に伝送することができる。基準データベースは、造影剤と他の信号との区別に使用される主要な特徴など位置決定をするのに必要な様々な情報を含み、また、任意選択的には、以前に識別された組織からの特徴的な差別的形態のライブラリを含むことができる。このデータベースの情報は、その後、エンジン184によりカメラ又はプローブ位置の判断に使用される。注意する点として、非侵襲性又は侵襲性システムからの光が組織内を貫通する時、光源と光検出器との間を伝わる光子は広範囲な経路を辿る。本装置は、散乱が平均化及び容積サンプリング機能をもたらすためにこの効果を利用する。検出された照明が、光子が放射された時間とその後に検出された時間との間に組織を通った実質的に非平行多重経路に亘り組織を通って伝播した後で測定された時、単に放射と検出との間の狭い線上の組織だけではなく、組織の多くの領域をサンプリングすることができる。これは、小さな腫瘍などの小さいが重要な形態を検出することを、それが光源と光検出器との間にちょうど存在する線の外側で発生した場合でさえも可能にする。実施例本発明の利用範囲は、実施例によって最も良く理解されるが、そのうちの10個の実施例が以下に与えられる。これらの実施例は、決して本装置の全ての用途及び応用を含むことを意図したものではなく、単に当業者がこのような装置を利用する方法又はその範囲をより良く理解できる事例研究として役立つように意図されている。実施例1:数学的シミュレーション光学カメラシステムをゲート制御する効果をモデル化するために、その目的にために開発されたコンピュータモデルを使用して組織及び癌に関する光学のシミュレーションを行った。このモデルは、手術室の測定された光レベル、露出した人間の組織からの測定された光の反射、光学コントラスト及びフィルタ特性、及び、公知の収集損失及び測定収集損失の両方に関するデータを組み込んでいる。手術室にはかなりの背景光がある。手術室内の人間の皮膚が測定され、最大3ミリワット/平方センチメートル、又は、約1014光子/秒/平方ミリメートルの典型的な放射照度を得た。この背景反射光における標準偏差又はノイズは、光子カウント値の平方根に関連し、つまり、1秒の測定に対して約107光子である。ここで、特定の細胞表面の受容体を目標にした造影剤の結合を使用してマーキングされた球形の幅1ミリメートルの腫瘍を考察する。このような腫瘍は、恐らくは約100,000個の腫瘍細胞を含む。大部分の腫瘍細胞は、細胞当たり105から107のコピーの濃度で表される表面受容体を有する。核医学用放射能でラベル付けされた薬剤での経験から、抗体の1,000から4,000コピーに造影剤を加えたものを静脈注射によって各細胞に妥当に供給できることが明らかになっている。この数字は、アミノ酸ニ量体2種類のアミノ酸を有するから十量体10種類のアミノ酸を有するまでのような小さなペプチドを使用して目標化された薬剤に対してはおそらくもっと大きいであろう。最悪の事例として抗体を目標にした染料の事例を使用して、1から20個までの間の蛍光染料分子が、IgG又はIgM型の各抗体上に、IgGに対して抗体当たり染料分子が2~4個の通常範囲で配置された。4染料分子/IgG抗体及び1細胞当たり2,500抗体が供給されたと仮定すると、これにより、細胞当たりに供給された10,000染料分子がもたらされる。1ミリメートルの腫瘍の場合、これは、1立方ミリメートルの球に総数109染料分子、又は、3.2ナノモルの染料になる。室内光において、平均電力1ミリワットを有するCW連続波ダイオードレーザ、及び、0.28の量子効率を有する染料による付加的照明の下で、これらの分子は、3×108光子/秒を放射するであろう。これは、室内光と比較すると不十分であり、室内光は、染料信号を大きさの桁数で5桁以上上回るであろう。信号及びノイズにこのような格差があると、収集された1,000,000個の周辺光子の各々に対して50個の染料光子しか検出されないであろう。このような状況では、12ビット強化カメラは、染料光子を何も検出しない前にオーバーフローしてしまい、一方、高品質16ビット強化カメラは、僅か3個の染料光子を検出すればオーバーフローすることになる。これらのカメラのいずれに関しても、1ミリメートル幅の目標球は確実には検出されないであろう。尚、周辺光子と染料光子との間のこの格差により、SN比の改善が行なわれていない場合に、周辺光における背景除去も効果的でなくなることに注意する必要がある。SN比を改善させる2つの重要な方法は、a弱い目標信号を保存しながら強い周辺光を実質的に排除すること、及び、bインビボで弱い又は不在目標信号を強化することである。これらの方法のいずれか一方又はその両方を使用した改善は、ノイズと比較した時に信号が十分に強化された測定>104、又は、恐らく106~108を直ちにもたらすことになり、手術室の条件下における人体への使用に対して最適化されたリアルタイム光学システムに向けた貴重な一歩となるであろう。以上を考慮して、短いレーザパルス幅及び狭いゲート時間をゲートカメラと併用することができる。これにより、検出周辺光を毎秒1マイクロ秒ゲート当たり1×108光子/秒/平方ミリメートルに減じるか、又は、毎秒使用された10ナノ秒ゲート当たり1×106光子/秒/平方ミリメートルまでにさえも減じることができる。上述の実施例において1秒間に亘って供給されるのと同じ総数の照明光子をゲート期間に亘って供給することができる場合、検出信号が背景光子に対して目標光子において強化されることになり、目標組織は、何の平均照明出力を上げることもなく十分に検出される。更なる室内光を遮断するために狭帯域フィルタを追加することにより、検出可能ゲート制御室内光を僅か2×104光子/秒/平方ミリメートル、つまり、目標蛍光の強度をかなり下回る数値まで減少させることができるであろうしかし、ゲート制御なしのフィルタだけの使用では、目標信号を十分に検出するには不十分であると思われる。ここで、幅1ミリメートルではなく幅100ミクロンの腫瘍を考察する。100ミクロンの腫瘍は、1ミリメートルの腫瘍の0.1に当たる容積を有する。ゲート制御なしの周辺光において、3×105光子/秒の100ミクロン腫瘍からの信号は、周辺光カウントの標準偏差さえもかなり下回り、ノイズの中に失われることになる。これとは対照的にこの低レベルの光は、ゲート検出器を使用した時には周辺光を上回ったままの状態に留まる。組織の公知の光学特性、2ミリワット/平方センチメートルのピーク反射放射照度及び1ミリワット平均照明出力を有する公知の周辺光レベル、及び、カメラ光子捕捉及びレンズ透過からの予想損失を用いた、100ミクロン腫瘍の光学画像のコンピュータ生成シミュレーションが示されている図4A。この画像において、100ミクロン腫瘍である腫瘍307は、1秒の集積時間を用いてはっきりと見ることができる。図4Aの腫瘍307を通る断面によって判断される予想光子カウントの背景修正グラフを図4Bに示す。カメラ及びレンズからの収集損失捕捉及び透過の0.03の後、反射周辺光画像は、平均値±1標準偏差である521±23カウントn=3,136画素を有し、これは、背景除法後は1±32カウントに落ちる。比較すると、背景除法後の周辺光における腫瘍は、腫瘍光ピーク313で示すように、136±36カウントn=16画素の値を有する。これらの2つの領域は、統計的に異なるものであるp<0.0001。このモデルは、僅か100個又はそれ以下の細胞が、1秒に亘る周辺光において合計10ナノ秒ゲート制御時間を使用してリアルタイムで検出可能であることを予想する。実施例2:実際の画像化システムによるコンピュータモデル予測の確認実施例1に示したコンピュータモデルを使用して生成した画像の有効性を試験するために、好ましい実施形態の下で説明されたような現用ゲートカメラ及びレーザシステムが作製され、腫瘍モデルに関してこのシステムが試験された。この実験において、薄暗くした部屋の反射背景光は、0.375ナノワット/平方センチメートル、すなわち、7500万光子/秒/画素に調節された。このレベルの光は、手術室で見出されるものを十分に下回るが、ゲート制御の使用を通じて達成された改善を確認するためにゲート制御及び非ゲート制御の両方のモードでカメラを試験するという希望から低レベルの周辺光が必要であった。より明るく照明した部屋においては、その周辺光は、カメラをオーバーフローさせてしまい、周辺光においてゲート制御及び非ゲート制御の両方でSN比を比較することを困難にしたであろう。腫瘍モデルに関しては、ピークLED波長で較正されたEXFO光度計を用いた国立標準技術研究所NISTによる公知の光子数を放射するファイバー型発光ダイオードLEDシステムが作製された。200ミクロンコア/240ミクロンクラッド緩衝のNA0.37Visible/NIR光ファイバーポリミクロ製、米国アリゾナ州フェニックス所在からの100万光子/秒、又は、コントラストによってラベル付けされた125ミクロン染料ラベル付け腫瘍から予想されるほぼ同数の光子を発するようにファイバー光源が調節された。試験カメラ内のCCDチップは、512×512画素として構成され、f/0.8ニコンレンズを使用する画像視野は、15センチメートル×15センチメートルであった。従って、画像内の各画素は、300ミクロン×300ミクロンの視野を表す。これらの状況において、ファイバーの画像内の光の大部分は、約4つの画像画素に入るはずである。カメラは、較正されたモデル腫瘍光源の先端を画像化するように焦点が合わせられた。4つの画像の各々について、腫瘍オフ背景サンプルは周辺光でのみ撮影され、腫瘍のみ画像は、周辺光がない状態でLEDを使用して収集され、最後に腫瘍オン画像が周辺光で収集された。試験画像を生成するために、腫瘍オフ背景画像が、腫瘍オン周辺光画像から差し引かれた。これらの試験画像は、手術室の状況を再現し、その場合、周辺光ではなく照明光源の電源を入り切りすることができる。更に、腫瘍のみ画像は、画像化モデル計算の確認ができるように予想光子数と検出光子数との比較を可能にした。各画像セットについては、ゲート時間は、300ナノ秒から始まって10マイクロ秒、100マイクロ秒、1ミリ秒と段階的に上がり、最後にはゲート制御なしで1秒間完全に開くように上げられたCW。各画像は、1秒間に亘る合計100回の可変カメラゲート制御時間を用いて正確に1秒間に亘って収集された10ミリ秒ゲート制御を用い、従って100×10ミリ秒、又は、毎秒1秒オンタイムに亘って収集され、これにより毎秒受信した全ての光子が収集された完全開放画像を除く。画像化中、光源は100パルス/秒に分割され、各パルスは20ナノ秒続き、その結果、腫瘍モデルは、カメラのゲート制御オン時間中に一定の総数の光子を放った。このようにして、ゲートが開いていた間に検出器に到達した腫瘍モデル光子の数は試験間では変動せず、一方、検出可能な背景光子の総数は大きく変動した。各画像は収集するのに1分を必要としたが、一方、表示は収集後にほぼ瞬時であった<100ミリ秒。この実験からの4つの画像を図5Aから図5Dまでに示す。ゲート制御なしCWモード、図5A及び100マイクロ秒ゲート制御図5Bでは、腫瘍信号を見ることはできず、一方、腫瘍画像375は、10マイクロ秒ゲート時間でちょうど見えるようになり図5C、腫瘍画像381は、300ナノ秒ゲートではっきりと見ることができ、かつ検出可能である図5D。図5Aから図5Dまでに示す画像は、画素カウントに変換され、グラフにプロットされて統計的に解析された。図5内の画像のうちの3つの各々を通る線形断面の画素強度を図6Aから図6Cに2次元図形の形で示す。腫瘍は、CW画像に対して表示されたカウントでは見ることはできず、一方、腫瘍ピーク410は、図6Bに示す10マイクロ秒断面で見ることができ、腫瘍ピーク416は、図6Cに示すように0.3ミクロングラフで見ることができる。腫瘍のみ画像図示せずは、類似の数の光子が各設定で検出可能であったことを確認するために、ICCDによって測定されたレーザ信号の強度の測定に使用された。下表表1は、図5Aから図5Cまでに示す3次元画像及び図6Aから図6Cまでのグラフプロット、及び、図示されていない画像の画像統計データをまとめたものである。表1異なるゲート制御時間で周辺光において画像化された、インビボで染料タグ付き腫瘍に対して予想された光レベルを発する腫瘍モデルのカメラカウント。ゲート制御なしCWモード及び1000マイクロ秒ゲート制御では、腫瘍信号は統計的には検出可能ではないが、10マイクロ秒及び0.3マイクロ秒ゲート制御でははっきりと見ることができ、かつ検出可能である。実際には、腫瘍モデルから収集された光子総数は一定であることを意図していたが、表1の短いゲート時間でのより低い目標信号カウントで示すように、信号の減少が短いゲート制御時間で認められた。これは、電力低減中の較正された光源の1マイクロ秒放出テールによるものであることがわかり、これは、ゲート制御時間が短くなりにつれてだんだんとクリップされて消失し、その結果、低い目標信号カウントが生じた。収集されたデータに関しては、このテールは、実際に上記の結果をさらに顕著なものにしているが、それは、強度が小さくなった目標を使用することによって生じた誤差が、短いゲート時間では腫瘍の検出可能性を上げずに下げただけであると思われるからである。次に、腫瘍モデルの検出可能性が評価された。512×512画素画像においては、256,000個の画素がある。腫瘍が検出される場合には、約1個から4個までの画素のみを満たす200ミクロン腫瘍を検出するために、画像全体の数個の画像のみを腫瘍としてマーキングすることができる。これが発生するためには、腫瘍閾値は、背景を上回る5.07S.D.標準偏差で配置されなければならない。標準的なカメラモードCWを使用すれば、447カウント暗闇で測定時の腫瘍信号は、周辺光36,810±393カウントの周辺背景における画像化中に大きなノイズの中に消失する。その結果、腫瘍と類似か又はそれ以上の強度を有する画像には3,527個の画素がある。この画像のSN比は、0.22であるが、ここで、SN比は、ピーク腫瘍信号強度を5.07で割り背景強度のS.Dを掛けたものと定義されている。同様に、腫瘍は、0.56のSN比では広いゲート100ヘルツで1000マイクロ秒を使用すれば確実には検出されない。それに比べて、ゲート幅が100ヘルツで0.3マイクロ秒の時、光源信号491カウントは、周辺光25±13.5カウントを上回って容易に見える。ここでは、SN比は297:1であり、光源信号を除いて、背景の5.07S.D.を上回るか又はそれに等しいカウントを有する画像内の他の画素はない。ゲート制御による検出可能性の改善は、検出されたサンプル内の背景信号光子に対する目標信号部分の強化の結果である。この例において、強化度は、ゲート制御なしの1倍強化なしから100ヘルツでの0.3マイクロ秒ゲート制御がある7,453倍に上がる上述の表1。この情報は、幾つかの方法でユーザに提示することができる。例えば、5.07S.D.に等しいか又はそれ以上の画素は、明色でマーキングして対象の白黒画像に重ね合わせることができる。代替的に、2、3、4、及び、5S.D.での画素には、各々、重要度の低い順に冷たい青から熱い赤までなど、人工的な色を割り当てることができる。代替的に、腫瘍という語をモニタ上に表示することができる。更なる代案としては、腫瘍の存在を示すp値を表示することができるであろう。尚、注意する点として、画像化装置で捕捉される光子数は、腫瘍モデルから放射される数を下回る。これは、主として、レンズ及び距離損失によるものである。例えば、サンプルから30センチメートル上方に配置された25ミリメートルレンズは、レンズの品質に関係なく、全方向に放射された光の僅か約0.13を収集し、前方を向いたファイバーから放射される光では更にほんのごく僅かである。更に、レンズコーティング、反射損失、焦点面から出る光子、及び、他のレンズに関する問題が組み合わさり、レンズ効率は約75になるすなわち、レンズ前面に入射した集光の3/4がレンズを通ってレンズの他方の側の画像増強装置に達する。また、他の損失が理論値よりも低い信号強度の一因となっている。例えば、ICCDカメラはまた、光子が増強装置開口に当たる時間の10から40で増強装置において光電子を生成する効率曲線を有する。また、増強装置内のゲインは、1未満から1,000を超えるユーザ設定値によって変動する可能性がある。この実施例に対して試験されたシステムにおいては、ICCDは、NIST帰属可能規格を使用して較正され、画像増強装置の光電陰極表面に入射する3光子毎に1カメラカウントを生成することがわかった。レンズ光子捕捉の公知の0.26効率と組み合わされて、上述のシステムの光子捕捉の全体効率は、ほんの0.05である。これは、0.04~0.05という測定効率実ICCDカウントを腫瘍標準によって放射される100万光子/秒で割ったものと合致する。光子損失を減らす方法が存在する。例えば、ICCDは、融合ファイバーアレーによって組織に直接結合することができる。自由空間移動と直接結合した信号のぼかしを低減するために、ファイバーアレー上にフィルタを直接配置することができる。これにより、2桁以上光子捕捉量が増えるであろう。このような改善は、本発明の精神の範囲内と思われる。この例において、腫瘍モデルは、104未満の信号強化で十分に検出される。この低い強化がこの実験で成功したのは、主として、CW画像試験中にCCDカメラがオーバーフローになるのを防止するために周辺光量が低減されたからである。実際には、手術領域は、ここで行われた実験よりも明るく、すなわち、最大10,000倍又はそれ以上の周辺光で照明される。背景光レベルが手術室で予想される数値まで上げられた時、標準的な強化カメラは、表1に示す実験で示すものよりも腫瘍検出能力が劣ってしまう。狭帯域通過フィルタを追加すると、この実験で使用された場合よりも10倍から100倍明るくなるように検出光が低減され、一方、短いゲート時間は、比較的に弱いレーザを使用して100ミクロン腫瘍つまり100個の細胞が見えるように、10マイクロ秒ゲート又はそれ以下を使用した良好な周辺光排除及び良好なSN比を可能にする。実施例3:周辺光において生体外で抗体に結合された染料の画像化実施例2で説明したカメラシステムを使用して、同期レーザ光源が追加され、抗体目標化染料を使用してラベル付けされた類似の大きさの腫瘍に関してインビボで予想されるものと同一の濃度及び容積で存在する微量の抗体結合染料を画像化するシステムの能力が明らかにされた。実施例1で説明したように、腫瘍内での染料濃度は、約3.2ナノモルの染料である。この実施例においては、抗体でラベル付けされた腫瘍内で認められると予想されるものと同一数の単位堆積当たり染料分子数が得られるように、連続希釈法を用いて遊離酸の形でCy7染料NycomedAmersham製、英国バッキンガムシャー所在が希釈された。染料の中間希釈は、分光光度計を使用し、760ナノメートル、つまり、Cy7の消散係数が約200,000/センチメートル/モル溶液である波長で測定して確認された。次に、直径12.5ミリメートル1.00ミリリットル、4ミリメートル35マイクロリットル、1.25ミリメートル1マイクロリットル、0.90ミリメートル0.40マイクロリットル、及び、0.25ミリメートル10nLの腫瘍と大きさ及び染料内容が同等である染料の測定量が配置された。背景光は、外科医ヘッドランプ及び頭上スポットライトを除き、十分に照明された手術室内の周辺光と同等になるまで実施例2で説明した実験で使用されたレベルから増加された。また、レーザのみの暗い画像がカウント予想値の精度を確認するために収集された。画像は、次に背景除去されレーザオンからレーザオフを差し引く、770ヘルツで1秒間、10マイクロ秒のゲート幅で集積された。スライド上の一連の小滴の画像を図7に示すが、12.5ミリメートル腫瘍は441、4ミリメートル腫瘍は443、1.25ミリメートル腫瘍は445、及び、0.25ミリメートル腫瘍は447で示す。また、画像はICCDカウントに変換されて統計的に解析された。わずか1個から4個までの画素が照らされた実施例2の実験とは対照的に、この実施例では各腫瘍の大きさについてp値が計算できるように様々な数の画素が照らされた。下表表2は、この実験による画像統計データをまとめたものである。表2抗体目標化染料を使用して生きた動物内で予想される濃度と同等の濃度での蛍光染料の立方体及び球に関するカメラカウント。このデータから推定して、0.17ミリメートルまでの腫瘍は、この特定のレーザダイオード及び染料を使用する平均背景から5.07S.D.を上回るピーク値を有することになる。ピーク値対腫瘍サイズのプロット図示せずにより、上表2に示すピーク値と腫瘍サイズとの対数関係がわかる。この関係を用いて、少なくとも0.11ミリメートルまでの腫瘍は、統計的に検出可能なピーク値を有するが、一方、0.17ミリメートルまでの腫瘍は、この特定のレーザダイオード及び染料を使用した平均背景から5S.D.のピーク値を有することになると結論された。この実験から、僅か0.17ミリメートルまでの腫瘍が、目標化染料でラベル付けされた時にはこの実験で確実に検出可能であろうと結論された。このような腫瘍の細胞数は、僅か500個又はそれ以下である。特に信号強化光学コントラストの使用から生じるいくつかの利点がある。一つの利点は、固有の光学コントラストをほとんど有していない種類の組織又は細胞に検出可能な光信号を与えることである。この光信号は、MRIやCR向けの造影剤と比較すると、又は、PETや核医学用の発光器と比較すると非常に明るい可能性がある。例えば、目標化された蛍光造影剤からの局所的コントラストは、同様に目標化されたラジオエミッタから達成されるコントラスト信号の1,000,000倍を超えるものになり得る。これにより、造影剤を比較的少量に抑えつつ信号発生を高めることができ、ラベル付けされた微量の組織、理論的には100個又はそれ以下までをインビボ及びリアルタイムで検出するのに必要とされるSN比が得られる。この実施例において、コントラストから検出された信号は蛍光信号であった。好ましい実施形態において説明したように、蛍光は、画像化システムには理想的であるが、光学造影剤は、幾つかの方法でそのコントラストを達成するという点において有利である。コントラストをもたらす照明光との相互作用には、吸収、偏光、旋光度、散乱、蛍光、ラマン効果、燐光、又は、蛍光衰滅などを含むことができ、コントラスト効果の尺度には、これらの効果の1つ又はそれ以上を含むことが合理的であろう。光学造影剤の例には、イソスルファンブルー造影剤又は他の吸収造影剤と、インドシアニングリーン、ポルフィリン、シアニン染料、又は、他の蛍光体と、メチルレッドpH反応染料又は他の生物反応染料と、着色又は蛍光蛋白質及び他の遺伝子製品と、ナノクリスタル、量子ドット、及び、他の分光区別物理的コクストラクトと、コントラスト充填ミセルとが含まれる。従って、コントラストを検出する方法には、システムが周辺光で作動するように構成することができることを条件として、散光測定、ゲート制御時間分解又は周波数分解法、及び、超スペクトル検出又は画像化などを含むことができる。光学造影剤は、プレアクティブプロドラッグの形で対象に投与することができ、コントラストの生成は、その後、造影剤がその自然信号を生成、低減、又は、変更する前に生物学的相互作用を通じた活性化を必要とする、生体活性化の段階によって達成される。このような相互作用には、酵素による処理、構造変化、受容体結合、及び、遺伝子表現などが含まれる。例えば、構造変化は、pH変化又は、結合に応答して信号を増減し、蛍光消光グループを所定に位置にするか又は所定の位置から外す結合事象の結果とすることができる。同様に、酵素による処理は、蛍光消光部分を造影剤から除去して強力な信号をオンにする不可逆性分裂としてもよい。最後に、生物活性化段階を使用し、生物学的事象に応答してコントラストを遮断することができる。光学コントラストの別の利点は、造影剤がMRIやCT又はその他のような他の画像化種類に対してコントラスト機能を有し得るということである。これにより、1度に1つよりも多い種類別にモニタリングすることができる。別の利点は、造影剤を慎重に選択することにより、自然な光信号自然ポルフィリンなどと著しく異なる光信号を画像化用に選択することができ、非目標組織通常の組織に既に少量存在してポルフィリンに代謝されたALA及び光力学的治療先駆物質など内にあるレベルで既に存在している組織成分に基づいて、造影剤に関して存在しているものよりも低い背景信号を与えるということである。実施例4:周辺光での生体外の抗体結合染料の画像化抗体に結合されたCy7染料のサンプルは、生体外で画像化されたものである図8。この実施例において、手463は、10ミリグラム/ミリリットルの抗体結合Cy7染料467のうち20マイクロリットルが入ったマイクロ試験管465を保持している。手463及び試験管465は、白黒画像対象画像を作るためにレーザ及びICCDゲート制御グリッドがオフの状態で画像化された。次に、蛍光サンプル画像を収集するためにレーザが照明された。次に、レーザはオフ状態のままにして、サンプル画像の背景修正を準備するために手の第3の画像が収集された。このサンプル画像は、染料信号の強度を表す擬似カラースケールを使用してカラー化された。最後に、図8に示すように、染料の位置を示す色の重なりを有する白黒画像を形成するために2つの画像対象及び背景修正サンプルを融合させた。この実施例において、染料と抗体との結合は、蛍光信号を生成する染料の能力を妨げるものではなかった。実際にこの場合、放射を移動させて照明波長から更に遠ざけることにより、抗体によって染料の検出可能性が上がったのである。光学コントラストを使用する強みは、造影剤自体が非常に小さいことが可能であり、ほぼいかなる組織又は細胞領域をも含む特定の組織部位への供給、又は、それを目標にすることを可能にするということである。この実施例においては、染料は目標にする抗体と結合された。システム、染料、及び、方法が人間において効果的であることが明らかにされると、染料抗体結合の目標組織は、単に新しい抗体をカセットに入れる置き換えることによって変更することができ、用途開発において大きな柔軟性をもたらす。様々なコントラスト目標化方法が存在する。この実施例においては、目標化部分は抗体であったが、造影剤は、化学的又は物理的手段によってその定位を達成することができ、このような目標化方法は、当業者には公知である。例えば、コントラストは、溶解性、拡散性、及び、輸送蛋白質親和性に基づいて分布してもよく、又は、コントラストは、イオン的に又は共有結合的に抗体、抗体断片、受容体、又は、トランスロケータ結合部位又は物質などの定位部分に結合されてもよい。代替的に、造影剤は、マイクロバブル又はリポソーム構造の中などに結合させるか又はカプセル化することができ、次に周囲構造が表面構造を用いて目標化されてもよい。目標部位の例には、PMSA抗体によって目標化された前立腺癌、Her-2/neu抗体によって目標化された乳癌、及び、ソマトスタチン受容体オクトペプチド類似物質によって目標化された肺癌などが含まれる。いくつかの癌の目標化された受容体結合シーケンスは、所定の癌に対して及び他の疾患に対しても同じく、人体に存在することが知られている。実施例5:周辺光でのインビボの抗体結合染料の画像化先に説明したように、最良の従来の画像化方法でさえも直径1センチメートルより小さい腫瘍を見落とすことが多く、一方、優れた病理学者は、約30の割合で切除された外科サンプル内の1~2ミリメートルの腫瘍を見落とす1ミリメートルの腫瘍は、約100,000個の腫瘍細胞を含み、癌の再発をもたらすには十分以上である。外科医が体内の腫瘍を探して定量化し易くする本発明の能力を試験するために、インビボで抗体に結合された染料の画像化が明らかにされた。まず、染料がマウスに注射された。抗体-染料結合は、マウス肝臓によって急速に吸収され、小腸に排出されて図9に示すマウスの腹部全体の画像を得ることを可能にする。この画像は、インビボの造影剤の定位に対する許容度を明らかにするものである。この画像において、マウス520は白黒で示され、一方、検出された抗体結合染料531はカラーで示されている。これは、この場合は抗体結合染料である目標化された染料をこの場合は腹部である生体の体内の領域に供給して機能的に定位させることができるか、また、このような染料を生体動物内で検出及び画像化することができるかを明らかにする。信号が腹部全体に亘っている証拠を図9Bに示すが、ここでは、図9Aに示すのと同じ動物の腹部の皮膚が切開されて横に移動させられ、腹部の内臓が表に現れている。注射部位543における信号、並びに、小腸546からの信号があり、肝臓排液管の遠位近くで生じている。次に、3つの異なる濃度の染料を使用して一連の段階的な皮内注射を画像化し、その結果、図10に示すように、インビボで染料信号を定量化する能力を明らかにした。定量的な手法を明らかにするために、3つの注射は、注射量に関連した比のピークカウントを示すはずであり、この場合は期待比1:10:30である。図10において、マウス543は、551では4.1マイクロモル、553では0.41マイクロモル、555では0.13マイクロモルで0.10ccの染料の注射を受けている。そのシリーズからのデータはデジタル化され、全光信号対染料注射量に関してプロットされた。これらのデータは、染料負荷を定量的にモニタリングすることができ、本発明が目標組織を検出及び画像化するだけではなく、組織又は腫瘍容積も同じく定量化することができる可能性を生むことを示している。この実験からのピークカウントを下表3に示す。表3実際の染料濃度と比較した異なる染料濃度による光子カウント数。染料分子カウントが上がるにつれて光子カウントの直線的な増加がある。この実施例において、目標化された薬剤は局所的に注射された。しかし、光学コントラストの1つ利点は、光学造影剤の投与は幾つかの方法で行うことができるということである。造影剤は、注射、摂取、又は、遺伝機構又はカプセル化されたバイオファクトリーを使用して対象内で合成することさえもできる。遺伝子の例において、コントラストは、遺伝子として供給することができ、また、対象内で合成された遺伝子生成物は、照明光フィールドと相互作用する蛋白質又は生成物である。更に、ウイルス粒子の含有物を生体哺乳動物細胞内に供給する各種の方法が知られているので、造影剤又は造影剤に対して符号化を行う遺伝子を、組織を造影剤で感染させるウイルスによって対象に供給することができる。このウイルスを通じて供給された造影剤は、活性化を必要とするプロドラッグになることができ、また、特定の蛋白質又はリボ核酸シーケンスを含む細胞に入れられた時に活性化される。これは、目標組織上に存在する識別用の細胞表面受容体がない場合でさえも特定の内部遺伝形質を表す細胞内でのコントラストの生成を可能にするものである。発光酵素エミッタレポータシステム内で使用される蛋白質でさえも、照明された時に造影剤として反応的に発光するように作ることができる。第2の例として、コントラストは、噴霧するか、又は、侵襲性器具先端から供給し、例えば、図3Cに示すニードルを使用して器具先端近傍で組織を浸すか又は注入するのに使用することができる。次に、このコントラストからの信号は、局所的にモニタリングして組織境界部分を定義するか、又は、腫瘍などの特定組織の種類を検出することができる。このような手法は、特に組織を除去するツールを誘導する方法として強力なものとなることができ、組織は、造影剤の局所的な注入がもはや組織の光信号を生成しない時に排除されたとみなすことができる。最後の例として、光学コントラストは、リポソームにカプセル化することができ、多数の染料分子を単一の部位に供給することができる。コントラストは、供給された状態で、組織内で定位を達成する時間を必要とする場合がある。例えば、血液で運ばれる造影剤は、注射時に光学的に不活性でない場合、目標組織内で蓄積される時間、並びに、血流から出て拡散する時間を必要とすることになる。目標部位で染料が活性化された場合、他の組織部位からの染料の損失は、不活性化染料は背景信号を生成しないため、それほど関係しない。このような目標化染料システムの別の重要な使用は、動物実験であろう。染料を使用すれば、種々の動物実験を行うのに必要とされる時間が実質的に低減されるばかりではなく、各実験を行うのに必要とされる動物の数も低減される可能性がある。例えば、癌治療を将来必要とする癌が研究所で特定されると、動物一般的にマウスで試験される。新薬を研究するために、大規模なグループの動物に癌が移植される。治療の各時点において、複数の器官及び部位の病理学的な研究ができるように一群の動物が犠牲にされる。各々の動物は移植時に若干異なる癌を有することになるので、各時点における研究のために多くの動物が必要とされ、これらのマウスの一部が各時点で殺されて研究される。更に、一部の癌の研究では、細胞の成長及びその分布を完全に理解することができるまで、何週間又は何ヵ月にも及ぶ研究が必要とされるであろう。動物実験での使用の例として、罹患した癌について処置されている5匹のマウスが各時点で殺された場合、その時点が6ヵ月間で2週間毎に発生する場合、その総数は、処置の評価に必要とされる60匹に加えて対照として働く同一数があり、6ヵ月間毎にマウスの総数は120匹である。注意する点として、病理学上、一般的に標準的な病理学を用いて癌を検出するためには10,000から100,000個の腫瘍細胞が必要とされる。これとは対照的に、癌に対して抗体を作ることができ、染料結合抗体の分布が画像化される場合は、各マウスは、画像化の3日から5日前ペプチド目標化薬剤を使用する場合は短くなるに造影剤注射を受けることになる。各時点において、薬物試験用に5匹の動物の各々、及び、5匹の対照動物の各々を画像化することができる。しかし、動物は殺されないので、10匹のマウスの全ては、次の時点で使用することができ、以後同様である。更に、各時点において同じマウスが使用された時の方が疾患モデルの変動が少ないことから、試験に関する統計データが改善される。最後に、目標化された染料は、病理学的に見つけられるよりもかなり前に非常に速い段階で癌を検出することができることから、研究の継続時間が短くなり、より良い統計結果が得られる。すなわち、この実施例において、目標化された光学染料による手法は、動物使用数を120匹から10匹に減少させ、データの質が改善される上に、研究期間が6ヵ月から恐らくは4週間から6週間までにも短縮させるであろう。このデータはまた、以下の3つの実施例において論じるように、手術時の誘導、診断方法、及び、治療手段にも関連がある。実施例6:きれいな境界部分のための侵襲性手術の誘導リアルタイムで癌などの目標組織を検出することができないということは、癌診断及び治療に大きな影響を与える。大半の固形癌の治療の中心は、依然として外科的切除及び除去である。癌を識別することができないために、外科医は、手術中に保守的な側に誤りを犯し、完全な腫瘍切除の確率を高めるためにできる限り正常な組織内に大きな境界部分を作る傾向がある。これにもかかわらず、手術中に小さな癌の島々を見落とし、手術による切除部の外側に残留癌細胞を残してしまうことがよくある。これらの残留細胞は、陽性外科的余地といい、多くの癌手術の10から40に発生する。残留罹患部を有する患者は、他の患者よりも再発の可能性が遥かに高くなって死亡する場合が多い。罹患器官内の疾患の境界部分を正確に知ることは、正常な組織の最大量を残すと同時に、疾患を完全に除去することを可能にするであろう。染料の皮下注射を用いて示した実験上記の実施例5の結果、染料が表面近くに位置する時にインビボの光信号の明るさの可能な程度が明らかにされた。腫瘍は、外科医が腫瘍を切除している時には同様に表面に近い場合が多い。この場合、外科医の目標は、腫瘍の切除部にきれいな境界部分を生成することである。数秒又はそれ以下毎に更新される画像は、外科医が手術の進行がある時にそれに影響を与えるようにフィードバックとしてその情報を使用することを可能にするであろう。染料からの信号を使用して、きれいな境界部分を得ることができることが明らかにされる。この実施例において、抗体と結合した100マイクロリットルの染料が0.4グラムの均質化された牛のレバーペーストに注射された。リアルタイム画像において、2つの染料領域、つまり、領域606及び607の数及び位置は、図11Aに示すように十分に視覚化される。次に、表示された組織は、ラベル付けされた組織を除去する指示を受けているが病巣の数又は位置を知らない目隠しされた観察者によって切除された。観察者は、全ての染料が除去されるまで1秒間に2回更新されるフィードバック及び画像化カメラ表示からの誘導に頼っていた。病巣613の切除中の組織の図を図11Bに示すが、器具615が生の画像で見える。尚、ラベル付けされた組織607は、完全に除去されて窪み616が残っている。染料処理された組織の外科的除去後は、染料を含む組織の痕跡のみが残り、図11Cに示すように、染料を部位631では全く検出することができなかった。次に、手術部位は、拡大されて残りの組織内に残留染料がないか試験された。この実験においては、筋肉内の残留染料は分光法によっては検出不可能であり、従って有効な処置誘導及びフィードバックが得られたことが確認された。この種の誘導は、前立腺、転移性癌を有するリンパ節、及び、胸部内腫瘍切除の外科的除去に直接適用することができる。これらの場合の各々において、陽性余地数の減少は、恐らく局所的な再発の減少と、5年及び長期生存率の改善とをもたらすであろう。造影剤を癌に目標化する多くの方法を利用することができる。例えば、いくつかの種類の細胞は、癌細胞が隣接細胞が有していない表面受容体を持ち得るように表面マーカーを有することが知られている。これは、乳癌にHer-2/neu受容体、又は、前立腺に対してPSMA又はPCSA抗原を使用するなどにより、造影剤が特定部位に目標化されることを可能にする。感光剤例えば、蛍光ポルフィリン中間物への変換によって癌性組織内に優先的に蓄積されるALAの使用による非特定の目標化は、これらの感光剤からの信号が多くの組織で発見される可能性があり、広く出回っている造影剤に関して稀な細胞の背景ノイズに対する検出を困難にするのでその有益性が落ちる。染料が組織に目標化され、組織に定位する十分な時間が許された状態で、目標信号の検出、定位、又は、画像化を用いて非侵襲性処置中にフィードバックを得ることができる。例えば、外科的ツールを使用して腫瘍を削り取ることができ、また、更なるコントラスト信号が残っていない状態になり、腫瘍が効果的に除去されて外科的余地がきれいであることを示すまで処置を続行することができる。この場合、画像化システムは、外科的器具ではなくてモニタリング及び画像化システムである。同様に、光学画像化システムは、ツールが特定の区域にコントラストがなくなるまでに限って削るが、その後は他の区域を削ることを可能にし、腫瘍だけが腫瘍部位から除去されることをもたらす結果になるように、インターロックを通じて外科的器具と結合させることができる。最後に、このフィードバックは、目標化組織からのコントラストフィードバックを使用して切除処理などの細胞破壊のあらゆる処理を制御するために用いることができる。これはまた、従来の画像誘導手術などの他の手法と本発明とを組み合わせることを可能にすると同時に、組織誘導型フィードバックの結果として手術の小さな手順修正を可能にする。これにより、以前に修正された画像を、位置の変化などの経時的に発生したか、又は、侵襲性器具の使用又は配置の結果として発生する組織の変化を反映することなく画像誘導手術に対して使用した時に生じる誤差を低減することができる。組織誘導型介入という用語は、本明細書では画像誘導手術に対比させて使用されている。画像誘導手術においては、医療器具の位置は、CTスキャン又はMRIスキャンなどの標準的な医療画像と関連させて空間的に判断される。このようにして、外科医は、CT又はMRI画像を道路地図として使用し、手術を誘導することができる。これに比較すると、組織誘導型介入の間は組織自体が信号を提供し、手術又は処置は、組織のリアルタイム解析によって誘導される。本発明においては、組織誘導信号は、目標化された造影剤によってラベル付けされた目標細胞の画像化によって与えることができ、その結果、処置を患者に適合させることができる。更に、組織誘導及び従来の画像誘導は、同じ患者に同時に行うことができる。実施例7:生体組織検査の誘導生体組織検査は、ガンの診断において行われることが多い。光学的に誘導された生体組織検査が有益と思われる領域は、乳癌及び前立腺癌である。前立腺癌においては、例えば、5人に1人はこの疾患に罹患するが、これは女性の乳癌の罹患さえも上回るものである。標準的な診断方法は、前立腺生体組織検査である。前立腺生体組織検査を行う時、盲目的に癌を見つけようとしてニードルが無作為に組織に挿入されるが、存在する癌をこれによって見落とす可能性は20である。従って、繰り返し生体組織検査試験が必要とされる場合が多い。前立腺癌は現行の画像化方法例えば、CTスキャン、MRI、又は、超音波では十分に見つけられないので、前立腺生体組織検査は、実際には盲目的に行われている。生体組織検査を誘導して微量の前立腺ガンの有無を検出することができれば、不必要かつ盲目的な生体組織検査が減り、同じく偽陰性率も下がるであろう。同様に、手術後に患者が追跡治療を受ける時、癌成長の発生の有無及びその場所の特定は困難である。微量の残留組織又は腫瘍再成長を特定することができれば、その疾患を管理し易くなるであろう。従って、目標組織の非侵襲性検出及び定位は、診断及び治療ガイダンスを可能にする。例えば、生体組織検査結果を収集すべき組織部位の定位は、目標部位に集まるコントラストを使用すればやり易くなるであろう。このような装置はまた、どの領域において生体組織検査結果を収集すべきかを示すことにより、前立腺生体組織検査には有益なものであろう。このような装置はまた、前立腺手術追跡治療にも有益であろう。前立腺手術を受けた患者は、癌再発がないかを追跡される。ここでは、組織構造超音波及び組織の発ガン性の有無光学的重ね合わせの両方を示すために、光学スキャンを前立腺の画像化に既に使用されている超音波スキャナと組み合わせることができるであろう。同様に、乳癌患者が追跡治療を受ける時、光学スキャンを行って胸部又はリンパ節部位における手術部位での局所的な再発を検出することができる。前立腺などの器官全体は、外部検出プローブを使用すれば走査することができる。例えば、現行の画像化システムが、造影剤の投与及びその定位後に直腸内及び前立腺近傍に配置される直腸プローブと結合されたファイバーアレーとして再構成し得る場合である。前立腺の透照診断中に造影剤のスペクトルが見られるか又は検出された場合、癌を検出することができ、一方、スペクトルが何も見られない場合は、癌が存在しないわけである。このような検出試験の後に、診断を目的としたコントラスト誘導による生検ニードル、癌除去を目的としたコントラスト誘導による削り取りツール、又は、前立腺内での腫瘍の分布及び腫瘍負荷を画像化するコントラスト感応画像化システムを使用することができる。他の形態の検出プローブを想定することができる。例えば、画像化カメラの使用の代わりに、発光器及び検出器を生検ツール自体に配置することができ、染色された領域までの器具の目標化された供給を可能にする。更に、侵襲性器具が介入ツールである場合、切除治療などの目標介入を実行し、目標部位において光学的にモニタリングすることができるであろう。この検出及び定位からの情報は、特定種類の組織の有無を示す語の表示、表1つ又はそれ以上の造影剤に対して生じる信号の割合など、深さ別のコントラストで染色された組織の識別、グラフ上述のような経時的な組織種類の有無、又は、目標部位までの距離など、数字対象までの距離など、画像目標組織の位置など、定位目標組織の角度及び距離の測定値など、又は、造影剤の位置及び濃度によって変わる表示語を含む、幾つかの方法で提示することができる。異なる処理画像を表示することができ、本明細書で提示された実施例で示した画像の選択による不適切な制限は意図されていない。この実施例で使用された造影剤は、結合時に活性化又はオンするか、又は、前立腺癌内への内在化が更に強化されたコントラストを与える造影剤とすることができたであろう。任意の光学造影剤又はレポータは、光学的光源及び検出器がその信号を検出するように構成されていることを条件として、この場合に使用することができる。光源及び検出器の構成には、蛍光、及び、時間又は周波数分解データなどを検出する能力が含まれる。このような測定値は、誘導のために使用することができ、それは、外科用メスを目標組織に接触させるためにどこに移動すべきかを示すだけの簡単なものであり得る。他の種類の出力を考慮してもよいが、信号が組織の存在、位置、又は、分布に関する情報の機能を表すコントラストに基づく誘導信号であるか、又は、検出周辺光対目標信号の比を低減するような方法で収集された自然信号からの信号又は内生的な目標化されたコントラストからの信号に基づいてプローブ又は装置を体内の位置に誘導するのに使用される場合には本発明の範囲に該当する。この実施例における解析では、造影剤又は目標組織の定位又は分布の尺度を抽出するために、フィルタを通る単一波長帯域の信号が使用される。従って、コントラスト誘導アルゴリズムは、見掛け上は単純であり得る。例えば、コントラスト信号が背景を上回って5S.D.を超える場合、組織は、画像内で目標組織としてマーキングされる。しかし、他のアルゴリズムを考慮することができる。例えば、光が組織を通る時、波長が短いほどより青い、部分的には組織内で波長の短い光ほど散乱度が高くなるために優先的に散乱し吸収される傾向があり、一方、波長が長いほどより赤い、より簡単に通過する傾向がある。2つの波長で測定することによって1つの染料の発光スペクトルから2つの領域を測定するか、又は、目標組織と同様に結合する2つの異なる染料からのピーク領域を測定することによって、深さ信号を生成することができる。この種の2波長システムに関しては、長い波長λLでの光の短い波長λSでの光に対する比は、目標組織の平均深さに関係すると思われる。ニードル、トロカール、カテーテル、無線周波数アンテナ、冷凍手術プローブ、レーザ手術ビーム、内視鏡、ビデオカメラ、及び、ファイバーなどを含む、様々な形態のプローブを考慮することができる。時間ゲート手持式プローブを使用し、皮膚に沿って前後に移動させ、正しい光学パターンが検出された時に警報を発することにより、陽性リンパ節を探してもよい。侵襲性プローブを生検ニードル又はカテーテルを使用して作製することもできる。最後に、癌以外の他の組織を画像化することができる。例えば、白血球に対する抗体を使用して、炎症性疾患の画像化方法を得ることができ、一方、冠動脈内の不安定な血小板の露出した表面に対する抗体を使用して、将来的な血管疾患の可能性がある部位を画像化することができる。実施例8:胸部リンパ切開の誘導実施例6で示したきれいな境界部分に関する手術の誘導、又は、実施例7で示した疾患に向かうニードルの誘導とは対照的に、外科的決断は、そもそも手術するか否かということであろう。例えば、乳癌の処置には、腫瘍の等級及び広がりの判断が必要とされ、これはステージングと呼ばれる処理である。リンパ節への広がりの判断が、適正な処置選択及び生存率増加の鍵である。リンパ節のステージングは、多くの乳癌手術で最も時間が掛かる部分であり、また、ほとんどの術後の痛み及び処置の複雑化を発生する部分である。しかし、この侵襲性手術後、女性の68は、除去されたリンパ節には癌がないことが判明し、従って、後で考えると大きな外科的処置が不必要に行われたわけである。癌に侵された可能性が最も高いリンパ節の存在及び位置を手術前に検出することができれば、女性の2/3が外科的生体組織検査を省くことができ、一方、光学スキャンでリンパ節にガンがある女性に対しては、遥かに小さな目標化された外科的切開と、より小規模な外科的処置とを可能にする。リンパ節ステージング手術では、腋窩脇の下リンパ節の除去を伴う。場合によっては、歩哨リンパ節のみが識別されて生体組織検査される。歩哨節は、腫瘍を排泄する主たるリンパ節である。その領域は、現在、ガイガーカウンタ例えば、従来技術の節で検討した米国特許第5846513号によって追跡される放射能物質の注射、又は、注射後に1つ又は複数の歩哨リンパ節に移動してそれらを青色に染色する腫瘍近傍の青色染料イソスルファンブルー、Lymphazurin登録商標、USサージカルコーポレーション製、米国コネチカット州ノーウォーク所在の注射によって識別される。Lymphazurinは、癌に関与するリンパ節の追跡を含め、リンパ管を描写するのに使用する皮下投与に関して米国食品医薬品局によって承認された無菌性水溶液である。この青色染料は、リンパ節が発見された状態では見つけやすいが、切開なしでは見つけるのが困難である。リンパは、目標化されたリンパコントラストを使用すれば外部的に定位することができることが示唆される。サンプル組織内のコントラスト量を増すにつれてインビボ光信号が直線的に強まることが既に明らかにされた。また、光信号が組織の深部を通り、光学コントラストを使用して定位及び分布と共に変動する信号を生成できることもこれまでに明らかにされた。ここで、実験的試験において、組織のイソスルファンブルー含有領域が外部的に定位され、光学的手段を使用して目標化することができることを明らかにする。実験室では、まず、イソスルファンブルーのコントラストがヘモグロビン及び造影剤の混合物において検出できることが明らかにされた。550から900ナノメートルの間の体内の主たる吸収体はヘモグロビンであるから、ヘモグロビンとイソスルファンとの混合物が測定され、イソスルファンブルーをヘモグロビンから区別することができる独特な特徴が見出された。これらの独特な特徴を用いて、イソスルファンブルーの痕跡は、697ナノメートル近傍の勾配、つまり一次微分信号の値を利用してヘモグロビン混合物から抽出することができた。次に、この一次微分信号手法を用いて、組織モデルにおいてコントラスト陽性リンパ節の外部画像が生成された。この研究用の走査検出器は、発光及び検出に多数のファイバーを使用するものであり、傷内又は皮膚上で走査することができる計器のモデルとして働く。イソスルファンブルー目標は、濾紙にイソスルファンを置くことによって作り出された。2ミリメートル×3ミリメートルで0.20マイクロリットルのコントラスト4ナノモルのイソスルファンブルーを含有する1枚の濾紙が、走査面から2センチメートル下にインビボで配置された。モニタリングする区域に亘って検出ファイバーを走査することによりデータが収集された。30×30ミリメートルの区域を走査し、10個のスペクトルを各走査画素に対して収集した。この場合、ファイバーは単一のものであったが、1次元直線アレー又は2次元アレーであれば、十分に同様に働くか又はそれ以上に働いたであろう。上述の実験からのデータは、データの格子を集めるために組織上を表面プローブで走査することによって2次元で収集された。図12Aの画像633は、イソスルファンブルー目標の位置をコントラスト信号ピーク635としてはっきりと示している。図12Aの俯瞰図を図12Bに示すが、十分に取り囲まれた区域639がイソスルファンブルー並びに目標組織の位置及び分布を示すことを画像637において見ることができる。従って、組織の陽性歩哨節のマッピングは達成可能である。この実験は、光学コントラストを使用して、定位及び分布によって変動する埋めた物体の信号を生成できることを明らかにする。このような信号は、センサをコントラスト発生源に近づけるように移動する時の信号の増加を検出するプローブを目標にするなど、手術を誘導するのに使用することができる。この実験はまた、このようなシステム及び方法が、不透明な組織を通る光を測定するために、外部的使用又は内部的使用を問わず、医療器具を通じてインビボで画像を形成するように機能することができることを確認する。この実施例においては、走査されたファイバーは、実施例1から実施例5までに上述の通り、CCD検出器を含むカメラ又はプローブと置き換えることができる。多数の画素を迅速かつ同時に画像化することができるように、表面取付式LEDで照明光源及びファイバーを置換することができる。このようなシステムは、コントラストマップの再構成、並びに、光学的有効化侵襲性器具を使用して人間のコントラスト陽性節に向かう誘導を可能にするであろう。最後に、染料の代わりに蛍光コントラストを使用することができ、蛍光は、同様の方法で画像化することができる。例えば、イソスルファンブルーは、優先的にリンパ系を通過するので、イソスルファンブルーと共有結合した蛍光染料は、インビボの差別的コントラストの供給源として機能することができ、すなわち、造影剤を取り込んだ組織は、類似量の造影剤を取り込まなかった組織とはその蛍光が異なって現れることになる。このような差別的コントラストはまた、造影剤を目標部位で生物活性化させ、目標とする組織においてのみオン又はオフにすることによって達成することができる。実施例9:多色コントラストによるラベル付け光学コントラスト使用の固有の利点は、各々がインビボで区別可能な光学的痕跡を有する多数の造影剤を追加して、異なる親和性及び受容体に対する同時で多数のラベル付けの力をもたらすことができるということである。二重又は多重のコントラストラベル付けは、細胞学又は他の生体外の実験室専門分野において使用されることが多い技術である。この技術においては、追加情報を抽出するために異なる造影剤が同じサンプルに追加される。このような二重ラベル付けは、インビボの検出及び画像化との関連性を有する場合がある。例えば、多くの異なる組織は、その各々が第1の造影剤の受容体を有するので、第1の造影剤を取り込むことができる。更に、組織の異なる組み合わせは、その異なる組織の各々がまた第2のマーカーの受容体を有するので、第2の造影剤を取り込むことができる。癌は、両方の受容体を有するか、又は、一方の受容体の存在があって第2がないか、又は、いずれかのマーカーの存在によって識別することができる。このような場合には、2つ又はそれ以上の造影剤を同時に使用して検出、定位、画像化、及び、目標化する能力は、人間の試験においても関連がある可能性が高い。2つ又はそれ以上の異なる受容体を表す細胞の種類を画像化するためには、1つよりも多い造影剤が必要とされるであろう。ここで、異なる光学特性を有する2つの光学染料で始まり、ファイバーベースのニードルを使用して両方の染料を検出し、二重ラベル付け手法をインビボで適用することができるという見方を確認するデータについて検討する。この実験に対して、吸光曲線が異なる2つの異なる染料、つまり、赤色コントラストFDCReds40及び3、シリング製、米国メリーランド州ハントバレー所在、又は、実施例8で説明した青色染料のLymphazurin登録商標が利用された。組織モデルは、厚くして均質化した牛肉を使用して作り出した。多量のコントラスト組織ホモジェネート1立方センチメートル当たり3マイクロリットルのイソスルファンブルー、及び、14マイクロリットルの赤色コントラストがこのモデルの選択された領域の中に混入され、異なる光学特性を有する領域を作り出した。層状の構造が、染料を含まないいくつかの領域、赤色染料又は青色染料のみを含むいくつかの領域、及び、赤色及び青色の両方の染料を含むいくつかの領域を有して作り出された。内蔵された光ファイバーを有する侵襲性ニードルが組織に挿入された。ニードルが異なる組織層を通る時に、複数のスペクトル的特徴が記録された。これは、例えば、異なる光源で照明することによるか、又は、検出器上で異なるフィルタを使用することにより達成することができる。次に、各染料からの光信号の強度を計算するためにデータが処理された。各造影剤に対する計算コントラスト信号強度が図13にプロットされている。図ではy軸上で1単位だけオフセットされている赤色コントラスト強度曲線651は、556ナノメートルでの差別的吸光度の特徴を用いて計算され、一方、青色コントラスト強度曲線653は、700ナノメートル近傍の差別的吸光度の特徴を用いて計算された。同時発生曲線656は、閾値を用いて両方の造影剤が存在する時を示す。赤色染料を含む領域は、サンプル番号62から133に対してピーク671として見ることができ、青色コントラストだけを含む領域は、サンプル番号159から218に対してピーク673として見ることができ、一方、青色及び赤色の両方のコントラストを含む領域は、サンプル番号251から335に対して同時発生ピーク676から見ることができる。第1及び第2の両方の造影剤を有する領域は、明確に検出可能である。同様の方法を用いて3つ又はそれ以上の造影剤を解析することができる。このデータは、図13に示すようにグラフとして表すことができ、又は、生データを以下に示すような表の形式で列挙することができる。表4図13にグラフで示したデータの一部の数表また、吸光度が異なる2つの染料ではなく、異なる蛍光スペクトル、及び、異なる蛍光寿命などの光学特性が異なる2つの蛍光染料を使用することによっても同一の効果を達成することができる。一例として、2つの蛍光染料、つまり、Cy7及び抗体を有するCy7のスペクトルを図14に示すが、ここで、スペクトル712及び714は、抗体なしと抗体ありの2つの形態のCy染料をそれぞれ表している。更に多くの染料を使用することができ、それらの濃度は、一連の強度測定値をN個の連立方程式として解くことによって画像化することができる。ここで、Nは染料数であり、N-1は必要とされる追加フィルタ数である。注意すべき点として、染料発光帯域が十分に離散的である場合、幾つかの帯域通過フィルタを通じて得られる画像を使用して各染料を検出してもよい。実施例10:比色分析による深さの判断エンジン184は、信号深さを判断するために造影剤からの分光信号を使用することができる。これは、組織が不均等に光の異なる波長を吸収するので可能である。例えば、造影剤から伝達された信号は、増加する組織の厚みを信号が通過する時に形状が変わることになるので、これを利用すれば、1つ又はそれ以上の造影剤を使用して深さ信号を生成することができる。光の基本的な特徴は、波長が長い光は波長が短い光よりも散乱が小さい傾向があるということである。その結果、より青色の波長の光は、組織を通って遠くまで伝わり、相対的に吸収される量も増える傾向がある。更に、人体は、青から緑の波長における光吸収体を有しており、それは、組織にこれらの波長の光を更に強力に吸収させる。この不均等な散乱及び吸光度のために、伝達される信号の波長が短いより青いほど、距離が増すにつれて相対的に吸収される量が増える傾向がある。この結果、短い波長は、信号が組織を通って遠くに伝わるほどますます表示されにくくなる。そのために、組織を通って伝達される光のスペクトルは、信号発生源の深さと共に変わる。組織通過前の発光器のスペクトルを知ることにより、この効果を使用して、目標信号の近似又は重み付き平均深さを判断することができる。実際には、これは、素早く連続して2つ又はそれ以上の異なるフィルタを使用するなど、異なる波長領域において目標信号を測定することによって判断してもよい。同じ結果は、同じ部位に目標化された2つ又はそれ以上の染料を使用し、各々の相対輝度を測定することによっても得ることができる。コントラスト探知器によって使用される解析方法は、ピーク波長、スペクトル領域の勾配、又は、波長比などのスペクトル的特徴を伴うであろう。すなわち、深さ測定の1つの簡単な種類は、2つの波長における伝達信号の比である。この場合、短い波長が優先的に吸収され、長い波長の短い波長に対する比を信号の深さが増すにつれて増加させる。例えば、図15Aは、検出前に赤色光が光散乱脂肪乳液の増大する深さを通過する時の、赤色発光ダイオード蛍光マーカーによって放射された赤色又は近赤外光に対するモデルの測定された一次微分信号を示す。検出スペクトルの一次微分プロットは、部分的には異なる測定値間の基線の変化の影響に対して補正するために使用される。この実施例において、赤色ダイオードの検出スペクトルは、光源からの深さと共に変わり、光源から0.5センチメートル離れた浅い深さのスペクトル808から、1.0及び1.5センチメートルの深さにおけるそれぞれ中間スペクトル809及び810まで、最終的には光源から深さ2センチメートルの更に大きい深さのスペクトル812まで変わる。669ナノメートルでの一次微分又は、吸光度の勾配信号を635ナノメートルでの一次微分信号で割った値の検出器からの信号深さに対するレシオメトリックなプロットを図15Bに示す。この図において、比応答曲線823は、短い波長が相対的に減衰されるほど、短い波長に対する長い波長の値の比が信号深さの増加と共に大きくなることを示す。この比曲線823を用いると、同様の波長プロフィールを有する蛍光源の深さは、信号強度とは独立して、635ナノメートルに対する669ナノメートルでの信号比を利用して推定することができる。発光スペクトルの2つ又はそれ以上の領域における単一染料の蛍光強度の測定値はまた、各染料の種類で決定された比応答曲線と共に、目標組織の深さの目安として使用することができる。注意すべき点として、同じ種類のレシオメトリックな方法を2つの染料を使用して行うことができ、その場合、ピーク間隔が更に離され、従って、ピークが血液のような可変濃度の身体成分の局所的最大値に対応しないことを条件として、比の変化は深さと共に増加する。光源による照明後に身体から放射された光を使用して、生体組織から誘導された光信号を測定し、室内光において人体内のコントラスト強化組織の検出、定位、画像化、及び、目標化を可能にする改良された方法及び装置が見出された。本発明に従って構成されたシステムが製作され、その方法が種々の構成のモデル、動物、及び、人間において試験されており、これらは、医療及び産業の両面における幾つかの重要な問題に対してすぐに応用することができ、従って当業技術における重要な進歩を成すものである。"