"被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して検査するための光学的システムであって、少なくとも一つの光源および光検出装置を含み、脳組織の検査対象の領域内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを供給する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を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子を検出するために、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されているコントローラと、前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも二つのデータセット、すなわち、前記検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデータセットと、前記検査対象の組織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るプロセッサとを備え、前記プロセッサが、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、前記プロセッサはさらに、血液量と酸素結合量を表わすデータの画像を形成するために、時間の経過とともに、血液量を表わす第一のデータセットおよび時間の経過とともに、酸素結合量を表わす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。被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して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、脳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を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、正常な組織に対して、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使用する画像データセットを形成するために、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。被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して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、前記生物学的組織、または生物学的組織を表わすモデルの検査対象の領域内に、多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、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を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、少なくとも二つのデータセット、すなわち、検査対象の組織領域を照射することにより収集される第一のデータセットと、選択した光の光散乱特性および吸収特性を持つ組織モデルのある領域を照射することにより収集される第二のデータセットを形成するように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサが、前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために使用する画像データセットを形成するために、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第二の光学的モジュールを含み、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、前記プロセッサがさらに、前記第一のデータセットにおける血液量および酸素結合量の数値を計算するように配置され、前記血液量および酸素結合量の値の間の一致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、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。被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して検査するための光学的方法であって、脳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、前記被検者の頭部の外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について説明すると、患者8の脳組織が光学的モジュール12または14に接続された画像形成システムを使って検査される。光学的モジュール12および14は、可視領域から赤外線領域までの光を供給する多数の光源例えば、レーザダイオード、LED、フラッシュランプと、干渉フィルタを含む場合もある光検出装置例えば、光電子増倍管、シリコンダイオード検出装置、PIN、電子雪崩またはその他のダイオード検出装置を含む。光源および光検出装置は、脳組織内部を光子が伝播するための多数の光源-検出装置経路を形成する、選択した幾何学的パターンを形成するように配置される。光学検査システムは検査対象の組織の生体内の光学データを提供し、このデータを処理して画像を形成することができる。この画像は、腫瘍や出血のような組織内の異常な構造体の位置および大きさを示すことができる。さらにこの光学データは、異常な組織構造体の例えば、代謝、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値を提供することができる。別の方法としては、PCT出願PCT/US96/00235およびPCT/US96/116301996年1月2日および1996年7月12日付け中に記載されたように、光学的モジュールは、一つまたはいくつかの光源に接続された多数の光ファイバーと、一つまたはいくつかの検出装置に接続された多数の光学的検出ファイバーを含む。ある実施形態の場合には、光学的モジュール12は九つのレーザダイオードS1,S2,...,S9、および四つの光電子増倍管PMTD1,D2,D3,D4を含む。レーザダイオードとPMTは、頭皮に接触している柔軟なゴム状の材料に埋設される。レーザダイオードと皮膚との間、およびPMTと皮膚との間には、サランラップ登録商標または類似の材料が置かれる場合がある。同様に、光学的モジュール14は、四つのレーザダイオードS1,S2,S3,S4、および柔軟なゴム状の材料に埋設されている27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の光学的システムは、脳組織の画像を形成するために、光学的モジュール12または14と連動する場合がある。光学的モジュール12および14は、一つの光学的検出ポートに対して対称の位置にあるまたは、等距離の位置にある数組の光学的入力ポートを持つか、または一つの光学的入力ポートに対して対象の位置にある数組の光学的検出ポートを持つ。しかし一般に、当該ポートは対称的に配置する必要はない。光学的システムは、位置的な非対称性を考慮するために光源または検出装置の利得を変えることができたり、または光源または検出装置の利得を調整することによって選択した非対称性を導入することができる。さらに、図3-図7に示されたシステムは、脳の左右の機能分化についての脳の右半球と脳の左半球、すなわち脳の右半球と左半球の比較組織検査のような、対称的な脳組織上に配置された二つの同じ光学的モジュール12または14と連動する場合がある。比較検査は、右側頭葉と左側頭葉、右後頭葉と左後頭葉、または右頭頂葉と左頭頂葉のように、脳の個々の葉に関して行うことができる。もう一つの方法として、比較検査は、前頭葉のように同一葉の対称性の組織に関して行うことができる。校正のために、光学的モジュールを、頭骨を含む通常の脳組織と同じ散乱係数および同じ吸収係数を有する一つまたはいくつかの頭部モデル上に設置することもできる。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は九つ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PMT、D1,D2,D3,D4例えば、浜松R928、浜松R1645u、TO8で光学的モジュール12と接続されている。四つのレーザダイオードは、等距離の配置を形成する各PMTを囲んでいる例えば、異なる光学的モジュールは3.5,7,および10.5センチメートル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、上記スプリッタは上記ダイオードへ、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の単側波帯送信機22も含む。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へ基準信号30を供給する。SSB受信機26はスイッチ27に接続していて、上記スイッチはコントローラ19からの制御信号により四つの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の周波数範囲で動作することができる。SSB受信機は、2KHzの帯域幅内で数マイクロボルト程度の信号レベルを検出する。この装置の位相ノイズは、約0.1度以下である。しかし、この狭い帯域幅は様々な光源の切り替え範囲を約1.0ミリ秒に制限し、このため16個の光源検出装置の組み合わ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する。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、検査対象の組織内を伝播した光を検出すると、SSB送信機22に位相ロックしているSSB受信機26は、検出装置1から信号を受信し、出力信号34を位相検出装置32に供給する。位相検出装置32は、検出した光の位相36を測定し、SSB受信機26は、検出した光の振幅38を供給する。米国特許第4,972,331号は、この位相検出回路を開示している。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。上記の測定の前または後に、位相アレー画像形成システム15は頭骨および脳組織のモデルにより校正することができる。校正手続きの間、光学的モジュールはモデル上に設置され、画像形成システムはタイミングテーブル40に示すシーケンスにより位相データおよび振幅データを収集する。画像形成システムは、通常の脳組織、脳浮腫、脳挫傷、頭蓋内出血と証明された外傷を患う脳と同じ散乱係数および同じ吸収係数を有する、異なるモデルを使用することができる。モデル組織に、感染を受けた脳組織、脳血管炎、パーキンソン病、アルツハイマー病、または多発性硬化症を患った組織と同じ散乱および吸収係数を持たせることも可能である。さらに、モデルは大きさおよび形が異なってもよい。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同時に放射する二つの光源をトリガし、同時に、コントローラ49は、対称的に配置されているPMTを接続する。例えば、スイッチ48は、52MHZの180度の位相の変調した光を放射するために、SSB送信機52を780ナノメートルのレーザダイオード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、脳の反対側の葉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。全光学的プローブは、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、脳の病状の鏡像の性質のためにプローブの位置に注意しながら反対側の脳の葉の方向に移動させ、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する。コンピュータは、また、以下に説明する画像を発生する。図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、500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、200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用に修正したコンピュータ断層撮影法CT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においては、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。X線CTでは周知の逆投影アルゴリズムが使用される場合もある。逆投影は、各ビームが各ピクセル中の加重とともに伝達する情報の値の平均値を出す。光子密度画像形成用の加重アルゴリズムは、上記の逆投影再構成アルゴリズムにおいて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の別の実施形態では、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は同時にオンになり、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。通常の脳組織では、検出装置D1およびD11は同じ輝度の光を検出し、そのため差動信号はゼロである。すなわち、検出された振幅は打ち消しあう。画像形成システム200は多数の対称的な光子伝播経路に関する差動データを収集し、検査対象の組織の画像を形成する。画像形成システム200は、いくつかの波長についての光学的データを収集し、検査対象の組織の血液量の画像、および血液酸素添加の画像を形成する。振幅打ち消し画像形成システム200はまた、対称的な脳領域、例えば脳の反対側の葉を検査するために設置されている第二の同じ光学的モジュール14を使用することもできる。二つの対称的な脳領域について収集した血液量または酸素添加の画像は、差動画像を形成するために差し引くことができる。上記差動画像は、一つの脳領域内の組織の異常をさらに強調する。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、光学的システム15、45、100、150または202の代わりに、振幅打ち消し画像形成システム260が使用されている。二重波長振幅打ち消し画像形成システム260は、図1Bおよび図2Bの光学的モジュール14に接続している。上記システムは、4個の波長が750ナノメートルのレーザダイオードS1、S2、S3およびS4、4個の波長が830ナノメートルのレーザダイオードS1a、S2a、S3aおよびS4a、および21個のシリコンダイオード検出装置D1、D2、...、D21を含む。各検出装置は、プリアンプ、および校正のために最初に使用することができる、調整可能な利得コントローラに接続している。検出装置の出力は、スイッチ262およびコントローラ264により切り換えられるので、アナログ-デジタル変換器266および266aは、それぞれ、二つの対称的に配置されている検出装置から750ナノメートルのデータおよび830ナノメートルのデータを受信する。コンピュータ270は、異なる組合せに対して測定した検出数値を記憶する。コンピュータは、また、以下に説明する画像を発生する。図11-図13および対応する米国特許第5,673,701号の明細書方は、もう一つのタイプの振幅検出回路を示す。上記米国特許の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。図8Aおよび図8Bについても説明すると、タイミング図272に示すとおり、コントローラは各光源が50マイクロ秒の光パルスを放射するようにオッシレータ261を配列する。このシステムは、多様な光源/検出装置の組み合わせを約1ミリ秒間に配列し、8秒間の画像化されたデータを平均して非常に高い信号対雑音比を得る。画像形成システム260の一つの要素についての回路構成、すなわち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、S2a、並びに対称的に配置された二つの検出装置D3およびD11を、図8Aに示す。対称的な位置で検出された光の輝度は、デジタル的またはアナログ的な方法で差し引かれる。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され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。脳の選択された領域の検査の前に、画像形成装置は脳モデルについて先ず校正される。その検査の間、患者または付添い人は頭の指定された部分の上に光学的プローブ12を保持する。脳の反対側の領域における鏡像の領域も記録される。その画像はX線トモグラフィ、MRIまたはPETスキャンによって得られた先験的な情報を利用することによって得られる。その光学的画像は付録A‐5に提供されているような非弾動フォトン伝播すなわち、組織の吸収または散乱に対する補正付きまたは補正なしでの逆投影のアルゴリズムを使って生成された。その画像は各波長例えば、750および830nmに対して、脳の左半球のデータからモデルデータを差し引いた値、脳の右半球のデータからモデルデータを差し引いた値の形式で表示することができる。別の方法としては、モデルの校正は、脳組織の測定に先立って検出器の利得を調整することによって実行することができる。さらに、画像は脳の両方の領域において対称的には置かれていない可能性がある疑わしい構造などの組織の違いを強調するために、各波長に対して、脳の右の領域と脳の左の領域との間の差分とすることができる。また、光学的画像を処理して脳の各領域の調べられた組織の血液量と血液酸素化を画像化することもできる。血液量の画像は、750nmのデータの0.3倍と、830nmのデータの1.0倍との和である。血液の脱酸素化画像は、750nmのデータと、830nmデータとの間の差である。上記係数は、モデルシステムにおける血液検査から得られた。その画像は脳の反対側の領域のデータがベースラインとして使われ、血液量のデータとヘモグロビンの脱酸素化データの両方が画像化されて位置的に比較される時に、詳細度および感度が最高である。血液量の画像およびヘモグロビンの酸素添加の画像は、検査対象の組織内の疑わしい異常の特徴を示す重要なツールである。血液量の画像およびヘモグロビンの酸素添加の画像、および一つの波長の画像は、異常な組織領域に位置を発見する例えば、異常な構造体を検出する際に役に立つが、これらの画像は、また、疑わしい組織の異常の代謝、または病変と特徴を示すためにも使用される。より詳細に説明すると、血管形成要因のために、腫瘍の血管が増加すると、血液量増大信号が観察される。これらの要因は、活発な代謝領域、および腫瘍の壊死性/アポプトティック領域を含む。一方、ヘモグロビン脱酸素化信号は、代謝の強度に関係がある。すなわち、腫瘍内の酸素の供給量と酸素の消費量との間のバランスは、通常、酸素の消費量が、酸素の供給量を越えているので釣合がとれている。特に、進行が非常に速く、代謝も盛んな腫瘍の場合には、酸素の消費量が増える。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。脳組織の非侵襲的特徴は、上記画像からのデータを組み合わせることによって実行することができる。例えば、二次元のデータチャートは反対側に発生する脳の領域のデータを基準として使って、あるいはモデルデータを基準として使って疑わしい構造に対する血液量すなわち、脈管形成と血液の脱酸素化すなわち、代謝亢進との関係を表示することができる。<いくつかの画像の共同登録の定量化>原理的に、脈管形成血液量および代謝亢進組織の低酸素症は、同様な、そしてしばしば同じ組織量の中で発生する。血管量信号は、血液量信号によって補強することができる。例えば、ピクセルごとに評価された一致の定量化によって疑わしい領域のアイデンティティをさらに補強するために、2つの画像の一致を評価することができる。その第1のステップは、最大の信号を等化するための2つの画像の正規化である。その領域を選択するための、そして空間的な一致残差信号に対する、および血液量信号に対する積分値を得るための、適切なコンピュータプログラムが存在する。次に、ピクセルごとの減算が、2つの形状、血液量および脱酸素化の一致の評価のベースとなる残差信号を提供する画像を与える。これは視察によって一致しているように見える形状に対して実行され、残差の非ゼロピクセルの積分値が合計の信号に対して比較される。より単純な手順はその差の最大値を取り、それを2つの画像に対する正規化された値の最大値で割る方法である。図9を参照して、疑わしい領域の画像を要約するために四次元グラフを使うことができる図9は、1つの仮説的要約に過ぎず、実際の脳組織のデータではない。血液量ボルトが横軸に、そして脱酸素化ボルトが縦軸にプロットされている。測定された画像の大きさが円の直径として描かれ、血液量画像の脱酸素化画像との間の一致のパーセンテージがカラー目盛りによって示している。一致信号のパーセンテージのカラーコーティングは次の式に基づいたカラー目盛りによって与えることができる。1-オーバラップ残差信号の最大値/血液量信号の最大値×100四次元の図は次のように要約される。1.疑わしい塊の画像の大きさその最大寸法の1/2としてプロットされている。2.カラーでプロットされている血液量と血液脱酸素化の一致。3.ボルト横軸の目盛りで測定された一致領域における血液量。4.一致領域における血液の脱酸素化縦軸の目盛り。上記の画像形成技法をテストし、その画像形成システムを校正するための脳のモデルが構築された。そのモデルは酸素化または脱酸素化された血液のソースに対して連結されている4×8×8mmのセロファンチャンバを含んでいた。そのチャンバは吸収係数μa=0.04cm1、そして散乱係数μs’=10cm1である固体の脳モデルの内部の2.5cmの深さの場所に置かれた。そのチャンバは適切な濃度の血液で満たされた。そして、そのモデルの内部の各種の位置へ動かすことができた。血液濃度の相対的変化の正確な値は50~160μm生理学的な範囲をカバーしているの範囲内で2μmの誤差で得られた。逆投影のアルゴリズムから得られた画像を実際の位置と比較することによって、±2mmの位置の誤差が求められた。その位相配列システムは、3cmの深さにおいて非常に高い位置精度およびオブジェクト検出を示した。<機能的画像形成>本発明のもう1つの重要な実施形態においては、脳の選択された領域の機能的活動を画像化するために、上記の画像形成システムが使われる。機能的画像形成のみ、あるいは上記の構造的画像形成または組織特徴画像形成の組合せにおいて、脳の異常性が検出される。機能的画像形成システムは上記の光学的画像形成システムの1つ、および、調べられる被検者の特有の神経的機能を刺激するために構築される刺激ユニットを含む。その光学的モジュールが刺激された組織領域を調べるために配置される例えば、頭頂部皮質の表面を観察するために頭蓋の頭頂部の骨の上に。その画像形成システムと一体になって動作している刺激装置が可視光線または赤外線によって探られる組織領域における選択された神経的活動を刺激するように設計された、機械的、電気的、熱的、音声または光の信号を発生する。神経的活動は知覚的刺激、例えば、可視的、可聴的、または嗅覚的刺激、味覚、触覚の弁別、痛みおよび温度の刺激、あるいは自己刺激感応の刺激などの、感覚的刺激によって誘起される。機能的画像形成は1998年12月29日に発行された米国特許第5,853,370号の中にも記述されている。上記特許の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。機能的画像形成は神経活動の多数の中心を調べて画像化することができる。例えば、側頭葉の表面を調るために頭蓋の側頭骨に光学的モジュールを取り付けることができる。次に、刺激装置は、光学的トモグラフィシステムが側頭葉の聴覚領域の神経機能的活動を画像化している間に、聴覚機能を刺激する。また、光学的システムはその刺激装置による刺激の前後に側頭葉の中のWernickeの聴覚関連の皮質も画像化することができる。もう1つの神経機能的検査は、前頭葉を調べるために頭蓋の前頭骨に対して光学的モジュールを置くことを含む。次に、刺激装置は光学的トモグラフィシステムが刺激の前および刺激中にBrocaの運動音声領域の神経機能的活動を画像化している間に、運動音声機能を刺激する。さらに、光学的モジュールを右頭頂骨に取り付けて左の手足における痛み、熱いまたは冷たい感覚、または振動的な感覚の刺激の前およびその間に一般的な感覚領域の神経機能的活動を調べることができる。また、左右を逆にして調べることができる。別の方法としては、刺激ユニットは大脳または脊髄の組織における生理学的および病理学的な反射を誘起するように構築される。その刺激ユニットは瞳孔反射、角膜反射、人形の眼現象、眼前庭反射oculovestibularreflexes、深部腱反射、腹部反射、挙睾筋反射、姿態反射、ギャグ反射gagreflexes、幼児性反射infantilereflexes例えば、まばたき反射、聴覚眼瞼反射、手掌反射、指反射、哺乳反射、ガラン反射、緊張性反射、プレー反射、驚愕反射などを刺激する。刺激装置は神経系統の選択された領域を刺激する。ニューロンによって伝えられる対応している神経学的パルスが、それぞれの径路の異なる点、例えば、神経の中、脊髄の中、視床の中、あるいは大脳皮質の中において検出され、画像化される。例えば、刺激装置によって冷たい刺激または熱い刺激が左手の小指に生じた時、この熱的刺激は頚部脊髄の右側の脊髄視床路の中を伝播し、視床の知覚的細胞核に至り、頭頂葉の右側の心後回において終了するパルスを発生する。ここでは例を示す目的のためだけに提供されている臨床的研究においては、被検者の前頭葉皮質における認識活動を画像化するための光学的トモグラフィシステムが使われた。教師に引率された高校生およびペンシルバニア大学の三人の学生の指導員が図3に示されている50MHzの位相配列画像形成システム15を使って調査を行い、それぞれの認識の応答および額の上でのそれぞれの地理的分布の再現性を探索した。多数の認識テストが4つの選択されたグループによって調査された。逆方向スペリングの単純性および多様性が学生のグループによって選択された。したがって、そのチームの各メンバが、3~4回の休息30秒を挿入して他のメンバによってテストされた。学生達は30秒の間、5文字ワードを逆方向に5が普通綴り、その後、30秒間休息するというようにした。その被検者にとって未知であるワードのリストから各回ごとに新しいワードが使われた。被検者はそれぞれの応答の正確性については採点されなかった。そして1つのスペリングができると直ぐに、別のワードが与えられ、そのプロトコルにおいては催促は含まれなかった。調査された全体の母集団は18人の参加者を超えたが、ここで示されているように、前頭葉のデータは個人的性格が強く、グローバルな平均化には適していない。代わりに、個々の被検者に対して、5人の被検者についての125のテストによる20日間で行われた精力的な長期的調査が完了した。そしてここで表示されている結果は、5人のそれぞれについての25の調査に基づいており、そしてさらに50のテストが残りの14人の学生について行われた。この調査においては被検者の選択はなかった。位相および振幅の画像を発生するために、逆投影画像がMatlabソフトウェアを使って処理された。位相の画像は頑強であり、明確であった。データの表示は、6週間にわたって累積された日付付きのデータのヒストグラム表示の形式である。血液量の応答は4cm2の面積の9つの領域に分割されている額の上のそれぞれの位置ごとに採点された。特定の領域における20°以上の応答が以下に示されているヒストグラムを生成するために使われた。それは特定の個人に対する特定の領域における応答の頻度を示している。これらのボクセルはこの研究の約1cm2の分解能の観点において少なくとも1つおよび場合によっては2つの応答を含む可能性がある。しかし、9個の領域の選択は現在では十分であるようにみえる。<脳の調査:頭頂領域>図10および図10Aは、刺激として反対側の、頭頂葉の指接触による図3の画像形成システムによって得られた実験的な光学画像を示している。これらの図は刺激として反対側の頭頂葉の指接触によって得られる分解能を示している。この画像の強度の比較的大きい部分は1.5×0.7cmである。その強度のプロファイルは図の右側に示されており、そしてそのピークは直径で約4mmである。重要なこととして、ノイズの背景が数度より小さい位相である頭頂葉の刺激のピークに対する40°以上の位相シフトを位相目盛りが示しており、図3-図5に示されている位相打ち消しシステムの非常に高い信号対雑音比を確認している。振幅の変化の独立の読みは焦点領域において吸収の増加を示し、それは血液の濃度の増加に起因している。また、この波長は血液濃度の増加に伴う可能性があるヘモグロビンの酸素化の変化も示す。したがって、位相シフト信号は血液濃度の増加に起因する吸収の増加と、より強く酸素化された血液による脱酸素化血液の置換に起因する吸収のより小さい増加との組合せであり、その正味の変化は吸収の増加および光径路長または位相遅延の短縮である。図11は、知覚運動刺激における光学的信号とNMR信号との共同登録を示している。光学的画像PAIとMRI画像を共同登録するための機能は、血液量または酸素化の変化に対する光学的方法の精度内にある。したがって、位相配列画像によって測定される最大の血液濃度は、fMRI図11によって測定される脱酸素化ヘモグロビンの最大値の減少と一致している。しかし、その形状は正方形ではなく、2cm×1cmの楕円である。そのような差は将来の研究において検証される可能性があり、脱酸素化ヘモグロビンのインクリメンタルな変化ではなく、ヘモグロビンの部分的脱酸素化および血液濃度が観察される。図12A-図13Dは上記の高校生によって行われた認識調査によって検出された画像を示している。その中で、被検者の前頭葉皮質における認識活動を画像化するために光学的トモグラフィシステムが使われた。9個のソースと、9cm×4cmの光学的パッド上で780nmにおいて動作している4つの検出器システムが眉とヘアラインとの間に置かれた。その被検者が逆方向スペリングを実行している間と休止している間に光学的データが検出された。図13A-図13Dを参照すると、第2の被検者KWが中心線の他の側において1.5×1cmの可変強度の画像を示した。そして第4の繰返しにおいては、パターンのフェイスアウトおよび第1の被検者の場合と同じようなパターンの出現を示した。図12A、図12Bおよび図12Cを参照すると、繰り返されたテストに対する1人の被検者DIPITの応答は額に沿ってのほぼ1.5×3cmの領域で、位置および強度においてほとんど同じである。図14Aおよび図14Bは、2人の被検者DIPTIおよびKWのそれぞれに対する額の上の位置のヒストグラムである。応答における変化が観察された。特に、応答の最大値の位置の変化を示したグループの若い方のメンバにおいて変動が観察された。この理由で、額の上の応答の位置のヒストグラムが個人の応答のより良い表現となることが考えられた。20°以上の信号が選択され、そしてそれぞれの位置が9つの空間図5において採点された。それらの空間は右下BR、左下LL、中央右CR、上部右UMなどと略記されている。図14Aおよび図14Bを参照すると、逆方向スペリングのタスクに対する応答における前頭葉皮質の異なる位置を2人の個人が示している。図14Bは、上部中央領域を中央左領域よりずっと大きい範囲まで示している。これらの2つのケースは調査された多くの被検者の代表例であり、前頭葉の認識の応答の新しい重要な要素が何であるかを定義している。4つのテスト間隔にわたって両方の被検者がほぼ常に支配的な位置において応答したことに留意されたい。<新生児の画像形成>ここで例として示すためだけに提供されているもう1つの臨床学的調査においては、この技法が図15Aおよび図15Bに示されているような予定日前出産および予定日出産の白人でない新生児の機能的活性化のために適用された。この場合、前頭葉の活動はまだテストすることができず、代わりに、感覚運動領域がテストされた。静止画像を得るために、プローブが30秒間その幼児の頭に保持された。右の指に触れると、30秒間にわたる画像化された応答が引き起こされる。その振幅は大きく、100°の位相シフトおよび約2cmの大きさの画像が反対側の半空間において示される。しかし、右の指が触れられた時、横方向に表示されている反対側の半空間において同様な応答の領域が得られる。さらに、右足が無意識に蹴られる。検査された幼児は26週間の妊娠期間、1キログラム、の未熟児であり、4週間の年令において調査された。この場合の刺激はその幼児の右の指への接触図15Bであった。反対側サイズが約1×1.5cmにある程度異なった画像、そして大きい100°以上の位相シフトが得られた。左の指の刺激図15B、Aは同じサイズの異なる画像を与えたが、右側の半空間において横方向にずれていた。同時に、無意識の蹴りが明らかに解像され、そしてその画像は横方向にずれていた。したがって、予定日前出産の新生児の脳の自発的な応答および無意識の応答の画像が得られた。これらのデータは暫定的なものであるが、それらはその応答の振幅が大きいことが注目され、実際に高校生の母集団において観測されたものと同程度の大きさであった。高校生の母集団と比較した新生児のこの大きい応答は、部分的には新生児の頭蓋が薄く、そしてCSFの空間が小さいことに原因がある。これは分娩前または分娩時のいずれかの低酸素症/虚血症または他の外傷性の病気を患ったことがある機能障害の幼児の減少した応答の検出に対しても十分に利用できる。連続の、または変調された光での、NIR領域における複数の光源および検出器を使った脳機能の十分に解像された画像の形成は、成人、予定日出産および予定日前出産の新生児における視覚的知覚運動および前頭葉の機能の研究の豊かな分野への道を開く。その方法は、高速の、単純な、直接的な、安全で利用可能な方法を脳機能の調査に対して提供するために意図的に単純化され過ぎている。信号の安定性についての、そして与えられた個人に対する最大応答の位置についての、そして個人間の応答の変化についての有効性を確認するために、高校生についての十分な調査が行われた。その素晴らしい結果は、一方では一連の高校生の調査において観察された前頭領域の応答の柔軟性であり、他方では頭頂領域において呼び起こされた信号が予定日前出産および予定日出産の幼児において得られる容易性である。したがって、ここおよび他の場所においてさらに研究を刺激するためにこれらの調査についての暫定報告を示す。これらの結果は大きな母集団に対して脳機能の測定の複雑な技術を、実用的で利用可能なものにする。MRIほどの分解能はなく、また、PETほどの化学的詳細性はないが、酸素化、脱酸素化ヘモグロビンに対して、そして光散乱の変化に対する感度を提供するために多重波長の動作が可能である。さらに重要なこととして、この方法は機能的性能に重要な影響を有する可能性があるシミュレートされたストレスまたは実際のストレスの状況下で、あるいは他の場合には、その被検者が予定日出産および予定日前出産の新生児の場合のように十分に制御することができないか、あるいは事故または病気のために完全には応答しない場合に、成人において、人間の母集団についての研究の新しい分野を開く。<高分解能画像>以前の調査においては、光学的トモグラフィが、通常2つの平面における吸収の二次元投影によって、X線画像を模倣しようとしていた。この技法の成功は通常の組織とは異なる散乱材料または吸収材料のいずれかの構造を識別するための放射線技術者の能力に基づいている。しかし、悪性の病気の組織の識別の基になるような構造的特徴を描写するためには高い分解能が必要である。高分解能は装置集約的である以外に、時間集約的である。すなわち、PET/MRIと同等程度の分解能を達成するには多数のソース検出器の組合せが必要である。上記のシステムにおいては、正常な組織または正常な組織のモデルに関して腫瘍の光学的性質を定量化する際の信号対雑音比を増加させるために画像の分解能が主として採用されている。しかし、光学的システムによって収集される血液量、酸素化および脱酸素化のデータは高分解能の画像形成に大きくは依存しない。ソースおよび検出器の数を増やした光学的システムは、より高い空間分解能を提供する。さらに、ソース‐検出器間の間隔すなわち、入力ポートから検出ポートまでの間隔を大きくすることによって、導入される光学的放射の透過をより深くすることができる。選択された間隔の値を使うことによって、上記画像形成システムは三次元の再構成のために使われ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。"