JP2009232876A - Biopsy probe, and biopsy apparatus - Google Patents
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Description
本発明は、光を用いて生体内部を非侵襲に計測する生体検査装置及び生体検査用プローブに関する。 The present invention relates to a living body inspection apparatus and a living body inspection probe that non-invasively measure the inside of a living body using light.
生体の内部を診断するには様々な手法がある。その一つである光計測は、被爆の問題がなく、波長を選択することにより計測対象である化合物を選択できるという利点を有している。また装置の小型化・低価格化を実現する構成も可能であり、他の診断装置が主として医療機関で使用されるのに対して、家庭や保健機関での使用も視野に入れて製品化が進められている。 There are various methods for diagnosing the inside of a living body. Optical measurement, which is one of them, has the advantage that there is no problem of exposure and the compound to be measured can be selected by selecting the wavelength. In addition, it is possible to reduce the size of the device and reduce the price, while other diagnostic devices are mainly used in medical institutions, but they can be commercialized with a view to use in homes and health institutions. It is being advanced.
生体光計測装置として既に製品化されているものは、血液中の酸素飽和度計測装置、脈波計(脈拍計)及び、光トポグラフィである。これらは血液中にあるヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの濃度をモニタするものである。酸素飽和度計測装置及び脈波計は、術中・術後の状態管理に用いられ、指先などの1点でその経時変化をモニタする。光トポグラフィは、主として脳におけるヘモグロビンのマッピングを行い、従来はMRIや電位で計測していた脳機能を簡便に計測する。 What has already been commercialized as a biological light measuring device is a blood oxygen saturation measuring device, a pulse wave meter (pulse meter), and an optical topography. These monitor the concentration of hemoglobin and oxygenated hemoglobin in the blood. An oxygen saturation measuring device and a pulse wave meter are used for state management during and after surgery, and monitor changes over time at one point such as a fingertip. Optical topography mainly maps hemoglobin in the brain and simply measures brain functions that have been conventionally measured by MRI or electric potential.
現在、医療診断装置として確立しているX線、NMR(MRI)、超音波エコー及び、核医学(ポジトロン)の各装置と比較して、光生体計測装置の市場規模は小さい。技術そのものは30年前から知られており、現在も国内、海外ともに生体ブームの様相を呈しているにもかかわらず、該当する製品の市場形成がされていない状況である。 Compared with X-ray, NMR (MRI), ultrasonic echo, and nuclear medicine (positron) devices that are currently established as medical diagnostic devices, the market for optical biometric devices is small. The technology itself has been known for thirty years ago, and the market for relevant products has yet to be formed despite the fact that both domestic and foreign countries have a biological boom.
この原因の一つとして、生体は、強い散乱特性を有することが挙げられる(例えば、非特許文献1参照)。この散乱特性のため、皮膚から入射された光が、生体内部の情報を取得して皮膚から出射されても、生体内部の部位を特定することは難しい。そこで、生体内を光が伝播する様子がシミュレーションされ、光が生体内に入射されてから生体内での拡散反射を経て生体外へ出射されるまでの光経路の平均的な断面形状は、「バナナ状」になると解析された。生体光計測では、この光経路の断面形状に基づいて、拡散反射光の測定位置から光の到達深さを限定する方法が用いられることが多い。上述した光トポグラフィ等でもこの方法が採られている。この方法により、例えば計測深さが脳の表面となるように光照射器と光検出器とを配置することで、計測部位を脳表面に限定する装置が開発されている。 One cause of this is that the living body has strong scattering characteristics (see, for example, Non-Patent Document 1). Due to this scattering characteristic, it is difficult to specify a site inside the living body even if light incident from the skin acquires information inside the living body and is emitted from the skin. Therefore, the state of light propagating in the living body is simulated, and the average cross-sectional shape of the light path from when light enters the living body through diffuse reflection inside the living body and exits from the living body is “ It was analyzed to be “banana-like”. In living body light measurement, a method of limiting the arrival depth of light from the measurement position of diffuse reflected light based on the cross-sectional shape of the optical path is often used. This method is also adopted in the optical topography described above. By this method, for example, an apparatus for limiting the measurement site to the brain surface has been developed by arranging the light irradiator and the photodetector so that the measurement depth is the surface of the brain.
ところで、生体内の状態を検知するには、注目部位の光の吸収係数を指標とする。吸収係数を求めるには、吸収体がない部位における光強度である基準光強度と、注目部位における光強度である信号光強度とを比較する。そのため、信号光強度だけでなく、基準光強度を適切に測定しないと吸収係数を正確に求めることができない。 By the way, in order to detect the state in the living body, the light absorption coefficient of the site of interest is used as an index. In order to obtain the absorption coefficient, the reference light intensity, which is the light intensity at the site where there is no absorber, is compared with the signal light intensity, which is the light intensity at the site of interest. Therefore, not only the signal light intensity but also the reference light intensity cannot be measured accurately to obtain the absorption coefficient accurately.
しかしながら、生体表面はなだらかな曲面であるため、プローブと生体表面とを常に密着状態にすることは困難である。このため、基準光強度が適切に測定されず、基準光強度に再現性がないという問題がある。基準光強度に再現性がないと、真実の値と異なる吸収係数が求められてしまう。また、極端な場合には、吸収係数が求められないという問題も生じる。
上記のように、従来の生体検査装置では、生体表面が曲面であるため、測定される基準光強度に再現性を持たせることが困難であるという問題があった。 As described above, the conventional biopsy apparatus has a problem that it is difficult to provide reproducibility to the measured reference light intensity because the surface of the living body is a curved surface.
本発明は、上記事情によりなされたもので、その目的は、生体に光を安定して入射して、基準光強度を正確に測定することが可能な生体検査装置及びそのプローブを提供することにある。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a living body inspection apparatus and its probe capable of accurately measuring the reference light intensity by stably making light incident on the living body. is there.
上記目的を達成するため、本発明に係る生体検査用プローブは、生体表面に接触された状態で前記生体に対して超音波を送受信するための超音波プローブと、前記超音波プローブに一体化され、当該超音波プローブが前記生体に接触された状態で前記生体に対して光照射端及び光入射端が接触し、前記光照射端から光を照射して当該生体内で拡散反射された前記光を前記光入射端で入射するための光プローブとを備え、前記光プローブの光照射端及び光入射端は、それぞれ前記超音波プローブの前記生体表面に対する接触面よりも突出することを特徴とする。 In order to achieve the above object, a biopsy probe according to the present invention is integrated with an ultrasonic probe for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the living body in contact with the surface of the living body, and the ultrasonic probe. The light irradiated end and the light incident end are in contact with the living body in a state where the ultrasonic probe is in contact with the living body, and the light diffused and reflected in the living body by irradiating light from the light emitting end. And an optical probe for making the light incident at the light incident end, and the light irradiation end and the light incident end of the optical probe protrude from the contact surface of the ultrasonic probe with respect to the living body surface, respectively. .
また、本発明に係る生体検査装置は、生体表面に接触された状態で前記生体に対して超音波を送受信するための超音波プローブと、前記超音波プローブに一体化され、当該超音波プローブが前記生体に接触された状態で前記生体に対して光照射端及び光入射端が接触し、前記光照射端から光を照射して当該生体内で拡散反射された前記光を前記光入射端で入射するための光プローブとを備える生体検査用プローブと、前記超音波プローブにより前記生体に対して超音波を送受信して前記生体内の超音波画像を取得する画像取得部と、前記光プローブの光照射端から前記生体の異常組織の吸収波長帯である特定波長成分を含む光を照射させる光照射部と、前記光プローブの光入射端で入射された光を受光してその光強度を検出する光検出部と、前記光検出部で検出される光強度に基づいて前記異常組織からなる異常部位の光の吸収係数を求める光演算部と、前記超音波画像を、前記光の吸収係数に基づいて画像処理した後表示する表示手段とを備え、前記光プローブの光照射端及び光入射端は、それぞれ前記超音波プローブの前記生体表面に対する接触面よりも突出することを特徴とする。 The biopsy apparatus according to the present invention is integrated with an ultrasonic probe for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the living body in contact with the surface of the living body, and the ultrasonic probe, The light irradiation end and the light incident end are in contact with the living body in contact with the living body, the light irradiated from the light irradiation end and diffused and reflected in the living body at the light incident end. A biopsy probe including an optical probe for incidence; an image acquisition unit that transmits / receives ultrasonic waves to / from the living body using the ultrasonic probe; A light irradiation unit that irradiates light including a specific wavelength component that is an absorption wavelength band of the abnormal tissue of the living body from the light irradiation end, and receives light incident at the light incident end of the optical probe and detects its light intensity A light detection unit that An optical calculation unit that obtains an absorption coefficient of light of the abnormal region made of the abnormal tissue based on the light intensity detected by the light detection unit; and after the ultrasonic image is subjected to image processing based on the absorption coefficient of light Display means for displaying, wherein a light irradiation end and a light incident end of the optical probe protrude from a contact surface of the ultrasonic probe with respect to the living body surface, respectively.
本発明によれば、生体に光を安定して入射して、基準光強度を正確に測定することが可能な生体検査装置及び生体検査用プローブを提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide a living body inspection apparatus and a living body inspection probe capable of stably entering light into a living body and accurately measuring a reference light intensity.
以下、図面を参照しながら本発明に係る生体検査装置及び生体検査用プローブの実施の形態を詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments of a biopsy device and a biopsy probe according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
図1は、本発明の一実施形態に係る生体検査装置の構成を示すブロック図である。図1における生体検査用プローブ10は、光を照射するための光ファイバー11及び光を受光するための第1、第2の光ファイバー12,13からなる光プローブと、超音波を送受信するための超音波プローブ14(例えば東芝メディカル製805AT)とを備える。
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a biopsy apparatus according to an embodiment of the present invention. The
信号発生部20は、近赤外LD(レーザダイオード)30−1,30−2を駆動する。信号発生部20の駆動により、近赤外LD30−1は波長760nmの光を出力し、近赤外LD30−2は波長840nmの光を出力する。すなわち、近赤外LD30−1,30−2から出力される光の波長は、酸化ヘモグロビンとヘモグロビンの等吸収点である805nmをはさんで長波長と短波長となるようにしている。また、近赤外LD30−1,30−2の出力は、10mW又は、5mWである。
The
光合波・結合器40は、近赤外LD30−1,30−2からの光を受け取り、いずれかの波長の光を光照射用の光ファイバー11に出力する。また、光合波・結合器40は、どの波長の光を光ファイバー11に出力しているかを光演算部70に通知する。
The optical combiner /
上記光照射用の光ファイバー11は、6本設けられ、それぞれの光照射端から上記光合波・結合器40の出力光を生体200に照射する。これらの光ファイバー11は、いずれも石英からなり、その直径は200μmである。
Six
上記受光用の第1の光ファイバー12には、基準光強度を検出するための光が光入射端から入射する。この光ファイバー12は、石英からなり、その直径は200μmである。光ファイバー12は、光検出部50−1に接続される。これにより、光ファイバー11から照射され生体内で拡散反射された光は、光ファイバー12から入射して光検出部50−1で受光される。
Light for detecting the reference light intensity enters the light receiving first
一方、上記受光用の第2の光ファイバー13には、信号光強度を検出するための光が光入射端から入射する。これらの光ファイバー13は、9本設けられ、いずれもポリマーからなり、その直径は1mmである。光ファイバー13は、それぞれの光出射端が光検出部50−2〜50−10に接続される。これにより、光ファイバー11から照射され生体内で拡散反射された光は、光ファイバー13から入射して光検出部50−2〜50−10で受光される。
On the other hand, light for detecting signal light intensity enters the second
光検出部50−1〜50−10は、Siフォトダイオード及びプリアンプを備える。光検出部50−1は、受光用の第1の光ファイバー12からの入射光を受光してその光強度を検出する。また、光検出部50−2〜50−10は、受光用の第2の光ファイバー13からの入射光を受光してその光強度を検出する。光検出部50−1〜50−10は、検出された光強度を規定のタイミングでメインアンプ60に供給する。メインアンプ60は、受け取った光強度信号を順次増幅して光演算部70に供給する。
The light detection units 50-1 to 50-10 include a Si photodiode and a preamplifier. The light detection unit 50-1 receives incident light from the first
光演算部70は、光強度信号を受け取るタイミングに基づいて、どの光検出部から供給された光強度信号かを判別する。光演算部70は、光検出部50−1から供給された光強度信号を基準光強度とし、光検出部50−2〜50−10から供給された光強度を信号光強度とする。そして、光演算部70は、光合波・結合部40から通知される照射光の波長に関する情報に基づいて、互いに同波長の光の信号光強度と基準光強度とを比較して散乱光強度の分布を算出する。
The
光演算部70は、物質毎の光吸収係数及び散乱係数と、それらから理論的に得られる散乱光強度分布とを予め記録したメモリ71を備える。光演算部70は、超音波演算部90から超音波画像を受け取り、この超音波画像と前記算出された散乱光強度分布とに基づいて、この散乱強度分布と一致する理論的な散乱光強度分布をメモリ71から検索する。そして、算出された散乱光強度分布を示す吸収係数及び物質を判定する。光演算部70は、得られた吸収係数に関する情報を超音波演算部90に供給する。
The
超音波プローブ14は、超音波送受信素子及びアンプを備える超音波送受信部80に接続され、超音波送受信部80から超音波を発生させるための駆動信号が供給される。超音波プローブ14は、駆動信号を受け取り、圧電変換素子により超音波振動して生体内に超音波を当てる。また、超音波プローブ14は、生体内で反射された超音波を受信し、そのエコー信号を超音波送受信部80へ返信する。超音波送受信部80は、超音波プローブ14からのエコー信号に遅延加算処理等を施して超音波演算部90に出力する。
The
超音波演算部90は、超音波送受信部80で遅延加算処理等が施されたエコー信号から超音波画像を生成する。また、超音波演算部90は、光演算部70からの情報に基づいて、例えば着色等の画像処理をする。この画像処理により、同一の吸収係数を有する物質には同一の色が付されることになる。ディスプレイ100は、超音波演算部90で得られた画像を表示する。
The
図2は、本発明の一実施形態に係る生体検査用プローブ10の平面図を示す模式図である。図2において、生体検査用プローブ10は、略凸形状を成し、その長手方向に、超音波プローブ14の先端部(音響レンズ)141が配置される。生体検査用プローブ10の略中心には、光学部15が配置される。光学部15は、図2の拡大図で示すように、光を照射するための6本の光ファイバー11−1〜11−6が、受光用の第1の光ファイバー12を取り囲むように配置されている。
FIG. 2 is a schematic diagram showing a plan view of the
生体検査用プローブ10は、光学部15を中心とした半径10mmの半円上で4等分された位置に受光用の5本の第2の光ファイバー13−1〜13−5を備える。また、生体検査用プローブ10は、光学部15を中心とした半径20mmの半円上で4等分された位置のうち、音響レンズ141から最遠の部位を除いて4本の光ファイバー13−6〜13−9を備える。
The
光学部15及び光ファイバー13−1〜13−9の先端部には、ウルテム(PEI)を材料としたキャップ16が装着されている。キャップ16の外径は5mmであり、高さは0.5mmであり、デュロ硬度は90である。なお、キャップ16の形状は、円形であることが多いが、例えば正方形や六角形となってもかまわない(正方形や六角形である場合、上述する直径は対角線とする)。なお、生体の例として、乳房のデュロ硬度は20〜40程度(例えば、非特許文献2参照)である。また、音響レンズ141のデュロ硬度は60である。
A
図3は、本発明の一実施形態に係る生体検査用プローブ10の図2におけるA−A’断面の断面図である。図3において、生体検査用プローブ10の断面は、略長方形状を成す。音響レンズ141には、例えば微小な複数の圧電変換素子を帯状に二次元状に配列した超音波振動子142が接続される。光学部15をなす光ファイバー12及び光ファイバー11−1〜11−6と、光ファイバー13−3とは、生体検査用プローブ10の上面から下面に貫通する。光学部15及び光ファイバー13−3の先端は、キャップ16を有することにより、音響レンズ141よりも0.5mm下面に位置するようになっている。
FIG. 3 is a cross-sectional view taken along the line A-A ′ in FIG. 2 of the
次に上記キャップ16の高さ、直径、及び硬さについて詳細に説明する。
Next, the height, diameter, and hardness of the
まず、従来のように、光の受光端及び照射端にキャップ16が装着されていない場合に、光ファイバーから生体へと光が入射する過程(又は光ファイバーで光を受光する過程)における問題点について説明する。
First, a description will be given of problems in a process in which light enters an organism from an optical fiber (or a process in which light is received by the optical fiber) when the
光ファイバー端面から照射された光が生体表面に入る際に、表面の凹凸による反射や屈折率の差による反射によって光量が減少する。これは、光ファイバーが試料表面から離間し、光ファイバーと生体表面との間に空気があることに由来する。光ファイバーと生体表面との間に空気がある場合、光ファイバーから空気、空気から生体表面と2回境界を通過するので、それぞれで光量の減少が起こる(受光過程でも同様)。 When light irradiated from the end face of the optical fiber enters the surface of the living body, the amount of light decreases due to reflection due to unevenness on the surface and reflection due to a difference in refractive index. This is because the optical fiber is separated from the sample surface, and there is air between the optical fiber and the living body surface. When there is air between the optical fiber and the living body surface, the light passes through the boundary from the optical fiber to air and from the air to the living body surface twice.
本発明では超音波計測を同時に行うため、超音波をマッチングさせるためのUSゼリーを界面に塗布しながら生体検査用プローブを使用する。この場合でも、光ファイバーが試料表面から離間している際には、光ファイバーと試料表面との間にこのマッチングゼリーが入り込み、光の入射状態が変動する。これにより、光ファイバーからの皮下入射光強度が一定とならない。なお、マッチング剤(液またはゼリー)を界面に塗布することによって入射状態を安定化させる公知例がある(例えば、特許文献1参照)。しかしながら、光ファイバーの密着状態の再現性は、試料の表面状態や柔軟性によってはマッチング剤のみでは向上しない。 In the present invention, since ultrasonic measurement is performed at the same time, a biopsy probe is used while applying US jelly for matching ultrasonic waves to the interface. Even in this case, when the optical fiber is separated from the sample surface, the matching jelly enters between the optical fiber and the sample surface, and the incident state of light varies. As a result, the intensity of subcutaneous incident light from the optical fiber is not constant. In addition, there exists a well-known example which stabilizes an incident state by apply | coating a matching agent (liquid or jelly) to an interface (for example, refer patent document 1). However, the reproducibility of the adhesion state of the optical fiber is not improved by the matching agent alone depending on the surface condition and flexibility of the sample.
そこで本発明では、音響レンズ141が皮膚表面に接触した状態で光ファイバー先端部が表面から浮かない構造とするために、図3に示すように、光学部15及び光ファイバーの先端にキャップ16を装着させ、それらの位置を音響レンズ141よりもある程度突出するようにしている。超音波を生体内に照射するためには、音響レンズ141を生体に押し付ける必要があるので、この構造をとることにより光学部15及び光ファイバーの先端が生体内に押し込まれた状態となる。
Therefore, in the present invention, in order to make the structure where the optical fiber tip does not float from the surface when the
生体は、ある一定の柔軟性、言い換えれば硬さを有しており、外力を受けることにより変形する。この変形の大きさは、押し込まれる物体の先端形状、押し込む力(圧力)及び、硬さにより決定される。生体の組織の状態は、生体の変形が大きくなると変化する。この生体の変形に伴い、生体の物理定数が変化する。例えば、皮膚を強く圧迫すると真皮層にある毛細血管がつぶれて血液が供給されなくなり、皮膚の色が白くなる。このような状態ではヘモグロビンの量が減っており、吸収強度が小さくなる。光ファイバーを深く押し込み過ぎると、このように皮膚の状態に変化が生じてしまう。 A living body has a certain degree of flexibility, in other words, hardness, and is deformed by receiving an external force. The magnitude of this deformation is determined by the tip shape of the object to be pushed in, the pushing force (pressure), and the hardness. The state of the living tissue changes as the deformation of the living body increases. With the deformation of the living body, the physical constant of the living body changes. For example, when the skin is strongly pressed, the capillaries in the dermis layer are crushed and blood is not supplied, and the skin color becomes white. In such a state, the amount of hemoglobin decreases and the absorption intensity decreases. If the optical fiber is pushed too deep, the skin condition changes in this way.
また、光ファイバーを生体のある深さまで押し込むためには、光ファイバーの先端部の径が大きくなると、測定プローブを皮膚に押し付ける加重は大きくなる。操作者が測定プローブ全体を皮膚に押し付けながら走査し、その際に被験者に痛みを感じないことを前提とすると、光ファイバーを皮膚に押し付ける力をあまり大きくすることはできない。光ファイバー先端部を接触させた状態を保つために必要な力は30g重前後であり、光ファイバーを押し込む力は1kg重以下とすることが望ましく、500g重以下とすることがさらに望ましい。 Further, in order to push the optical fiber to a certain depth of the living body, when the diameter of the tip of the optical fiber is increased, the load for pressing the measurement probe against the skin is increased. If it is assumed that the operator scans the entire measurement probe while pressing it against the skin, and the subject does not feel pain at that time, the force pressing the optical fiber against the skin cannot be increased too much. The force required to keep the optical fiber tip in contact is about 30 g weight, and the force for pushing the optical fiber is preferably 1 kg weight or less, more preferably 500 g weight or less.
そこで、光ファイバーを密着させるために生体に押し込む深さは、この加重により与えられ、かつ、皮膚の光学定数に変化を生じない範囲でなければならない。また、小さな先端部を用いるとある局部のみ変形して光学定数が変化してしまうおそれがあるため、ある程度の大きさを持った先端部を皮膚に対して鉛直に押し付けることが望ましい。さらに、光ファイバーを生体に対して押し込む際には、光ファイバー先端部と生体とで硬度の大きい方が他方を変形させるため、光ファイバー先端部の硬度は、生体よりも大きくすることが必要である。 Therefore, the depth to be pushed into the living body in order to bring the optical fiber into close contact should be given by this weighting and be in a range that does not change the optical constant of the skin. Further, if a small tip is used, only a certain local part may be deformed and the optical constant may be changed. Therefore, it is desirable to press the tip having a certain size vertically against the skin. Furthermore, when the optical fiber is pushed into the living body, the one with the higher hardness between the optical fiber tip and the living body deforms the other, and therefore the hardness of the optical fiber tip needs to be larger than that of the living body.
光ファイバーの先端部に装着するキャップ16の高さ及び直径を実験により調査した。このとき、キャップ16には、デュロ硬度90のウルテムを用いた。音響レンズ141のデュロ硬度は60であり、生体の硬度よりも大きい。つまり、キャップの硬度は生体よりも大きいため、生体を変形させて内部に押し込むことができる。なお、測定プローブ全体を生体に鉛直に押し込むため、キャップ16の硬度は、音響レンズ141の硬度と一致することが最も望ましい。また、硬度が一致していない場合には、キャップ16の硬度が音響レンズ141の硬度より高いことが望ましい。
The height and diameter of the
実験結果から、光学定数に影響を与えないキャップの高さは0.5mm〜1.5mmの範囲で有効であり、更に望ましくは0.8mm〜1.2mmの範囲で有効であることが示された。また、キャップの直径は、最も大きい部分で5mm以下で有効であり、光ファイバーの太さ(1mm以下)を考慮すると1mm〜5mmの範囲で有効であることが示された。 The experimental results show that the cap height that does not affect the optical constant is effective in the range of 0.5 mm to 1.5 mm, and more preferably in the range of 0.8 mm to 1.2 mm. It was. Moreover, it was shown that the diameter of the cap is effective at 5 mm or less at the largest portion, and is effective in the range of 1 mm to 5 mm in consideration of the thickness of the optical fiber (1 mm or less).
次に、図2及び図3に示される上記生体検査用プローブ10における光の検出動作を詳細に説明する。
Next, the light detection operation in the
生体検査装置は、生体内で拡散反射され、「バナナ状」の光経路を経て生体外に照射される拡散反射光の光強度を検出する。光は経路上にある物質の光学情報を載せている。例えば光が血管を通過してヘモグロビンで光吸収される場合、生体検査装置は、検出した光強度から吸収係数を求めることにより、被験者の血液状態を測定することができる。 The living body inspection apparatus detects the light intensity of diffusely reflected light that is diffusely reflected in the living body and irradiated outside the living body through a “banana-like” light path. The light carries the optical information of the substance on the path. For example, when light passes through a blood vessel and is absorbed by hemoglobin, the biopsy device can measure the blood state of the subject by obtaining an absorption coefficient from the detected light intensity.
経路上の光学情報を読み出すためには、光吸収された後の光強度と、光吸収される前の光強度つまり基準光強度とを比較する必要がある。そのため、生体検査装置は、基準光強度を正しく測定することが重要である。対象となる生体には血管の位置や皮膚の色、皮膚状態など様々な個人差があるため、基準光強度の計測には様々な注意が必要である。例えば、基準光強度を計測しようとする位置にほくろやあざがあったり、皮下に血管が通っていたりする場合を想定すると、その位置は、吸収体が存在しないと仮定したにも関わらず、測定されたデータは、本来の基準光強度よりも信号レベルが低いという問題が生じる。また、モデルサンプルを利用して吸収体のない位置で基準光強度を測定する場合には、皮膚色や皮膚状態の個人差が考慮されないという問題がある。 In order to read the optical information on the path, it is necessary to compare the light intensity after light absorption with the light intensity before light absorption, that is, the reference light intensity. Therefore, it is important for the biopsy device to correctly measure the reference light intensity. Since the target living body has various individual differences such as the position of the blood vessel, the color of the skin, and the skin condition, various cautions are required for measuring the reference light intensity. For example, assuming that there is a mole or bruise at the position where the reference light intensity is to be measured, or if a blood vessel passes under the skin, the position is measured despite the assumption that no absorber is present. The generated data has a problem that the signal level is lower than the original reference light intensity. In addition, when the reference light intensity is measured at a position where there is no absorber using a model sample, there is a problem that individual differences in skin color and skin condition are not considered.
この問題は、格子状配置と呼ばれる従来の測定装置でよく用いられる検出器配置方法においても見受けられる。格子状配置では、光源(または外部にある光源から光を導入する素子)と検出器(または外部にある検出素子へと光を転送する素子)とをある一定間隔で交互に並べる。測定装置は、一組の光源・検出器対を結ぶ一つの光経路の測定結果に基づいて情報を計測する。この計測情報は、光源と検出器とを結ぶ線の中心位置に割り付けられる。計測対象として注目するヘモグロビンとは別の吸収体、例えば、メラニン(皮膚上の黒点)が光経路上にあると、ヘモグロビンの吸収にメラニンの吸収(この目的からすると雑音)が加わり、この位置での吸収が大きくなっているように測定される。ヘモグロビンの状態だけを図示したいという目的に対してこの結果は間違った解釈を与える恐れがある。 This problem is also observed in a detector arrangement method often used in a conventional measurement apparatus called a grid arrangement. In the grid arrangement, light sources (or elements that introduce light from an external light source) and detectors (or elements that transfer light to an external detection element) are alternately arranged at certain intervals. The measuring device measures information based on a measurement result of one light path connecting a pair of light source / detector pairs. This measurement information is assigned to the center position of the line connecting the light source and the detector. If an absorber other than the hemoglobin of interest, such as melanin (spot on the skin), is on the light path, the absorption of melanin (noise for this purpose) is added to the absorption of hemoglobin. Is measured so that the absorption of is increased. This result can be misinterpreted for the purpose of plotting only the state of hemoglobin.
以上の問題点に鑑みて、本発明における生体検査用プローブ10を開発した。
皮膚の表層部である角質層と表皮を合わせた厚みは100μm前後である。そのため、表層部の色や状態により、表層部下まで入り込む光強度は変動する。100μmまで到達した後に表面に出てくる光は平均して200μm前後の距離で検出される。光の照射端から200μmの距離に配置した光入射端で反射光を検出するには光ファイバー径が200μm以下である必要がある。しかし、光ファイバー径を200μm以下とすると、生体に入射される光量が少なくなりSN比が悪化する。この問題を解決するため、本発明では図2に示すように光ファイバー12から200μmの距離に6本の光ファイバー11−1〜11−6を配置し、生体内に導入する光量の総量を大きくした。これにより、SN比を増大させることができる。
In view of the above problems, the
The total thickness of the stratum corneum, which is the surface layer of the skin, and the epidermis is about 100 μm. For this reason, the light intensity entering below the surface layer varies depending on the color and state of the surface layer. The light that emerges on the surface after reaching 100 μm is detected at a distance of around 200 μm on average. In order to detect reflected light at the light incident end disposed at a distance of 200 μm from the light irradiation end, the optical fiber diameter needs to be 200 μm or less. However, when the optical fiber diameter is 200 μm or less, the amount of light incident on the living body is reduced and the SN ratio is deteriorated. In order to solve this problem, in the present invention, as shown in FIG. 2, six optical fibers 11-1 to 11-6 are arranged at a distance of 200 μm from the
腫瘍が発生する深さは皮下脂肪の内部であり、この深さにまで到達した光は、光の入射位置から平均して5mm以上離れて出射する。そのため、拡散反射光が入射する光ファイバーは、光学部15から5mm以上の距離に配置することが好ましい。また、SN比を十分な大きさにするため、その距離は、30mm以内とすることが好ましい。また、複数の深さにある吸収体を効率よく検出するため、検出距離を複数とすることがより好ましい。さらに、吸収体による光の減衰が小さい場合に吸収係数を求める精度を上げるため、一つの距離に対して複数の検出器を配置することが更に望ましい。以上のことより、本発明では図2に示すように、光ファイバー13−1〜13−5及び光ファイバー13−6〜13−9を、光学部15からそれぞれ10mm及び20mmの距離に配置した。
The depth at which the tumor occurs is inside the subcutaneous fat, and the light reaching this depth is emitted 5 mm or more away from the light incident position on average. Therefore, it is preferable to arrange the optical fiber on which the diffuse reflected light is incident at a distance of 5 mm or more from the
なお、複数の検出器を列状に並べることで雑音による影響を取り除こうという試みは既に公知例としてあり、イスラエルのサイプロメディカルが円周上にセンサを配置するデバイスを提案している(例えば、特許文献2参照)。このデバイスでは、円周上にセンサを配置することにより中心から等距離にある点の信号を複数測定し、この平均を取ることにより雑音による影響を軽減することを目的としている。しかしながら、生体は均一でないため、単純に平均を取る操作により信号を歪めてしまう恐れがある。したがって、等距離にある検出器の信号を機械的に平均化せず、超音波画像に基づいて算出した各位置での検出強度から吸収係数を求めることが望ましい。 In addition, an attempt to remove the influence of noise by arranging a plurality of detectors in a row is already a well-known example, and Israel's Cypro Medical has proposed a device in which sensors are arranged on the circumference (for example, , See Patent Document 2). The purpose of this device is to reduce the influence of noise by measuring a plurality of signals at points equidistant from the center by arranging sensors on the circumference and taking this average. However, since the living body is not uniform, there is a risk of distorting the signal by simply taking an average operation. Therefore, it is desirable to obtain the absorption coefficient from the detected intensity at each position calculated based on the ultrasonic image without mechanically averaging the signals of the detectors at the same distance.
ところで、従来中心に位置していた光源がリング状になることで、光ファイバー11−1〜11−6から光ファイバー13−1〜13−9までの距離は光ファイバー11の直径の最大2倍のずれを生じる。上述した距離のうち最も近い5mmにおいて±200μmのずれが反射光強度とその経路に及ぼす影響をモンテカルロシミュレーションで見積もったところ、検出される雑音レベルより小さいことがわかった。よって、光源をリング状として光量を増大させることより、信号を歪ませる等の悪影響はないことを確認した。
By the way, since the light source that has been positioned at the center in the past is in a ring shape, the distance from the optical fibers 11-1 to 11-6 to the optical fibers 13-1 to 13-9 is shifted by a maximum of twice the diameter of the
図4は、本発明の一実施形態に関わる生体検査用プローブ10における光検出の様子を示す模式図である。図4では図示していないが、音響レンズ141は、皮膚に接触して使用される。このとき、光学部15及び光ファイバー13に装着されたキャップ16は、皮膚に押し込まれる。図4に示すように、光ファイバー11から照射された光は、皮膚に入射し、生体内で散乱を繰り返しながら拡散し、「バナナ状」の光経路を経て拡散反射光として再び皮膚から出射する。「バナナ状」の光経路は、入射位置と出射位置の中間で最も深い位置を通過する。光ファイバー12には、生体における表層部のみで拡散反射された光が入射する。また、光ファイバー13には、表層部を通過して皮下脂肪で拡散反射された光が入射する。
FIG. 4 is a schematic diagram showing a state of light detection in the
以下、上記構成における生体検査装置の実施例を詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments of the biopsy device having the above configuration will be described in detail.
(実施例1)
装置性能を評価する際の測定対象として、下記のモデルサンプルを準備した。
Example 1
The following model samples were prepared as measurement targets for evaluating the device performance.
モデルサンプルは、シリコーン樹脂を母材とし、散乱体(10%脂肪球分散液、製品名:イントラリピッド)と吸収体(色素)を分散させた後に硬化させたものを用いる。このブロックの光学定数(散乱係数及び吸収係数)は脂肪と同じとした。ブロックの硬化後のデュロ硬度は48であった。そして、サンプルの表面における吸収剤として、吸収強度(吸光度Abs)0.5の吸収フィルム1(厚さ100μm、10cm角)と吸収強度1の吸収フィルム2(厚さ100μm、10cm角)とを用いた。なお、吸光度Absは出射光の光量に対する入射光の光量の割合の自然対数をとったものである。
As the model sample, a silicone resin is used as a base material, and a scatterer (10% fat sphere dispersion, product name: Intralipid) and an absorber (pigment) are dispersed and then cured. The optical constants (scattering coefficient and absorption coefficient) of this block were the same as fat. The durometer after curing of the block was 48. As the absorbent on the surface of the sample, an absorption film 1 (
上記ブロックと、吸収フィルム1及び吸収フィルム2を用いて、以下の3種類のサンプルを作成した。
サンプル1:ブロックのみで吸収フィルムなし。
サンプル2:ブロックの上面に吸収フィルム1を置き、4辺を接着テープで接着。
サンプル3:ブロックの上面に吸収フィルム2を置き、4辺を接着テープで接着。
The following three types of samples were prepared using the block, the
Sample 1: Block only and no absorption film.
Sample 2: The
Sample 3: The
ブロック又はフィルム表面でごみや傷のない位置を選んで超音波ゼリーを塗布し、生体検査用プローブ10を上方からゆっくりとサンプル1〜3に近づけた。本実施例では、音響レンズ141がサンプル表面に最初に接触した高さを0mmとし、下方向にプラスの変位をとる。
Ultrasonic jelly was selected by selecting a position free from dirt and scratches on the block or film surface, and the
本実施例では、近赤外LD30−1,30−2から波長760nm及び840nmの光が、出力10mWで出力される。光合波・結合器40は、両光を受け取り、波長760nmの光のみを光ファイバー11−1〜11−6に出力する。光学部15に設置された光ファイバー11−1〜11−6は、この光をサンプル1〜3に照射する。高さが0mmであるとき、光の照射端及び光ファイバー13−1〜13−9は、音響レンズ141よりも0.5mm、つまりキャップ16の分だけサンプルに押し込まれている。
In this embodiment, light with wavelengths of 760 nm and 840 nm are output from the near infrared LDs 30-1 and 30-2 at an output of 10 mW. The optical combiner /
サンプル1に対して光を照射する場合、ブロック内で拡散反射された光は、光学部15の光ファイバー12及び光ファイバー13−1〜13−9に入射する。また、サンプル2,3に対して光を照射する場合、サンプル2,3の表面に接着された吸収フィルム1,2で拡散反射された光は、光ファイバー12に入射し、ブロック内で拡散反射された光は、光ファイバー13−1〜13−9に入射する。
When the
光検出部50−1は、積算時間を1秒間として光ファイバー12から入射された光を受光し、その光強度を検出する。また、光検出部50−2〜50−10は、積算時間を1秒間として光ファイバー13−1〜13−9から入射された光を受光し、その光強度を検出する。光検出部50−1〜50−10は、光強度信号を光検出部50−1から順に光演算部70へ供給する。光演算部70は、光検出部50−1から受け取った光強度信号を基準光強度とし、光検出部50−2〜50−10から受け取った光強度信号を信号光強度とする。そして、光演算部70は、得られた基準光強度と信号光強度からサンプルの吸収強度を算出する。
The light detection unit 50-1 receives light incident from the
上記サンプル1〜3において、高さ0mmから0.5mm刻みに各光検出部50−1〜50−10で光強度を計測した。各計測において、光強度を5回繰り返し測定したところ、5回の計測における光強度のばらつきは1%以下であった。
In
高さを0mmから1mmと設定した場合、サンプル1〜3における光強度の値は、設定した高さに関わらずそれぞれのサンプルにおいて一定の値となった。また、サンプル3に対して算出した吸収フィルム2の吸収強度は、サンプル2に対して算出した吸収フィルム1の吸収強度の1.8倍から2.2倍となった。作成したサンプルにおける吸収フィルム2の吸収強度は、吸収フィルム1の吸収強度の2倍であるため、本実施例で算出された1.8倍から2.2倍の吸収強度の違いは、算出精度として十分に高い値であるとわかる。
When the height was set from 0 mm to 1 mm, the light intensity values in
高さを−0.5mmと設定した場合(サンプル表面にキャップ16の先端が密着した状態)、サンプル1で計測された光強度は、その分散が大きかった。また、本来は吸収によって光強度が小さくなるはずが大きくなる場合もあった。この場合に吸収は負となり、測定の精度は低い。また、サンプル2,3に対する計測では、極端に強い光強度が観測され、吸収フィルム1,2の吸収強度に依存する結果は得られなかった。これは、吸収フィルム1,2の表面における高い平滑性により、サンプル2,3に照射された光が強く正反射したためと解釈できる。つまり、キャップ16の先端がサンプルに接触し、かつ、音響レンズ141がサンプルから浮いた場合に検出される光強度は、皮下入射光強度ではなく、光ファイバー11−1〜11−6から照射される光強度そのものである。
When the height was set to −0.5 mm (the state where the tip of the
つまり、実施例1は、光の照射端及び受光端に高さ0.5mm、直径5mmのキャップ16を装着した場合、光の照射端をサンプルに適度に押し込むことが可能となり、照射される光のほぼ全てがサンプル内に入射されることを示す。
That is, in the first embodiment, when the
(実施例2)
実施例2では、実施例1で使用したサンプル1〜3を用いて、キャップ16の高さ及び直径を変更した。使用したキャップ16は、高さ1mm、直径2.5mmのキャップ16−1と、高さ1mm、直径5mmのキャップ16−2と、高さ1.5mm、直径2.5mmのキャップ16−3と、高さ1.5mm、直径5mmのキャップ16−4である。実施例1と同様に、音響レンズ141がサンプル表面に最初に接触した高さを0mmとし、下方向にプラスの変位をとる。そして、0.5mm刻みで生体検査用プローブ10を降下させ、光強度を計測した。
(Example 2)
In Example 2, the height and diameter of the
サンプル1〜3を用いて光強度の測定を繰り返したところ、光の照射端である光ファイバー11−1〜11−6の先端がサンプルの内部に0.5mmから1.5mm押し込まれた状態では、光反射光強度は1%以内の安定度で計測できた。一方、光ファイバー11−1〜11−6の先端がサンプル内部に2mm以上押し込まれた状態では、反射光強度が小さくなり、安定性も3%より悪化した。これは押し込みによるサンプル1〜3の変形が過大であるため、サンプル1〜3の光学定数に影響が出たためと解釈される。
When the measurement of the light intensity was repeated using
つまり、実施例2は、キャップ16の高さが適当である場合、安定して光強度を測定することが可能であることを示す。
That is, Example 2 shows that when the height of the
(実施例3)
装置性能を評価する際の測定対象として、下記のモデルサンプルを準備した。なお、本実施例では、測定対象が腫瘍である場合を想定している。
(Example 3)
The following model samples were prepared as measurement targets for evaluating the device performance. In this embodiment, it is assumed that the measurement target is a tumor.
モデルサンプルは、シリコーン樹脂を母材とし、散乱体(10%脂肪球分散液、製品名:イントラリピッド)と吸収体(色素)を分散させた後に硬化させたものを用いる。このブロックの光学定数(散乱係数・吸収係数)は、脂肪と同じとした。ブロックの硬化後のデュロ硬度は48であった。そして、ブロック表面に3mm四方の正方形で、深さ8mmの溝を作製した。 As the model sample, a silicone resin is used as a base material, and a scatterer (10% fat sphere dispersion, product name: Intralipid) and an absorber (pigment) are dispersed and then cured. The optical constant (scattering coefficient / absorption coefficient) of this block was the same as that of fat. The durometer after curing of the block was 48. And the groove | channel of the depth of 8 mm was produced by the square of 3 mm on the block surface.
ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとを腫瘍として想定し(ヘモグロビンの比率で腫瘍が悪性か否かを判定する)、ヘモグロビンと吸収スペクトルが一致する色素の水溶液1と、酸化ヘモグロビンと吸収スペクトルが一致する色素の水溶液2とを用意した。そして、上述の溝に、水溶液1と水溶液2とを以下の比率で混ぜ合わせた水溶液を空気が残らないように注意しながら注入した。
腫瘍モデル1:水溶液1が10、水溶液2が0。
腫瘍モデル2:水溶液1が7、水溶液2が3。
腫瘍モデル3:水溶液1が5、水溶液2が5。
腫瘍モデル4:水溶液1が3、水溶液2が7。
腫瘍モデル5:水溶液1が0、水溶液2が10。
Assuming hemoglobin and oxygenated hemoglobin as a tumor (determining whether or not the tumor is malignant by the ratio of hemoglobin), an
Tumor model 1: 10 in
Tumor model 2:
Tumor model 3:
Tumor model 4:
Tumor model 5:
ブロックを厚さ5mmにスライスした薄板を用意し、溝に上記腫瘍モデル1〜5が注入されたブロック上に薄板を注意深く置いて空気層ができないように密着させた。図5は、実施例3におけるサンプルを示す概要図である。
A thin plate obtained by slicing the block to a thickness of 5 mm was prepared, and the thin plate was carefully placed on the block in which the
本実施例では、近赤外LD30−1,30−2から波長760nm及び840nmの光が、出力5mWで出力される。光合波・結合器40は、両光を受け取り、それぞれのレーザー光を回転チョッパーで交互に光ファイバー11−1〜11−6に入射させた。このとき、光合波・結合器40は、どちらの周波数の光が光ファイバー11−1〜11−6に出力されているかを光演算部70に通知する。なお、光検出部50−1〜50−10等の測定系は実施例1と同様とした。
In this embodiment, light with wavelengths of 760 nm and 840 nm are output from the near-infrared LDs 30-1 and 30-2 at an output of 5 mW. The optical combiner /
本実施例では、まず、サンプルにおける溝がない部分に生体検査用プローブ10を押し付け、2波長の反射光強度を光検出部50−1〜50−10ごとに計測する。このとき、光ファイバー12に入射された光の反射光強度を基準光強度とする。次に、図6に示すように、溝の中心に光学部15が合うように生体検査用プローブ10を配置し、反射光強度を計測する。このとき、光ファイバー13−1〜13−9に入射された光の反射光強度を信号光強度とする。腫瘍モデル1〜5のいずれかが注入されたサンプルに対して上述の測定を繰り返し、得られた信号光強度と基準光強度とから吸収強度を求める。そして、吸収強度そのものやこの吸収強度から算出した総ヘモグロビン量及び酸素飽和度の値と、基準値とを比較することで、吸収体の散乱光強度の分布を算出し、吸収体の組成を判定する。
In the present embodiment, first, the
次に、計測により得られた散乱光強度の分布を、シミュレーションにより得られた散乱光強度の分布と比較する。シミュレーションでは、まず、腫瘍モデル1〜5の近赤外吸収スペクトルをFT−NIR(フーリエ変換型近赤外分光装置)で測定して760nmと840nmの吸光度を求める。この吸光度に基づいて、溝内の腫瘍モデルの光路長を用いて吸収係数の理論値を算出する。そして、脂肪に相当する部位には脂肪の光学定数を割り当て、吸収体に相当する部位には算出された吸収係数の理論値を割り当てて、有限要素法によるシミュレーションを行い、散乱光強度分布を算出する。
Next, the distribution of scattered light intensity obtained by measurement is compared with the distribution of scattered light intensity obtained by simulation. In the simulation, first, near-infrared absorption spectra of the
測定結果は、シミュレーションにより算出した散乱光強度分布と一致した。したがって、光強度の計測により、サンプルにおける腫瘍モデルの組成の判定ができたと解釈できる。 The measurement result coincided with the scattered light intensity distribution calculated by simulation. Therefore, it can be interpreted that the composition of the tumor model in the sample can be determined by measuring the light intensity.
つまり、実施例3は、光の照射端及び受光端にキャップ16を装着した場合、生体検査装置は、吸収体毎の吸収強度を計測することが可能であることを示す。
That is, Example 3 shows that when the
以上のように、本実施形態に係る生体検査用プローブ10は、光の照射端及び光入射端を生体内に押し込むためのキャップ16を備えている。これにより、生体検査用プローブ10は、光ファイバー11−1〜11−6から照射される光を安定して生体内に入射することが可能となる。
As described above, the
また、本実施形態に係る生体検査用プローブ10は、光学部15として、受光用の光ファイバー12と、光ファイバー12から200μm離れて位置する光照射用の光ファイバー11−1〜11−6とを備える。そして、光学部15から10mmの位置に受光用の光ファイバー13−1〜13−5が配置され、20mmの位置に光ファイバー13−6〜13−9が配置される。これにより、生体検査用プローブ10は、光ファイバー12に光ファイバー11−1〜11−6から照射されて生体の表層部で拡散反射された光のみを入射させることが可能となる。一方、生体検査用プローブ10は、光ファイバー13−1〜13−9に皮下脂肪において拡散反射された光を入射させることが可能となる。さらに、この構成において、光学部15にキャップ16が装着されている場合、光ファイバー11−1〜11−6から照射された光が安定して生体内に入射されるため、光ファイバー12に生体からの拡散反射光を正確に入射させることが可能となる。
The
また、本実施形態に係る生体検査装置は、光ファイバー12に入射した光から検出された光強度を基準光強度とし、光ファイバー13−1〜13−9に入射した光から検出された光強度を信号光強度とする。そして、生体検査装置は、検出した基準光強度と信号光強度とに基づいて生体内における散乱光強度分布を算出するようにしている。これにより、本発明に係る生体検査装置は、生体の表層部に個人差がある場合でも正確に基準光強度及び信号光強度を計測することができるため、散乱光強度分布を高精度で算出することが可能となる。
The biopsy apparatus according to the present embodiment uses the light intensity detected from the light incident on the
したがって、本発明により、被爆リスクのない光で生体内部情報を検知するデバイスにおいて、基準光強度の値が適切でないために信号が小さくなるという従来の問題点を解決することができる。つまり、検出された信号の再現性を向上させて個人差を勘案することにより、解析に耐えるデータを提供することが可能な生体検査装置及び生体検査用プローブを提供できる。 Therefore, according to the present invention, it is possible to solve the conventional problem that the signal becomes small because the value of the reference light intensity is not appropriate in the device that detects the in-vivo information with light without exposure risk. That is, it is possible to provide a biopsy device and a biopsy probe capable of providing data that can withstand analysis by improving the reproducibility of the detected signal and considering individual differences.
なお、上記実施形態における生体検査用プローブ10では、光照射端及び光入射端の部材は、光ファイバーである例について説明したが、その他の光学部品(例えばレンズ)であってもかまわない。
In the living
また、上記実施形態における生体検査用プローブ10では、近赤外LDがレーザー光を出力する例について説明したが、近赤外LDに限られることはなく、半導体レーザー、固体レーザー又は、ガスレーザー等の発光素子であってもよい。
In the
また、上記実施形態における生体検査用プローブ10では、光検出部がSiフォトダイオードにより光強度を検出する例について説明したが、Siフォトダイオードに限られることはなく、フォトトランジスタ等の受光素子又は、光電子増倍管であってもよい。
Moreover, in the
また、上記実施形態における生体検査用プローブ10では、6本の光ファイバー11−1〜11−6を光ファイバー12の周囲に配置する例について説明したが、光照射用の光ファイバーは6本に限定されることはない。
Moreover, although the example which arrange | positions the six optical fibers 11-1 to 11-6 around the
さらに、この発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。 Furthermore, the present invention is not limited to the above-described embodiments as they are, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.
10…測定プローブ、11,11−1〜11−6…光照射用光ファイバー、12…受光用光ファイバー、13,13−1〜13−9…受光用光ファイバー、14…超音波プローブ、141…音響レンズ、142…超音波振動子、15…光学部、16…キャップ、20…信号発生部、30−1,30−2…近赤外LD、40…光合波・結合部、50−1〜50−10…光検出部、60…メインアンプ、70…光演算部、71…メモリ、80…超音波送受信部、90…超音波演算部、100…ディスプレイ、200…生体。
DESCRIPTION OF
Claims (10)
前記超音波プローブに一体化され、当該超音波プローブが前記生体に接触された状態で前記生体に対して光照射端及び光入射端が接触し、前記光照射端から光を照射して当該生体内で拡散反射された前記光を前記光入射端で入射するための光プローブと
を備え、
前記光プローブの光照射端及び光入射端は、それぞれ前記超音波プローブの前記生体表面に対する接触面よりも突出することを特徴とする生体検査用プローブ。 An ultrasonic probe for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the living body while being in contact with the surface of the living body;
The light irradiation end and the light incident end are in contact with the living body with the ultrasonic probe being in contact with the living body, and the living body is irradiated with light from the light irradiation end. An optical probe for entering the light diffusely reflected in the body at the light incident end;
A light inspection end of the optical probe and a light incident end protrude from a contact surface of the ultrasonic probe with respect to the surface of the living body, respectively.
前記突出部は、前記超音波プローブの前記生体との接触面に対して0.5mm〜1.5mm突出しており、
前記突出部の幅は、1mm〜5mmであり、
前記突出部の硬度は、前記生体よりも大きいことを特徴とする請求項1記載の生体検査用プローブ。 A projecting portion for projecting the light irradiation end and the light incident end from the living body surface of the ultrasonic probe;
The protruding portion protrudes from 0.5 mm to 1.5 mm with respect to the contact surface of the ultrasonic probe with the living body,
The width of the protrusion is 1 mm to 5 mm,
The biopsy probe according to claim 1, wherein the protrusion has a hardness higher than that of the living body.
前記光照射端に配置され、光を照射するための光照射手段と、
前記光入射端に配置され、前記生体内の表皮及び角質層を含む表層部で拡散反射された前記光を入射するための第1の光入射手段と、
前記光入射端に配置され、前記表層部よりも深い位置で拡散反射された前記光を入射するための第2の光入射手段と
を備えることを特徴とする請求項1記載の生体検査用プローブ。 The optical probe is
A light irradiation means disposed at the light irradiation end for irradiating light;
A first light incident means that is disposed at the light incident end and that makes the light incident on the surface layer portion including the epidermis and stratum corneum in the living body diffusely reflected;
2. The probe for biopsy according to claim 1, further comprising: a second light incident unit that is disposed at the light incident end and that makes the light diffused and reflected at a position deeper than the surface layer portion. .
前記第2の光入射手段は、前記第1の光入射手段から5mm〜30mmの範囲に複数設置されることを特徴とする請求項4記載の生体検査用プローブ。 A plurality of the light irradiation means are installed in a range of 100 μm to 300 μm from the first light incident means,
5. The probe for biopsy according to claim 4, wherein a plurality of the second light incident means are installed in a range of 5 mm to 30 mm from the first light incident means.
前記超音波プローブにより前記生体に対して超音波を送受信して前記生体内の超音波画像を取得する画像取得部と、
前記光プローブの光照射端から前記生体の異常組織の吸収波長帯である特定波長成分を含む光を照射させる光照射部と、
前記光プローブの光入射端で入射された光を受光してその光強度を検出する光検出部と、
前記光検出部で検出される光強度に基づいて前記異常組織からなる異常部位の光の吸収係数を求める光演算部と、
前記超音波画像を、前記光の吸収係数に基づいて画像処理した後表示する表示手段と
を備え、
前記光プローブの光照射端及び光入射端は、それぞれ前記超音波プローブの前記生体表面に対する接触面よりも突出することを特徴とする生体検査装置。 An ultrasonic probe for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the living body while being in contact with the surface of the living body, and the ultrasonic probe are integrated with the ultrasonic probe, and the ultrasonic probe is in contact with the living body and in contact with the living body. A living body inspection provided with a light irradiation end and a light incident end in contact with each other, and an optical probe for irradiating light from the light irradiation end and diffused and reflected in the living body at the light incident end Probe for,
An image acquisition unit for acquiring ultrasonic images in the living body by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the living body by the ultrasonic probe;
A light irradiation unit that irradiates light including a specific wavelength component that is an absorption wavelength band of the abnormal tissue of the living body from a light irradiation end of the optical probe;
A light detection unit that receives light incident at a light incident end of the optical probe and detects its light intensity;
A light calculation unit that obtains an absorption coefficient of light of the abnormal site composed of the abnormal tissue based on the light intensity detected by the light detection unit;
Display means for displaying the ultrasonic image after image processing based on the light absorption coefficient;
The living body inspection apparatus, wherein the light irradiation end and the light incident end of the optical probe protrude from a contact surface of the ultrasonic probe with respect to the living body surface, respectively.
前記突出部は、前記超音波プローブの前記生体との接触面に対して0.5mm〜1.5mm突出しており、
前記突出部の幅は、1mm〜5mmであり、
前記前記突出部の硬度は、前記生体よりも大きいことを特徴とする請求項6記載の生体検査装置。 A projecting portion for projecting the light irradiation end and the light incident end from the living body surface of the ultrasonic probe;
The protruding portion protrudes from 0.5 mm to 1.5 mm with respect to the contact surface of the ultrasonic probe with the living body,
The width of the protrusion is 1 mm to 5 mm,
The biopsy apparatus according to claim 6, wherein the protrusion has a hardness greater than that of the living body.
前記光照射端に配置され、光を照射するための光照射手段と、
前記光入射端に配置され、前記生体内の表皮及び角質層を含む表層部で拡散反射された前記光を入射するための第1の光入射手段と、
前記光入射端に配置され、前記表層部よりも深い位置で拡散反射された前記光を入射するための第2の光入射手段と
を備え、
前記光検出部は、
前記第1の光入射手段で入射された光を受光してその光強度を検出する第1の光検出器と、
前記第2の光入射手段で入射された光を受光してその光強度を検出する第2の光検出器と
を備え、
前記光演算部は、前記第1の光検出器で検出される光強度を基準光強度とし、前記第2の光検出器で検出される光強度を信号光強度として、当該基準光強度と信号光強度とを用いて前記吸収係数を求めることを特徴とする請求項6記載の生体検査装置。 The optical probe is
A light irradiation means disposed at the light irradiation end for irradiating light;
A first light incident means that is disposed at the light incident end and that makes the light incident on the surface layer portion including the epidermis and stratum corneum in the living body diffusely reflected;
A second light incident means that is disposed at the light incident end and that makes the light diffusely reflected at a position deeper than the surface layer portion, and
The light detection unit is
A first photodetector for receiving the light incident by the first light incident means and detecting the light intensity;
A second photodetector for receiving the light incident by the second light incident means and detecting the light intensity thereof;
The light calculation unit uses the light intensity detected by the first photodetector as a reference light intensity and the light intensity detected by the second photodetector as a signal light intensity. The biological examination apparatus according to claim 6, wherein the absorption coefficient is obtained using light intensity.
前記第2の光入射手段は、前記第1の光入射手段から5mm〜30mmの範囲に複数配置されることを特徴とする請求項9記載の生体検査装置。 A plurality of the light irradiation means are arranged in a range of 100 μm to 300 μm from the first light incident means,
The biological examination apparatus according to claim 9, wherein a plurality of the second light incident means are arranged in a range of 5 mm to 30 mm from the first light incident means.
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2017131743A (en) * | 2012-10-31 | 2017-08-03 | 株式会社東芝 | Optical measurement apparatus |
US10251628B2 (en) | 2015-03-17 | 2019-04-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic diagnostic apparatus and biometrical examination apparatus |
US10603017B2 (en) | 2016-03-14 | 2020-03-31 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasound diagnostic apparatus and biomedical examination apparatus |
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2008
- 2008-03-25 JP JP2008078866A patent/JP2009232876A/en not_active Withdrawn
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