JP3187825B2 - Internal temperature measurement device - Google Patents
Internal temperature measurement deviceInfo
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/48—Other medical applications
- A61B5/4869—Determining body composition
- A61B5/4872—Body fat
Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は例えば体内患部の温熱治療時に体外から体
内深部の患部の温度を生体に対して無侵襲状態で測定
し、適正な診断、治療を実施するために使用される体内
温度計測装置の改良に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Application Field] The present invention measures the temperature of a diseased part deep inside the body from outside the body at the time of thermal treatment of a diseased part in the body in a non-invasive state with respect to a living body, for example, to perform appropriate diagnosis and treatment. The present invention relates to an improvement in a body temperature measurement device used for performing the measurement.
［従来の技術］ 一般に、体外から体内深部の患者の温度を生体を傷付
けること無く無侵襲状態で測定する、いわゆる無侵襲体
内温度計測装置としてマイクロ波ラジオメトリ方式のも
の（例えば特公昭60−46648号公報参照）、マイクロ波
アクティブ方式のもの（例えば特開昭62−254735号公報
参照）、超音波方式のもの（例えば特開昭62−227333号
公報参照）、核磁気共鳴方式のもの（例えば特開昭62−
81538号公報参照）等、各種方式の技術が研究開発され
ている。[Prior Art] In general, a so-called non-invasive body temperature measuring device that measures the temperature of a patient from outside the body to a deep part of the body in a non-invasive state without damaging the living body is of a microwave geometry type (for example, Japanese Patent Publication No. 60-46648). Japanese Patent Laid-Open No. 62-254735), an ultrasonic type (for example, see Japanese Patent Application Laid-Open No. 62-227333), and a nuclear magnetic resonance type (for example, see Japanese Patent Application Laid-Open No. 62-227333). JP-A-62-
Various types of technologies have been researched and developed.
［発明が解決しようとする課題］ ところで、生体組織は各種物理特性が異なる不均一な
組織によって形成されていることが知られている。体内
の生体組織を物理特性の差異に応じて大きく区分しても
例えば電磁波に対する物理特性の差異に応じては高含水
組織と低含水組織とに区分されるように、複数の種類に
区分される。この場合、電磁波を用いて体外から体内深
部の患部の温度を生体に対して無侵襲状態で測定する無
侵襲温度測定時には体内の生体組織の物理特性の差異に
応じて測定値に誤差が発生し易く、例えば熱電対等によ
る直接測定によって得られる測定値と不一致になるおそ
れがある。例えば、人体には皮膚層と筋肉層との間に脂
肪層がある。この脂肪層は筋肉層やその他の周囲の組織
とは電気的特性が大きく異なるので、この脂肪層と筋肉
層やその他の組織との境界部分で電磁波の反射が発生
し、これが電磁波を用いた無侵襲温度計測時における誤
差の発生原因になっている。このため、従来の無侵襲温
度計測装置では体内深部の患部の温度測定によって得ら
れた測定値に誤差が発生し易く、温度測定によって得ら
れた測定値をそのままの状態で採用することができない
問題があった。[Problems to be Solved by the Invention] By the way, it is known that living tissues are formed by non-uniform tissues having various physical characteristics. Even if the living body tissue in the body is largely classified according to the difference in physical characteristics, for example, it is classified into a plurality of types such as a high water content tissue and a low water content tissue according to the difference in physical characteristics with respect to electromagnetic waves. . In this case, when measuring the temperature of the affected part deep inside the body from outside the body using electromagnetic waves in a non-invasive temperature measurement, an error occurs in the measured value according to the difference in the physical characteristics of the living tissue in the body. This is likely to be inconsistent with the measured value obtained by direct measurement using, for example, a thermocouple. For example, the human body has a fat layer between the skin layer and the muscle layer. Since this fat layer has significantly different electrical characteristics from the muscle layer and other surrounding tissues, reflection of electromagnetic waves occurs at the boundary between the fat layer and the muscle layer and other tissues, and this is reflected by electromagnetic waves. This is the cause of errors during invasive temperature measurement. For this reason, in the conventional non-invasive temperature measuring device, an error easily occurs in the measured value obtained by measuring the temperature of the affected part in the deep part of the body, and the measured value obtained by the temperature measurement cannot be used as it is. was there.
そこで、従来は例えば生体組織の分布状態を仮定した
り、或いは予め例えば特開昭61−220634号公報のように
超音波を用いた脂肪層の厚さ検出装置を使用して脂肪層
の厚さを検出したり、また核磁気共鳴像（MRI）によっ
て生体組織の分布状態を調べる等の手段によってこの生
体組織の分布状態に応じた測定値補正用の計算式を予め
求め、この計算式をコンピュータ等の計算手段に記憶さ
せるとともに、無侵襲温度計測装置で得られた測定値を
温度計測後、コンピュータ等に入力して測定補正用の計
算式によって補正して適正な測定値を得るようにしてい
たので、その作業が面倒なものとなる問題があった。Therefore, conventionally, for example, the distribution state of the living tissue is assumed, or the thickness of the fat layer is determined in advance by using a fat layer thickness detection device using ultrasonic waves, for example, as in JP-A-61-220634. Calculate the measurement formula in advance according to the distribution state of the living tissue by means such as detecting the distribution of the biological tissue by detecting the distribution state of the living tissue by nuclear magnetic resonance imaging (MRI). And the like, and the measured value obtained by the non-invasive temperature measuring device is measured, then input to a computer or the like, and corrected by a calculation correction formula to obtain an appropriate measured value. Therefore, there was a problem that the work was troublesome.
この発明は上記事情に着目してなされたもので、体内
深部の患部の温度測定を迅速かる高精度に行なうことが
でき、体内深部の患部の温度測定の作業性の向上を図る
ことができる体内温度計測装置を提供することを目的と
するものである。The present invention has been made in view of the above circumstances, and is capable of quickly and accurately measuring the temperature of an affected area deep in the body, and improving the workability of measuring the temperature of the affected area deep in the body. It is an object to provide a temperature measuring device.
［課題を解決するための手段］ 請求項１の発明は、複数の組織からなる生体組織の断
層像を得る断層像受信手段と、 前記断層像受信手段の受信データを基に前記生体組織
の中の所望の組織の関心方向の厚さを検出する厚さ検出
手段と、 前記所望の組織の有する物理的特性を予め保持する記
憶手段と、 前記生体組織の外部から前記断層像受信手段によって
検出される検出領域の温度を、前記検出領域から発する
電磁波により、無侵襲状態で測定する体内温度計測手段
と、 この体内温度計測手段によって測定された温度測定デ
ータを、前記厚さ検出手段によって得られた前記所望の
組織の関心方向の厚さ、および前記記憶手段の保持する
前記物理的特性にもとづいて補正して前記生体組織の温
度計測目的部位の温度データを得る温度データ補正手段
と、 を具備したことを特徴とする体内温度計測装置であ
る。[Means for Solving the Problems] The invention according to claim 1, wherein a tomographic image receiving means for obtaining a tomographic image of a living tissue composed of a plurality of tissues, and Thickness detecting means for detecting the thickness of the desired tissue in the direction of interest; storage means for pre-holding the physical characteristics of the desired tissue; and detection by the tomographic image receiving means from outside the living tissue. Body temperature measuring means for non-invasively measuring the temperature of the detection area using electromagnetic waves emitted from the detection area; and temperature measurement data measured by the body temperature measurement means, obtained by the thickness detecting means. A temperature data complement that is corrected based on the thickness of the desired tissue in the direction of interest and the physical characteristics held by the storage means to obtain temperature data of a temperature measurement target portion of the living tissue. A body temperature measuring device, characterized in that equipped with means.
そして、請求項１の発明では、体内温度計測手段によ
って測定された温度測定データを、厚さ検出手段によっ
て得られた所望の組織の関心方向の厚さ、および記憶手
段の保持する物理的特性にもとづいて、温度データ補正
手段により補正することにより、体内深部の患者の温度
測定を迅速かつ高精度行うことができ、体内深部の患者
の温度測定の作業性の向上を図るようにしたものであ
る。According to the first aspect of the present invention, the temperature measurement data measured by the body temperature measurement unit is converted into the thickness of the desired tissue in the direction of interest obtained by the thickness detection unit and the physical characteristics held by the storage unit. Based on this, the temperature of the patient deep inside the body can be measured quickly and accurately by correcting the temperature data by the temperature data correcting means, and the workability of measuring the temperature of the patient deep inside the body can be improved. .
請求項２の発明は、前記生体組織からの断層像情報を
検出する断層像情報検出素子と、 前記生体組織から発する電磁波により温度を測定する
ためのアンテナ部と、を一体的に構成したことを特徴と
する請求項１に記載の体内温度計測装置である。The invention according to claim 2 is that the tomographic image information detecting element for detecting tomographic image information from the living tissue, and an antenna unit for measuring a temperature by an electromagnetic wave emitted from the living tissue are integrally formed. The body temperature measuring device according to claim 1, wherein:
そして、本請求項２の発明では、断層像情報検出素子
と、温度を測定するためのアンテナ部とを一体的に構成
したことにより、体内深部の患部の温度測定を迅速かつ
高精度に行ない、体内深部の患部の温度測定の作業性の
向上を図るようにしたものである。According to the second aspect of the present invention, the tomographic image information detecting element and the antenna for measuring the temperature are integrally formed, so that the temperature of the affected part in the deep part of the body can be measured quickly and accurately. It is intended to improve the workability of measuring the temperature of the affected part deep inside the body.
［実施例］ 以下、この発明の第１の実施例を第１図乃至第４図を
参照して説明する。Hereinafter, a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
第１図は体内温度計測装置全体の概略構成を示すもの
である。この体内温度計測装置には生体組織の断層像情
報を検出する断層像情報検出手段１と、生体組織の外部
からこの断層像情報検出手段１によって検出される検出
領域の温度を生体組織に対して無侵襲状態で測定する体
内温度計測手段２と、この体内温度計測手段２によって
測定された温度測定データを断層像情報検出手段１によ
って検出される組織分布データにもとづいて補正し、生
体組織の温度計測目的部位の温度データを得る温度デー
タ補正手段３とがそれぞれ設けられている。この場合、
断層像情報検出手段１は超音波を用いて生体組織の断層
像情報を検出するものである。そして、この断層像情報
検出手段１には第２図に示すように超音波観測部４およ
び検出部５がそれぞれ設けられている。さらに、体内温
度計測手段２はマイクロ波ラジオメータ本体６によって
形成されている。このラジオメータ本体６には人体の発
する熱雑音電磁波を輝度温度として計測する輝度温度測
定部6a（第４図に示す）が設けられている。そして、こ
の輝度温度測定部6aによって体内温度を検出するように
なっている。FIG. 1 shows a schematic configuration of the whole body temperature measuring device. This body temperature measuring device includes a tomographic image information detecting means 1 for detecting tomographic image information of a living tissue, and a temperature of a detection region detected by the tomographic image information detecting means 1 from outside the living tissue with respect to the living tissue. A body temperature measuring means 2 for measuring in a non-invasive state, and temperature measurement data measured by the body temperature measuring means 2 are corrected based on the tissue distribution data detected by the tomographic image information detecting means 1, and the temperature of the living tissue is corrected. Temperature data correction means 3 for obtaining temperature data of the measurement target portion are provided respectively. in this case,
The tomographic image information detecting means 1 detects tomographic image information of a living tissue using ultrasonic waves. The tomographic image information detecting means 1 is provided with an ultrasonic observation unit 4 and a detecting unit 5 as shown in FIG. Further, the body temperature measuring means 2 is formed by the microwave radiometer main body 6. The radiometer main body 6 is provided with a luminance temperature measuring section 6a (shown in FIG. 4) for measuring a thermal noise electromagnetic wave emitted by a human body as a luminance temperature. The brightness temperature measuring unit 6a detects the body temperature.
また、７はこの体内温度計測装置のアンテナ部であ
る。このアンテナ部７には第３図に示すように低損失誘
電体の充填された方形導波管８とこの方形導波管８の両
側面に配設された一対の超音波振動子アレー9,10とが設
けられている。さらに、方形導波管８はマイクロ波用同
軸ケーブル11を介してマイクロ波ラジオメータ本体６に
接続されている。そして、この方形導波管８からの受信
信号がラジオメータ本体６に送信されるようになってい
る。また、超音波振動子アレー9,10は超音波用ケーブル
12を介して超音波観測部４に接続されている。この場
合、超音波振動子アレー9,10はリニアまたはセクタスキ
ャンを行ない皮下組織像（超音波断層像）を観察するよ
うになっている。そして、超音波振動子アレー9,10と超
音波観測部４との間で超音波送受信信号の伝送が行なわ
れるようになっている。Reference numeral 7 denotes an antenna unit of the body temperature measuring device. As shown in FIG. 3, the antenna section 7 has a rectangular waveguide 8 filled with a low-loss dielectric and a pair of ultrasonic vibrator arrays 9 disposed on both side surfaces of the rectangular waveguide 8, 10 and are provided. Further, the rectangular waveguide 8 is connected to the microwave radiometer main body 6 via a microwave coaxial cable 11. Then, a reception signal from the rectangular waveguide 8 is transmitted to the radiometer main body 6. The ultrasonic transducer arrays 9 and 10 are cables for ultrasonic waves.
It is connected to the ultrasonic observation unit 4 via 12. In this case, the ultrasonic transducer arrays 9 and 10 perform a linear or sector scan to observe a subcutaneous tissue image (ultrasonic tomographic image). The transmission / reception of the ultrasonic transmission / reception signal is performed between the ultrasonic transducer arrays 9 and 10 and the ultrasonic observation unit 4.
さらに、超音波観測部４には超音波断層像受信データ
の中心部走査線数本分の受信データをピックアップする
超音波断層像受信データピックアップ部13、第２図に示
すように生体組織ａの皮膚層ｂでの超音波の反射をマス
クしたうえでの最初の大きな反射点（脂肪層ｃと筋肉層
ｄとの間での反射点）までの往復時間を測定する往復時
間測定部14および数本分の平均値を測定する平均値測定
部15がそれぞれ設けられている。なお、皮膚層ｂの厚さ
寸法は断層像の分解能以下であり、実用上、無視できる
程度である。また、検出部５には脂肪層厚さ計算部16お
よび脂肪層成分の音響インピーダンス・データ・メモリ
17がそれぞれ設けられている。そして、超音波観測部４
の平均値測定部15からの出力信号は脂肪層厚さ計算部16
に入力され、この脂肪層厚さ計算部16で音響インピーダ
ンス・データ・メモリ17からの信号にもとづいて脂肪層
ｃの厚さ寸法ｈが計算されるようになっている。Further, the ultrasonic observation unit 4 includes an ultrasonic tomographic image reception data pickup unit 13 for picking up reception data for several central scanning lines of the ultrasonic tomographic image reception data, as shown in FIG. A round-trip time measuring unit 14 for measuring the round-trip time to the first large reflection point (reflection point between the fat layer c and the muscle layer d) after masking the reflection of the ultrasonic wave at the skin layer b and the number An average value measuring unit 15 for measuring the average value of the main unit is provided. The thickness of the skin layer b is equal to or less than the resolution of the tomographic image, and is negligible in practical use. The detecting unit 5 includes a fat layer thickness calculating unit 16 and an acoustic impedance data memory of the fat layer component.
17 are provided respectively. And the ultrasonic observation unit 4
The output signal from the average value measuring unit 15 is a fat layer thickness calculating unit 16
The fat layer thickness calculating section 16 calculates the thickness h of the fat layer c based on the signal from the acoustic impedance data memory 17.
一方、温度データ補正手段３には演算部18が設けられ
ている。この演算部18には内部温度計算部19および誘電
率・吸収係数・反射率・データ・メモリ20がそれぞれ設
けられている。そして、この内部温度計算部19にはラジ
オメータ本体６の輝度温度測定部6aからの出力信号（温
度測定データ）、断層像情報検出手段１の脂肪層厚さ計
算部16からの出力信号（組織分布データ）および誘電率
・吸収係数・反射率・データ・メモリ20からの信号がそ
れぞれ入力され、この内部温度計算部19で組織分布デー
タにもとづいて温度データを補正し、生体組織の温度計
測目的部位の温度データが計算されるようになってい
る。さらに、この内部温度計算部19は適宜の表示手段21
に接続されている。この表示手段21には例えばLCD,CR
T、或いはテレビモニタ等の適宜の表示部22が設けられ
ており、内部温度計算部19で計算された生体組織ａの内
部の温度部位の温度データ、或いは温度−深さ相関特性
を示すグラフ等がこの表示部22に表示されるようになっ
ている。On the other hand, the temperature data correction means 3 is provided with an arithmetic unit 18. The calculation unit 18 includes an internal temperature calculation unit 19 and a dielectric constant / absorption coefficient / reflectance / data memory 20. The internal temperature calculation unit 19 outputs an output signal (temperature measurement data) from the luminance temperature measurement unit 6a of the radiometer body 6 and an output signal (tissue) from the fat layer thickness calculation unit 16 of the tomographic image information detection unit 1. Distribution data) and signals from the dielectric constant / absorption coefficient / reflectivity / data / memory 20 are input, and the internal temperature calculator 19 corrects the temperature data based on the tissue distribution data to measure the temperature of the living tissue. The temperature data of the site is calculated. Further, the internal temperature calculator 19 is provided with an appropriate display means 21.
It is connected to the. The display means 21 includes, for example, LCD, CR
T or an appropriate display unit 22 such as a television monitor is provided, and temperature data of a temperature portion inside the living tissue a calculated by the internal temperature calculation unit 19, or a graph showing a temperature-depth correlation characteristic, etc. Is displayed on the display unit 22.
そこで、上記構成のものにあっては体内深部の患部等
の目的部位の温度測定時には体内温度計測装置のアンテ
ナ部７を生体組織ａの皮膚層ｂの表面に密着させる。こ
の状態で、断層像情報検出手段１によって生体組織の断
層像情報（脂肪層厚さ情報）を検出させるとともに、体
内温度計測手段２によって生体組織の外部からこの断層
像情報検出領域の温度を生体組織に対して無侵襲状態で
測定し、さらに体内温度計測手段２によって測定された
温度測定データを断層像情報検出手段１によって検出さ
れる組織分布（脂肪層厚さ）データにもとづいて補正
し、生体組織の温度計測目的部位の温度データを得るよ
うにしたので、体内深部の患部の温度測定を従来に比べ
て迅速かつ高精度に行なわせることができ、体内深部の
患部の温度測定の作業性の向上を図ることができる。ま
た、アンテナ部７の方形導波管８内に低損失誘電体を充
填させたので、体内温度計測装置の使用時に人体の発す
る熱雑音電磁波を効率良く受信することができるととも
に、アンテナ部７全体の小形化を図ることができる。さ
らに、このアンテナ部７には方形導波管８の両側面に超
音波振動子アレー9,10をそれぞれ配設させたので、方形
導波管８の両側面の各超音波振動子アレー9,10によって
それぞれ脂肪層ｃの厚さｈを検出させ、これらの検出値
の平均値をこのアンテナ部７の中心部での脂肪層ｃの厚
さｈとして算出させることができる。Therefore, in the above configuration, when measuring the temperature of a target site such as a diseased part deep inside the body, the antenna unit 7 of the body temperature measuring device is brought into close contact with the surface of the skin layer b of the living tissue a. In this state, the tomographic image information detecting means 1 detects the tomographic image information (fat layer thickness information) of the living tissue, and the body temperature measuring means 2 detects the temperature of the tomographic image detecting area from outside the living tissue. The tissue is measured in a non-invasive state, and the temperature measurement data measured by the body temperature measurement means 2 is corrected based on the tissue distribution (fat layer thickness) data detected by the tomographic image information detection means 1, Temperature measurement of living tissue temperature Since the target temperature data is obtained, the temperature measurement of the affected part in the deep part of the body can be performed faster and more accurately than before, and the workability of measuring the temperature of the affected part in the deep part of the body Can be improved. In addition, since the low-loss dielectric is filled in the rectangular waveguide 8 of the antenna unit 7, it is possible to efficiently receive the thermal noise electromagnetic waves generated by the human body when using the body temperature measuring device, Can be reduced in size. Further, since the ultrasonic vibrator arrays 9 and 10 are arranged on both sides of the rectangular waveguide 8 in the antenna section 7, the ultrasonic vibrator arrays 9 and 10 on both sides of the rectangular waveguide 8 are provided. 10, the thickness h of the fat layer c is detected, and the average value of these detected values can be calculated as the thickness h of the fat layer c at the center of the antenna unit 7.
また、第５図乃至第８図はこの発明の第２の実施例を
示すものである。FIG. 5 to FIG. 8 show a second embodiment of the present invention.
これは、体腔内挿入用のプローブ31内に体内温度計測
装置のアンテナ部32を組み込んだものである。この場
合、プローブ31は体内温度計測装置の本体33に接続され
ており、この体内温度計測装置本体33には表示部34が接
続されている。This is one in which an antenna unit 32 of a body temperature measurement device is incorporated in a probe 31 for insertion into a body cavity. In this case, the probe 31 is connected to a body 33 of the body temperature measuring device, and a display unit 34 is connected to the body temperature measuring device 33.
また、アンテナ部32は第７図に示す機能素子32aによ
って形成されている。この機能素子32aには上下に離間
対向配置された一対の電極35,36が設けられており、こ
れらの電極35,36間には誘電体としても働く圧電素子37
が介設されている。この場合、一方の電極36はアース電
極によって形成されており、このアース電極36の外側面
には超音波の放射を遮断するダンピング層38が配設され
ている。そして、この機能素子32aは超音波を送受信す
る超音波素子として機能するとともに、マイクロ波を受
信するマイクロストリップアンテナとしても機能するよ
うになっている。The antenna section 32 is formed by a functional element 32a shown in FIG. The functional element 32a is provided with a pair of electrodes 35 and 36 which are vertically separated and opposed to each other, and a piezoelectric element 37 which also functions as a dielectric is provided between the electrodes 35 and 36.
Is interposed. In this case, the one electrode 36 is formed by a ground electrode, and a damping layer 38 for blocking the emission of ultrasonic waves is provided on the outer surface of the ground electrode 36. The functional element 32a functions as an ultrasonic element for transmitting and receiving an ultrasonic wave and also functions as a microstrip antenna for receiving a microwave.
さらに、このアンテナ部32は第６図に示すようにブロ
ーブ31の先端部のシース39内に配設されている。このブ
ローブ31のシース39には機能素子32aの他方の電極35側
の送受信面と対向させた状態で窓部40が形成されてい
る。また、シース39内には超音波素子の駆動信号を伝送
する中空ケーブル41およびマイクロストリップアンテナ
によって受信された受信信号を伝送する同軸ケーブル42
がそれぞれ配設されている。そして、これらの中空ケー
ブル41および同軸ケーブル42とアンテナ部32の機能素子
32aとの間がリード線を介してそれぞれ接続されてい
る。Further, as shown in FIG. 6, the antenna section 32 is disposed in a sheath 39 at the tip of the probe 31. A window 40 is formed in the sheath 39 of the probe 31 so as to face the transmitting / receiving surface of the functional element 32a on the other electrode 35 side. In the sheath 39, a hollow cable 41 for transmitting a drive signal of the ultrasonic element and a coaxial cable 42 for transmitting a received signal received by the microstrip antenna are provided.
Are arranged respectively. The functional elements of the hollow cable 41 and the coaxial cable 42 and the antenna section 32
32a are connected via lead wires.
また、このプローブ31の基端部は第８図に示すプロー
ブ駆動機構43に連結されている。この駆動機構43にはモ
ータ44およびフレキシブルシャフト45が設けられてい
る。そして、このモータ44によってプローブ31全体が回
転駆動され、機能素子32aによって形成される超音波素
子およびマイクロストリップアンテナのラジアルスキャ
ンが行なわれて生体組織の断層像情報（脂肪層厚さ情
報）およびこの断層像情報検出領域の温度が検出される
ようになっている。さらに、この駆動機構43にはプロー
ブ31側と体内温度計測装置本体33側との間の信号電送用
のロータリトランスユニット45および変調回路46が設け
られている。この場合、ロータリトランスユニット45に
は信号用トータリトランス47および電源用ロータリトラ
ンス48がそれぞれ設けられている。また、変調回路46に
は同軸ケーブル49が接続されている。そして、マイクロ
ストリップアンテナによって受信された受信信号はこの
同軸ケーブル49を介して変調回路46に伝送され、信号用
ロータリトランス47によって体内温度計測装置本体33側
に伝送可能な周波数に変調されるようになっている。な
お、プローブ31側と体内温度計測装置本体33側との間の
信号伝送手段としてはロータリジョイント、スナップリ
ング等を用いてもよい。The base end of the probe 31 is connected to a probe driving mechanism 43 shown in FIG. The drive mechanism 43 is provided with a motor 44 and a flexible shaft 45. Then, the entire probe 31 is rotationally driven by the motor 44, radial scanning of the ultrasonic element and the microstrip antenna formed by the functional element 32a is performed, and tomographic image information (fat layer thickness information) of the living tissue and the The temperature of the tomographic image information detection area is detected. Further, the drive mechanism 43 is provided with a rotary transformer unit 45 for signal transmission and a modulation circuit 46 between the probe 31 side and the body temperature measurement device main body 33 side. In this case, the rotary transformer unit 45 is provided with a signal total transformer 47 and a power rotary transformer 48, respectively. Further, a coaxial cable 49 is connected to the modulation circuit 46. Then, the received signal received by the microstrip antenna is transmitted to the modulation circuit 46 via the coaxial cable 49, and is modulated by the signal rotary transformer 47 to a frequency that can be transmitted to the body temperature measuring device main body 33 side. Has become. Note that a rotary joint, a snap ring, or the like may be used as a signal transmission unit between the probe 31 and the body temperature measurement device main body 33.
そこで、上記構成のものにあっては体腔内にプローブ
31を挿入した状態で患部等の目的部位の温度測定が行な
われるようになっている。この場合にはプローブ31全体
が回転駆動され、機能素子32aによって形成される超音
波素子およびマイクロストリップアンテナのラジアルス
キャンが行なわれて生体組織の断層像情報（脂肪層厚さ
情報）およびこの断層像情報検出領域の温度が検出され
るので、この場合も第１の実施例と同様に温度測定デー
タを組織分布（脂肪層厚さ）データにもとづいて補正
し、生体組織の温度計測目的部位の温度データを得るこ
とができる。そのため、体内深部の患部の温度測定を従
来に比べて迅速かつ高精度に行なわせることができ、体
内深部の患部の温度測定の作業性の向上を図ることがで
きる。Therefore, in the above configuration, the probe is inserted into the body cavity.
The temperature of the target part such as the affected part is measured while the insertion part 31 is inserted. In this case, the entire probe 31 is driven to rotate, and a radial scan of the ultrasonic element and the microstrip antenna formed by the functional element 32a is performed to obtain tomographic image information (fat layer thickness information) of the living tissue and this tomographic image. Since the temperature of the information detection area is detected, the temperature measurement data is corrected based on the tissue distribution (fat layer thickness) data in the same manner as in the first embodiment, and the temperature of the temperature measurement target portion of the living tissue is measured. Data can be obtained. Therefore, the temperature measurement of the affected part in the deep part of the body can be performed more quickly and more accurately than in the past, and the workability of measuring the temperature of the affected part in the deep part of the body can be improved.
さらに、第９図および第10図はこの発明の第３の実施
例を示すものである。FIG. 9 and FIG. 10 show a third embodiment of the present invention.
これは、第１の実施例のアンテナ部７をプローブ51に
固定された平面素子52によって形成したものである。こ
の平面素子52には誘電体としても働く圧電素子53がもう
けられており、この圧電素子53の一面側にマイクロ波を
受信するマイクロストリップアンテナ用電極54と超音波
を送受信する超音波振動子アレー電極55とが配設されて
いる。さらに、この圧電素子53の他面側にはアース電極
56が配設されており、このアース電極56の外面側に超音
波の放射を遮断するダンピング層57が配設されている。
したがって、この場合も平面素子52の超音波振動子アレ
ー電極55によって生体組織の断層像情報（脂肪層厚さ情
報）が検出されるとともに、マイクロストリップアンテ
ナ用電極54によって断層像情報検出領域の温度が検出さ
れるので、この場合も第１の実施例と同様に温度測定デ
ータを組織分布（脂肪層厚さ）データにもとづいて補正
し、生体組織の温度計測目的部位の温度データを得るこ
とができ、第１の実施例と同様の効果を得ることができ
る。また、この場合には超音波振動子がアレー電極55に
よって形成されているので、フォーカスがよく、観測像
の精度を高めることができる。This is one in which the antenna section 7 of the first embodiment is formed by the planar element 52 fixed to the probe 51. The planar element 52 is provided with a piezoelectric element 53 which also functions as a dielectric. On one surface side of the piezoelectric element 53, there is provided a microstrip antenna electrode 54 for receiving microwaves and an ultrasonic transducer array for transmitting and receiving ultrasonic waves. An electrode 55 is provided. Further, a ground electrode is provided on the other side of the piezoelectric element 53.
A damping layer 57 for blocking the emission of ultrasonic waves is provided on the outer surface of the ground electrode 56.
Therefore, also in this case, the tomographic image information (fat layer thickness information) of the living tissue is detected by the ultrasonic transducer array electrode 55 of the plane element 52, and the temperature of the tomographic image information detection area is detected by the microstrip antenna electrode 54. In this case, the temperature measurement data is corrected based on the tissue distribution (fat layer thickness) data in the same manner as in the first embodiment to obtain the temperature data of the temperature measurement target portion of the living tissue. Thus, effects similar to those of the first embodiment can be obtained. Further, in this case, since the ultrasonic transducer is formed by the array electrode 55, the focus is good and the accuracy of the observation image can be improved.
また、第11図および第12図はこの発明の第４の実施例
を示すものである。FIG. 11 and FIG. 12 show a fourth embodiment of the present invention.
これは、第３の実施例のマイクロストリップアンテナ
用電極54をアレー電極58に変更したものである。したが
って、この場合でも第３の実施例と同様の効果を得るこ
とができる。また、この場合にはマイクロストリップア
ンテナ用アレー電極58をマイク波送受信・処理回路に接
続することにより、マイクロ波の送受信の両方で使用す
ることができ、マイクロ波アクティブ方式の測定を行な
うことができる。さらに、この場合にはマイクロ波CTと
しての測定像を得ることができるので、脂肪層厚さだけ
でなく、生体組織の組織分布像の断層像情報を得ること
ができ、この生体組織の組織分布像の断層像情報にもと
づいて生体組織の温度分布を精度よく測定することがで
きる。This is a modification of the third embodiment in which the microstrip antenna electrode 54 is replaced with an array electrode 58. Therefore, even in this case, the same effect as that of the third embodiment can be obtained. In this case, by connecting the microstrip antenna array electrode 58 to the microwave transmission / reception / processing circuit, it can be used for both transmission and reception of microwaves, and can perform microwave active measurement. . Further, in this case, since a measurement image as a microwave CT can be obtained, not only the fat layer thickness but also tomographic image information of the tissue distribution image of the living tissue can be obtained, and the tissue distribution of the living tissue can be obtained. The temperature distribution of the living tissue can be accurately measured based on the tomographic image information of the image.
なお、第４の実施例の超音波振動子アレー電極55およ
びマイクロストリップアンテナ用アレー電極58は第13図
に示すように交互に１列に並設させる構成にしてもよ
い。The ultrasonic transducer array electrodes 55 and the microstrip antenna array electrodes 58 of the fourth embodiment may be alternately arranged in a line as shown in FIG.
また、第14図および第15図はこの発明の第５の実施例
を示すものである。FIG. 14 and FIG. 15 show a fifth embodiment of the present invention.
これは、マイクロ波用アンテナ61の先端に核磁気共鳴
像（MRI）用マーカー62を連結し、このMRI用マーカー62
を生体63に密着させ、この状態でMRI用断層像を撮影す
る構成にしたものである。この場合、MRI用断層像にマ
ーカー62中心部を通る垂線を立て、この垂線に沿ってマ
ーカー62と脂肪−筋肉境界との交点までの２点間の寸法
を計算することにより、MRI用断層像から脂肪層厚さを
検出させることができる。したがって、この場合もMRI
用断層像によって生体組織の断層像情報（脂肪層厚さ情
報）が検出されるとともに、マイクロ波用アンテナ61に
よって断層像情報検出領域の温度が検出されるので、こ
の場合も第１の実施例と同様に温度測定データを組織分
布（脂肪層厚さ）データにもとづいて補正し、生体組織
の温度計測目的部位の温度データを得ることができ、第
１の実施例と同様の効果を得ることができる。In this method, a nuclear magnetic resonance (MRI) marker 62 is connected to the tip of a microwave antenna 61, and the MRI marker 62
Is brought into close contact with the living body 63, and an MRI tomographic image is taken in this state. In this case, a perpendicular line passing through the center of the marker 62 is set on the tomographic image for MRI, and the dimension between the two points up to the intersection of the marker 62 and the fat-muscle boundary is calculated along the perpendicular line, whereby the tomographic image for MRI is obtained. Can be used to detect the fat layer thickness. Therefore, also in this case MRI
In this case, the tomographic image information (fat layer thickness information) of the living tissue is detected by the tomographic image and the temperature of the tomographic image information detection area is detected by the microwave antenna 61. Similarly to the first embodiment, the temperature measurement data is corrected based on the tissue distribution (fat layer thickness) data, and the temperature data of the target temperature measurement site of the living tissue can be obtained, and the same effect as in the first embodiment can be obtained. Can be.
また、第16図乃至第19図はこの発明の第６の実施例を
示すものである。16 to 19 show a sixth embodiment of the present invention.
第16図は体内温度計測装置全体の概略構成を示すもの
で、71は体内温度計測装置のアンテナ部である。このア
ンテナ部71には第17図に示すように方形導波管72が設け
られている。この方形導波管72の先端開口面72aには例
えば超音波送信用の第１超音波素子アレー73と超音波受
信用の第２超音波素子アレー74とが互いにアレーの列が
直交した形で設けられている。さらに、この方形導波管
72の先端開口面72a内には第18図に示すように加温用ア
ンテナ素子75と温度測定用アンテナ素子76とがそれぞれ
別々に設けられている。FIG. 16 shows a schematic configuration of the whole body temperature measuring device, and 71 is an antenna section of the body temperature measuring device. The antenna unit 71 is provided with a rectangular waveguide 72 as shown in FIG. For example, a first ultrasonic element array 73 for transmitting ultrasonic waves and a second ultrasonic element array 74 for receiving ultrasonic waves are arranged on the distal end opening surface 72a of the rectangular waveguide 72 in such a manner that the rows of the arrays are orthogonal to each other. Is provided. In addition, this rectangular waveguide
As shown in FIG. 18, a heating antenna element 75 and a temperature measurement antenna element 76 are separately provided in the front end opening surface 72a of 72.
また、このアンテナ部71には収縮状態から膨張状態ま
で弾性的に伸縮変形可能なボーラス77が方形導波管72の
先端開口面72aを閉塞する状態で装着されている。この
ボーラス75には送水管78と排水管79とが接続されてい
る。Further, a bolus 77 that can be elastically expanded and contracted from a contracted state to an expanded state is attached to the antenna unit 71 so as to close the distal end opening surface 72a of the rectangular waveguide 72. A water pipe 78 and a drain pipe 79 are connected to the bolus 75.
さらに、アンテナ部71に超音波観測部80、マイクロ波
ラジオメータ本体（体内温度計測手段）81および加温用
発振器82がそれぞれ接続されている。この場合、超音波
観測部80は超音波信号用ケーブル83を介してアンテナ部
71の第１および第２超音波素子アレー73、74にそれぞれ
接続されている。また、ラジオメータ本体81は同軸ケー
ブル84を介して方形導波管72内の温度測定用アンテナ素
子76に接続されているとともに、加温用発振器82は同軸
ケーブル85を介して方形導波管72内の加温用アンテナ素
子75に接続されている。Further, an ultrasonic observation unit 80, a microwave radiometer main body (body temperature measuring means) 81, and a heating oscillator 82 are connected to the antenna unit 71, respectively. In this case, the ultrasonic observation unit 80 is connected to the antenna unit via the ultrasonic signal cable 83.
71 are connected to the first and second ultrasonic element arrays 73 and 74, respectively. Further, the radiometer body 81 is connected to a temperature measuring antenna element 76 in the rectangular waveguide 72 via a coaxial cable 84, and the heating oscillator 82 is connected to the rectangular waveguide 72 via a coaxial cable 85. Is connected to the heating antenna element 75 inside.
さらに、これらの超音波観測部80、ラジオメータ本体
81および加温用発振器82は制御部86に接続されており、
この制御部86によってそれぞれ動作が制御されるように
なっている。Furthermore, these ultrasonic observation unit 80, radiometer body
81 and the heating oscillator 82 are connected to the control unit 86,
The operation is controlled by the control unit 86.
また、超音波観測部80は検出部87および演算部88を順
次介して表示部89に接続されている。この場合、演算部
88はラジオメータ本体81に接続されており、このラジオ
メータ本体81から出力される輝度温度データが入力され
るようになっている。そして、超音波観測部80からの出
力信号は検出部87に入力され、超音波観測部80によって
観測されたデータにもとづいてこの検出部87で組織分布
データ（ここでは第19図に示すように観測時のボーラス
77内の充填水によって形成される充填水層Ａ、皮膚層Ｂ
および脂肪層Ｃのそれぞれの厚さ）が検出される。さら
に、この検出部87からの出力信号は演算部88に入力され
る。この演算部88ではラジオメータ本体81から送られる
輝度温度データおよび検出部87から送られる組織分布デ
ータにもとづいて温度分布が演算され、その演算結果が
表示部89に表示されるようになっている。Further, the ultrasonic observation unit 80 is connected to the display unit 89 via the detection unit 87 and the calculation unit 88 sequentially. In this case, the calculation unit
Reference numeral 88 is connected to the radiometer main body 81, and the luminance temperature data output from the radiometer main body 81 is input thereto. The output signal from the ultrasonic observation unit 80 is input to the detection unit 87, and based on the data observed by the ultrasonic observation unit 80, the tissue distribution data (here, as shown in FIG. Bolus during observation
Filling water layer A, skin layer B formed by filling water in 77
And the thickness of the fat layer C) are detected. Further, the output signal from the detection unit 87 is input to the calculation unit 88. In this calculating section 88, the temperature distribution is calculated based on the brightness temperature data sent from the radiometer body 81 and the tissue distribution data sent from the detecting section 87, and the calculation result is displayed on the display section 89. .
次に、上記構成の体内温度計測装置の使用方法を説明
する。Next, a method of using the body temperature measuring device having the above configuration will be described.
まず、体内温度計測装置の使用時にはアンテナ部71の
ボーラス75内に送水管78を通して蒸留水を供給し、この
ボーラス75を膨張変形させる。そして、第19図に示すよ
うにアンテナ部71を蒸留水が充填されたボーラス75を介
して生体Ｈに密着させる。この場合、生体Ｈは皮膚層
Ｂ、脂肪層Ｃ、筋肉層Ｄが順次積層されていると簡略化
できる。First, when using the body temperature measuring device, distilled water is supplied into the bolus 75 of the antenna unit 71 through the water supply pipe 78, and the bolus 75 is expanded and deformed. Then, as shown in FIG. 19, the antenna unit 71 is brought into close contact with the living body H via a bolus 75 filled with distilled water. In this case, the living body H can be simplified if the skin layer B, the fat layer C, and the muscle layer D are sequentially laminated.
この状態で、まず第１および第２超音波素子アレー7
3、74を駆動する。これらの第１および第２超音波素子
アレー73、74の駆動にともないアンテナ部71からボーラ
ス75内を経て生体Ｈ内に向けて超音波が送信されると生
体Ｈ側から反射される超音波エコー信号が順次受信され
る。このとき受信される超音波エコー信号からは複数の
ピークが順次受信される。これらの超音波エコー信号の
ピークはボーラス77内の充填水層Ａ、生体Ｈの皮膚層
Ｂ、脂肪層Ｃ、筋肉層Ｄの各境界面をそれぞれ示すもの
であり、この超音波エコー信号にもとづいて超音波観測
部80によって生体Ｈの超音波断層像が検出される。この
場合、第１超音波素子アレー73と第２超音波素子アレー
74とが互いに角度を成しているので、アンテナ部71の方
形導波管72の先端開口面72aと超音波断層像におけるボ
ーラス77内の充填水層Ａ、生体Ｈの皮膚層Ｂ、脂肪層
Ｃ、筋肉層Ｄのそれぞれの境界面とを略平行になるよう
にアンテナ部71を動かすことができる。そのため、高精
度の生体Ｈの超音波断層像を得ることができる。In this state, first, the first and second ultrasonic element arrays 7
Drive 3,74. When the first and second ultrasonic element arrays 73 and 74 are driven and an ultrasonic wave is transmitted from the antenna unit 71 through the bolus 75 toward the living body H, an ultrasonic echo reflected from the living body H side The signals are received sequentially. At this time, a plurality of peaks are sequentially received from the received ultrasonic echo signal. The peaks of these ultrasonic echo signals indicate the respective boundaries of the filled water layer A, the skin layer B, the fat layer C, and the muscle layer D of the living body H in the bolus 77, and are based on the ultrasonic echo signals. Thus, an ultrasonic tomographic image of the living body H is detected by the ultrasonic observation unit 80. In this case, the first ultrasonic element array 73 and the second ultrasonic element array
74 form an angle with each other, the tip opening surface 72a of the rectangular waveguide 72 of the antenna unit 71 and the filling water layer A in the bolus 77 in the ultrasonic tomographic image, the skin layer B of the living body H, and the fat layer The antenna unit 71 can be moved so that the respective boundary surfaces of C and the muscle layer D are substantially parallel. Therefore, a highly accurate ultrasonic tomographic image of the living body H can be obtained.
次に、ここで得られた超音波断層像（超音波エコー信
号）にもとづいてボーラス77内の充填水層Ａ、生体Ｈの
皮膚層Ｂ、脂肪層Ｃの厚さlb,ls,lfを計算する。Next, wherein the resulting ultrasonic tomogram (ultrasonic echo signals) packed aqueous layer bolus 77 based on A, of a living body H skin layer B, thickness l b of the fat layer C, l s, l Calculate f .
まず、超音波断層像の測定時に最初に得られる超音波
エコー信号のピークはボーラス77内の充填水層Ａと生体
Ｈの皮膚層Ｂとの間の境界面からのものである。この場
合、超音波が放射されてから超音波エコー信号が受信さ
れるまでの時間をT1とすると、ボーラス77内の充填水層
Ａを超音波が渡るのに要する時間はT1/2となる。First, the peak of the ultrasonic echo signal obtained first at the time of measuring the ultrasonic tomographic image is from the interface between the filled water layer A in the bolus 77 and the skin layer B of the living body H. In this case, when the time from the ultrasonic waves are emitted to the ultrasonic echo signal is received and T 1, the time required to fill aqueous layer A in the bolus 77 to cross the ultrasonic waves and T 1/2 Become.
さらに、超音波エコー信号の次のピークまでの時間を
T2とすると、超音波が次の層を渡るのに要する時間は
（T2−T1）/2となる。もし、その次の境界面があれば、
超音波エコー信号の３番目のピークが検出され、この場
合には３番目の層を渡るのに要する時間は同様に（T3−
T2−T1）/2となる。このT1,T2,T3なる時間データが超音
波観測部80より検出部87に送られる。In addition, the time to the next peak of the ultrasonic echo signal
When T 2, the time ultrasonic waves take to cross the next layer becomes (T 2 -T 1) / 2 . If there is a next boundary,
The third peak of the ultrasound echo signal is detected, in which case the time required to cross the third layer is likewise (T 3 −
T 2 −T 1 ) / 2. The time data T 1 , T 2 , and T 3 are sent from the ultrasonic observation unit 80 to the detection unit 87.
この検出部87では、上記各層での音速vb,vs,vfが予め
記憶されている。そして、例えばボーラス77内の充填層
水Ａの厚さlbは lb＝vbT1/2 として求められる。In the detection unit 87, the sound velocities v b , v s , and v f of the respective layers are stored in advance. Then, for example, the thickness l b of the filling layer water A in the bolus 77 is obtained as l b = v b T 1/ 2.
次に、生体Ｈの皮膚層Ｂの厚さであるが、一般に生体
Ｈの皮膚層Ｂはボーラス77内の充填水層Ａや生体Ｈの脂
肪層Ｃの厚さに比べて非常に薄いものであり、超音波断
層像の分解能で検知可能な限界に近い程度である。その
ため、実際の超音波断層像の測定時には皮膚層Ｂの厚さ
lsを ls＝vs（T2−T1）/2 として求めてみて、これが妥当な値（例えばls＜2mm程
度）と判断できれば採用する。ここで得られる計算値が
妥当な値より大きければ超音波エコー信号の２番目のピ
ークは脂肪層Ｃと筋肉層Ｄとの境界面からのものである
と判断され、皮膚層Ｂの厚さlsは検出不能な値であると
判断される。そのため、この場合には皮膚層Ｂの厚さls
として適当な値（例えば、ls＝0.5mm）が採用される。Next, regarding the thickness of the skin layer B of the living body H, the skin layer B of the living body H is generally very thin compared to the thickness of the filling water layer A in the bolus 77 and the thickness of the fat layer C of the living body H. This is close to the limit that can be detected with the resolution of the ultrasonic tomographic image. Therefore, when measuring the actual ultrasonic tomographic image, the thickness of the skin layer B is
If l s is obtained as l s = v s (T 2 −T 1 ) / 2, and it is determined that this is an appropriate value (for example, about l s <2 mm), it is adopted. If the calculated value obtained here is larger than an appropriate value, it is determined that the second peak of the ultrasonic echo signal is from the interface between the fat layer C and the muscle layer D, and the thickness l of the skin layer B is determined. s is determined to be an undetectable value. Therefore, in this case, the thickness l s of the skin layer B
(For example, l s = 0.5 mm) is adopted.
また、超音波エコー信号の２番目のピークにもとづい
て計算された皮膚層Ｂの厚さlsの計算値ｘがｘ＜2mmの
場合にはこの計算値ｘが皮膚層Ｂの厚さlsとして妥当な
値と判断される。When the calculated value x of the thickness l s of the skin layer B calculated based on the second peak of the ultrasonic echo signal is x <2 mm, the calculated value x is the thickness l s of the skin layer B. Is determined to be an appropriate value.
さらに、皮膚層Ｂの厚さlsの検出後、生体Ｈの脂肪層
Ｃの厚さlfが lf＝vf（T3−T2−T1）/2 として求められる。Further, after detecting the thickness l s of the skin layer B, the thickness l f of the fat layer C of the living body H is obtained as l f = v f (T 3 −T 2 −T 1 ) / 2.
また、ここで求められたボーラス77内の充填水層Ａ、
生体Ｈの皮膚層Ｂ、脂肪層Ｃの厚さlb,ls,lfの結果が検
出部87より演算部88に送られる。Also, the filling water layer A in the bolus 77 determined here,
Skin layer B of a living body H, the thickness l b of the fat layer C, l s, the result of the l f is sent to the arithmetic unit 88 from the detector 87.
体内温度の測定時には加温と温度測定とが制御部86の
制御によって交互に行なわれる。まず、加温中は加温用
発振器82がオン操作される。この場合には方形導波管72
の先端開口面72aの加温用アンテナ素子75より生体Ｈに
向けて電磁波が放射され、この電磁波のエネルギーを吸
収する事によって生体Ｈが加温される。During the measurement of the body temperature, the heating and the temperature measurement are performed alternately under the control of the control unit 86. First, the heating oscillator 82 is turned on during the heating. In this case, a square waveguide 72
An electromagnetic wave is radiated toward the living body H from the heating antenna element 75 on the front end opening surface 72a of the above, and the living body H is heated by absorbing the energy of the electromagnetic wave.
また、温度測定時には加温用発振器82がオフ操作さ
れ、加温は中断される。この状態で、ラジオメータ本体
81によって温度測定が行なわれる。この場合、生体Ｈ内
の温度データは輝度温度として取り込まれる。温度分布
を求める時には一般的に多周波数ラジオメトリが行なわ
れ、検出部87に送られるデータはTB1〜TBnとなる（ｎ周
波ラジオメトリ）。At the time of temperature measurement, the heating oscillator 82 is turned off, and the heating is interrupted. In this state, the radiometer body
The temperature is measured by 81. In this case, the temperature data in the living body H is captured as the brightness temperature. When obtaining the temperature distribution, multi-frequency geometry is generally performed, and the data sent to the detection unit 87 is T B1 to T Bn (n-frequency geometry).
なお、検出部87では、ボーラス77内の充填水層Ａ、生
体Ｈの皮膚層Ｂ、脂肪層Ｃ、筋肉層Ｄを平行平板モデル
と仮定して温度分布を計算する。計算方法の１つとし
て、深さ方向をＺ軸とした時の温度分布関数ｆ（a1,…,
an,z）を仮定する方法がある。この場合、各層での減衰
定数や各境界面での反射係数は前もって記憶させてお
く。この値は個人差等によりバラツキのある値である
が、概して似たような値を示す。そして、温度分布関数
内の係数a1,…,anを妥当な範囲内で動かし、その関数の
示す温度分布の時の輝度温度を電磁気学の各公式に従っ
て計算し、一番測定値に近いa1,…,anの組を最小自乗法
によって求める。そのa1,…,anを代入したｆ（ｚ）が温
度分布である。Note that the detection unit 87 calculates the temperature distribution on the assumption that the filled water layer A, the skin layer B, the fat layer C, and the muscle layer D of the living body H in the bolus 77 are parallel plate models. As one of the calculation methods, a temperature distribution function f (a 1 ,.
a n , z). In this case, the attenuation constant of each layer and the reflection coefficient at each boundary surface are stored in advance. This value varies depending on individual differences and the like, but generally shows a similar value. Then, the coefficient a 1 in the temperature distribution within the function, ..., move within reason the a n, calculates the brightness temperature at the temperature distribution indicated by the function according to the official electromagnetism, closest to the measured value a 1, ..., obtained by the method of least squares set of a n. F (z) into which a 1 ,..., An is substituted is the temperature distribution.
この方法によって、個人差の大きい脂肪層Ｃの厚さを
個々に測定し、ラジオメータ本体81によって測定された
温度データを個人差の大きい脂肪層Ｃの厚さおよび加温
時に必要なボーラス77を取り付けた場合のボーラス77内
の充填水層Ａの厚さも考慮して補正することができるの
で、生体組織の温度測定目的部位の温度データを高精度
に得ることができ、第１の実施例と同様の効果を得るこ
とができる。According to this method, the thickness of the fat layer C having a large individual difference is individually measured, and the temperature data measured by the radiometer main body 81 is used to determine the thickness of the fat layer C having a large individual difference and the bolus 77 required at the time of heating. Since the thickness can be corrected in consideration of the thickness of the filled water layer A in the bolus 77 when the bolus 77 is attached, the temperature data of the temperature measurement target portion of the living tissue can be obtained with high accuracy. Similar effects can be obtained.
なお、上記実施例では加温用アンテナ素子78と測温用
アンテナ素子79とを別々に設けて加温と温度測定とを別
個に行なう構成のものを示したが、加温および温度測定
を行なう共通のアンテナ素子を設けるとともに、共通の
アンテナ素子に接続された同軸ケーブルのラインを加温
用発振器82およびラジオメータ本体81のいずれか一方に
接続させた状態に切換え操作する切換えスイッチを設け
る構成にしてもよい。この場合、切換えスイッチは制御
部86で制御される。In the above embodiment, the heating antenna element 78 and the temperature measurement antenna element 79 are separately provided, and the configuration in which the heating and the temperature measurement are performed separately is described. However, the heating and the temperature measurement are performed. A common antenna element is provided, and a switch for switching the coaxial cable line connected to the common antenna element to one of the heating oscillator 82 and the radiometer body 81 is provided. You may. In this case, the changeover switch is controlled by the control unit 86.
さらに、第20図乃至第22図はこの発明の第７の実施例
を示すものである。20 to 22 show a seventh embodiment of the present invention.
これは、第２の実施例のように体腔内挿入用のプロー
ブ31の先端部内に体内温度計測装置のアンテナ部32を組
み込んだ温度測定用アプリケータにおける先端部外周面
にバルーン91を設けたものである。This is a device in which a balloon 91 is provided on an outer peripheral surface of a distal end portion of a temperature applicator in which an antenna portion 32 of a body temperature measuring device is incorporated in a distal end portion of a probe 31 for insertion into a body cavity as in the second embodiment. It is.
したがって、この場合には第21図に示すように例えば
食道等の太めの体腔内に挿入されるアプリケータを使用
する際にバルーン91を蒸留水で充満させて膨張変形させ
ることにより、体腔内壁Ｉにバルーン91を密着させ、体
腔内壁Ｉとアプリケータのアンテナ部32との間の距離を
安定に保持させることができる。この場合、体腔内壁Ｉ
とアンテナ部32との間にはバルーン91内の蒸留水の充填
水層Ｊが存在する。この充填水層Ｊは第６の実施例と略
同様の方法によってバルーン91内の充填水層Ｊの厚さを
測定できるので、体腔内壁Ｉの温度測定時にはこのバル
ーン91内の充填水層Ｊの暑さを計算において考慮するこ
とができる。そのため、体腔の太さに応じてバルーン91
内の充填水層Ｊの厚さが変化した場合であっても、個々
の温度測定時毎にはこの充填水層Ｊの厚さに応じて測定
された温度データを補正することができるので、バルー
ン91内の充填水層Ｊの厚さの変化に応じて測定された温
度データの誤差が発生することを防止することができ、
温度測定精度の低下を防止することができる。なお、体
腔内壁Ｉには一般的に脂肪が無いので、超音波断層像の
検出時に検出されるのはバルーン91内の充填水層Ｊと筋
肉層の２層と考えることができるが、脂肪が体腔内壁Ｉ
にも付きだした患者や、癌細胞がある患者に対しては第
１の実施例のように３層や４層モデルとして考えること
もできる。Therefore, in this case, as shown in FIG. 21, when using an applicator inserted into a large body cavity such as the esophagus, the balloon 91 is filled with distilled water and inflated and deformed. The distance between the inner wall I of the body cavity and the antenna portion 32 of the applicator can be stably maintained. In this case, the body cavity inner wall I
A filled water layer J of distilled water in the balloon 91 exists between the antenna unit 32 and the antenna unit 32. Since the thickness of the filled water layer J in the balloon 91 can be measured by a method substantially similar to that in the sixth embodiment, the temperature of the inner wall I of the body cavity is measured when the filled water layer J in the balloon 91 is measured. Heat can be taken into account in the calculations. Therefore, depending on the thickness of the body cavity, the balloon 91
Even when the thickness of the filled water layer J in the inside changes, the temperature data measured according to the thickness of the filled water layer J can be corrected at each individual temperature measurement, It is possible to prevent the error of the temperature data measured according to the change in the thickness of the filling water layer J in the balloon 91 from occurring,
A decrease in temperature measurement accuracy can be prevented. Since the inner wall I of the body cavity generally has no fat, it can be considered that two layers of the filling water layer J and the muscle layer in the balloon 91 are detected when detecting the ultrasonic tomographic image. Body cavity inner wall I
For a patient who is accompanied by a cancer or a patient who has cancer cells, it can be considered as a three-layer or four-layer model as in the first embodiment.
また、第22図のように体腔内でのバルーン91内の充填
水層Ｊの厚さがアンテナ部32のスキャン方向によって不
均一な場合には、一定角度おきにバルーン91内の充填水
層Ｊの厚さを測定することにより、スキャン方向に応じ
て温度分布の補正計算を行なう際のバルーン91内の充填
水層Ｊの厚さデータを適宜調整することができる。これ
によって体腔内壁Ｉの温度測定時の測定精度を一層高め
ることができる。When the thickness of the filling water layer J in the balloon 91 in the body cavity is not uniform according to the scanning direction of the antenna unit 32 as shown in FIG. By measuring the thickness, the thickness data of the filling water layer J in the balloon 91 at the time of performing the temperature distribution correction calculation according to the scanning direction can be appropriately adjusted. Thereby, the measurement accuracy at the time of measuring the temperature of the inner wall I of the body cavity can be further enhanced.
また、第23図はこの発明の第８の実施例を示すもので
ある。FIG. 23 shows an eighth embodiment of the present invention.
これは、第５の実施例と同様に核磁気共鳴像（MRI）
を用いたものである。第23図中で、101は体内温度計測
装置のアンテナ部である。このアンテナ部101の先端に
は生体Ｈの脂肪層と筋肉層との間の境界面との平行度及
び距離を知る為の指標となる核磁気共鳴像（MRI）用マ
ーカー102が連結されている。さらに、このアンテナ部1
01にはラジオメータ本体103が接続されている。This is similar to that of the fifth embodiment.
Is used. In FIG. 23, reference numeral 101 denotes an antenna unit of the body temperature measuring device. A nuclear magnetic resonance (MRI) marker 102 serving as an index for knowing the degree of parallelism and the distance between the fat layer and the muscle layer of the living body H is connected to the tip of the antenna unit 101. . Furthermore, this antenna unit 1
01 is connected to a radiometer body 103.
また、104は核磁気共鳴装置（MRI装置）、105はこのM
RI装置104に接続されたMRI用センサコイルである。さら
に、MRI装置104には厚さ検出部106および含水量検出部
（導電率推定器）107がそれぞれ接続されている。これ
らの厚さ検出部106および含水量検出部107は演算部108
に接続されている。また、この演算部108にはラジオメ
ータ本体103および表示部109がそれぞれ接続されてい
る。104 is a nuclear magnetic resonance apparatus (MRI apparatus), 105 is this M
An MRI sensor coil connected to the RI device 104. Further, a thickness detecting unit 106 and a water content detecting unit (conductivity estimator) 107 are connected to the MRI apparatus 104. The thickness detecting section 106 and the water content detecting section 107 are
It is connected to the. Further, the radiometer main body 103 and the display unit 109 are connected to the calculation unit 108, respectively.
そして、体内温度測定時にはMRI用センサコイル105か
らの出力信号はMRI装置104に入力される。このMRI装置1
04ではMRI用センサコイル105から送られる信号にもとづ
いてMRI用断層像が測定され、このMRI装置104による測
定結果は厚さ検出部106および含水量検出部107に送られ
る。そして、厚さ検出部106ではMRI装置104による測定
結果にもとづいて生体Ｈの皮膚層Ｂ、脂肪層Ｃ、筋肉層
Ｄの各層の厚さが検出され、含水量検出部107ではMRI装
置104による測定結果にもとづいて生体Ｈの脂肪層Ｃの
導電率が検出される。Then, at the time of measuring the body temperature, an output signal from the MRI sensor coil 105 is input to the MRI apparatus 104. This MRI device 1
In 04, an MRI tomographic image is measured based on a signal sent from the MRI sensor coil 105, and the measurement result by the MRI apparatus 104 is sent to the thickness detecting unit 106 and the water content detecting unit 107. Then, the thickness detector 106 detects the thickness of each of the skin layer B, fat layer C, and muscle layer D of the living body H based on the measurement result by the MRI apparatus 104, and the water content detector 107 detects the thickness of the MRI apparatus 104. The conductivity of the fat layer C of the living body H is detected based on the measurement result.
また、演算部108にはラジオメータ本体103から出力さ
れる生体Ｈ内の温度データである輝度温度が入力される
とともに、さらに厚さ検出部106から送られる生体Ｈの
皮膚層Ｂ、脂肪層Ｃ、筋肉層Ｄの各層の厚さの検出デー
タおよび含水量検出部107から送られる脂肪層Ｃの導電
率の検出データがそれぞれ入力される。そして、この演
算部108では各入力信号にもとづいて生体Ｈ内の温度分
布が計算され、その計算結果が表示部40に表示される。The arithmetic unit 108 receives the luminance temperature, which is the temperature data in the living body H output from the radiometer body 103, and further transmits the skin layer B and fat layer C of the living body H sent from the thickness detecting unit 106. The detection data of the thickness of each layer of the muscle layer D and the detection data of the conductivity of the fat layer C sent from the water content detection unit 107 are respectively input. Then, the calculation unit 108 calculates the temperature distribution in the living body H based on each input signal, and the calculation result is displayed on the display unit 40.
この場合、MRIの今の主流のものはH+に対しての測定
を行なっており、含水量の変化をそのまま反映してい
る。脂肪層Ｃの導電率はその誘電率や筋肉層Ｄの導電率
や誘電率に比べてバラツキが大きい。また、生体組織の
電気的特性を決めている最大の要素は含水量である。ま
た、T1は含水量の大きい組織ほど大きな値を示してい
る。そこで、このT1を用いて脂肪層Ｃの含水量を求め
て、バラツキの大きい導電率の値をある程度定めること
により、さらに正確な温度測定を行なうことができる。In this case, the current mainstream of MRI measures H + and reflects the change in water content as it is. The conductivity of the fat layer C varies more than the permittivity and the conductivity and permittivity of the muscle layer D. The largest factor that determines the electrical characteristics of living tissue is water content. Further, T 1 indicates a larger value as larger tissue water content. Therefore, seeking the water content of the fat layer C with the T 1, by defining a certain extent the value of the high conductivity of the dispersion, it is possible to perform more accurate temperature measurement.
なお、この発明は上記各実施例に限定されるものでは
ない。例えば、体内温度計測手段として超音波および核
磁気共鳴像（MRI）等を用い、断層像情報検出手段とし
てマイクロ波CT、Ｘ線CT、インピーダンスCT等を用い、
これらを適宜組合せて使用する構成にしてもよい。さら
に、その他この発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形
実施できることは勿論である。The present invention is not limited to the above embodiments. For example, using an ultrasonic wave and a nuclear magnetic resonance image (MRI) as a body temperature measuring means, and using a microwave CT, an X-ray CT, an impedance CT, etc. as a tomographic image information detecting means,
A configuration in which these are used in an appropriate combination may be adopted. Further, it goes without saying that various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention.
［発明の効果］ 請求項１の発明によれば、体内温度計測手段によって
測定された温度測定データを、厚さ検出手段によって得
られた所望の組織の関心方向の厚さ、および記憶手段の
保持する物理的特性にもとづいて、温度データ補正手段
により補正するようにしたので、体内深部の患部の温度
測定を迅速かつ高精度行うことができ、体内深部の患部
の温度測定の作業性の向上を図ることができる。[Effect of the Invention] According to the first aspect of the present invention, the temperature measurement data measured by the body temperature measurement unit is stored in the thickness of the desired tissue in the direction of interest obtained by the thickness detection unit, and the storage unit is stored. Based on the physical characteristics to be corrected, the temperature is corrected by the temperature data correction means, so that the temperature of the affected part deep in the body can be measured quickly and accurately, and the workability of measuring the temperature of the affected part deep in the body can be improved. Can be planned.
請求項２の発明によれば、断層像情報検出素子と、温
度を測定するためのアンテナ部とを一体に構成したの
で、体内深部の患部の温度測定を迅速かつ高精度に行な
うことができ、体内深部の患部の温度測定の作業性の向
上を図ることができる。According to the invention of claim 2, since the tomographic image information detection element and the antenna unit for measuring the temperature are integrally formed, the temperature measurement of the affected part in the deep part of the body can be performed quickly and with high accuracy. The workability of measuring the temperature of the affected part deep inside the body can be improved.
第１図乃至第４図はこの発明の第１の実施例を示すもの
で、第１図は体内温度計測装置全体の概略構成を示すブ
ロック図、第２図は使用状態を示す概略構成図、第３図
はアンテナ部を示す要部の斜視図、第４図は装置全体の
機能ブロック図、 第５図乃至第８図はこの発明の第２の実施例を示すもの
で、第５図は装置全体の概略構成を示す斜視図、第６図
はプローブ先端の縦断面図、第７図はアンテナ部を示す
要部の斜視図、第８図はラジアルスキャン用回転機構を
示す要部の縦断面図、 第９図および第10図はこの発明の第３の実施例を示すも
ので、第９図はプローブの概略構成を示す斜視図、第10
図はアンテナ部を示す要部の斜視図、 第11図および第12図はこの発明の第４の実施例を示すも
ので、第11図はプローブの概略構成を示す斜視図、第12
図はアンテナ部を示す要部の斜視図、 第13図は電極配列の変形例を示す正面図、 第14図および第15図はこの発明の第５の実施例を示すも
ので、第14図は使用状態を示す要部の概略構成図、第15
図は脂肪層の厚さ検出状態を示す要部の概略構成図、 第16図乃至第19図はこの発明の第６の実施例を示すもの
で、第16図は体内温度計測装置全体の概略構成を示すブ
ロック図、第17図はアンテナ部を示す要部の斜視図、第
18図は加温用アンテナ素子と温度測定用アンテナ素子と
の配設状態を示す概略構成図、第19図は使用状態を示す
概略構成図、 第20図乃至第22図はこの発明の第７の実施例を示すもの
で、第20図はアンテナ部を示す要部の縦断面図、第21図
は体腔内でバルーンを膨張させた状態を示す横断面図、
第22図は断面形状が円形以外の異形状の体腔内壁面内で
バルーンを膨張させた状態を示す横断面図、 第23図はこの発明の第８の実施例の体内温度計測装置全
体の概略構成を示すブロック図である。 １……断層像情報検出手段、２……体内温度計測手段、
３……温度データ補正手段。1 to 4 show a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the whole body temperature measuring device, FIG. 2 is a schematic configuration diagram showing a use state, FIG. 3 is a perspective view of a main part showing an antenna unit, FIG. 4 is a functional block diagram of the entire apparatus, FIGS. 5 to 8 show a second embodiment of the present invention, and FIG. FIG. 6 is a longitudinal sectional view of a probe tip, FIG. 7 is a perspective view of a main part showing an antenna unit, and FIG. 8 is a longitudinal section of a main part showing a rotary mechanism for radial scanning. 9 and 10 show a third embodiment of the present invention. FIG. 9 is a perspective view showing a schematic configuration of the probe, and FIG.
FIG. 11 is a perspective view of a main part showing an antenna unit. FIGS. 11 and 12 show a fourth embodiment of the present invention. FIG. 11 is a perspective view showing a schematic configuration of a probe.
FIG. 13 is a perspective view of a main part showing an antenna unit. FIG. 13 is a front view showing a modification of the electrode arrangement. FIGS. 14 and 15 show a fifth embodiment of the present invention. Is a schematic configuration diagram of a main part showing a use state, and FIG.
The figure is a schematic configuration diagram of a main part showing a state of detecting the thickness of a fat layer, FIGS. 16 to 19 show a sixth embodiment of the present invention, and FIG. 16 is a schematic diagram of the entire body temperature measuring device. FIG. 17 is a block diagram showing the configuration, FIG.
18 is a schematic configuration diagram showing an arrangement state of a heating antenna element and a temperature measurement antenna element, FIG. 19 is a schematic configuration diagram showing a use state, and FIGS. FIG. 20 is a longitudinal sectional view of a main part showing an antenna part, FIG. 21 is a transverse sectional view showing a state where a balloon is inflated in a body cavity,
FIG. 22 is a cross-sectional view showing a state in which a balloon is inflated in a body cavity inner wall surface having a cross-sectional shape other than a circular shape, and FIG. 23 is a schematic diagram of an entire body temperature measuring device according to an eighth embodiment of the present invention. FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration. 1 ... tomographic image information detecting means, 2 ... body temperature measuring means,
3. Temperature data correction means.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15 A61F 7/00 G01J 5/10 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page (58) Fields surveyed (Int. Cl. 7 , DB name) A61B 8/00-8/15 A61F 7/00 G01J 5/10 JICST file (JOIS)
Claims (2)
る断層像受信手段と、 前記断層像受信手段の受信データを基に前記生体組織の
中の所望の組織の関心方向の厚さを検出する厚さ検出手
段と、 前記所望の組織の有する物理的特性を予め保持する記憶
手段と、 前記生体組織の外部から前記断層像受信手段によって検
出される検出領域の温度を、前記検出領域から発する電
磁波により、無侵襲状態で測定する体内温度計測手段
と、 この体内温度計測手段によって測定された温度測定デー
タを、前記厚さ検出手段によって得られた前記所望の組
織の関心方向の厚さ、および前記記憶手段の保持する前
記物理的特性にもとづいて補正して前記生体組織の温度
計測目的部位の温度データを得る温度データ補正手段と を具備したことを特徴とする体内温度計測装置。1. A tomographic image receiving means for obtaining a tomographic image of a living tissue composed of a plurality of tissues, and a thickness in a direction of interest of a desired tissue in the living tissue based on data received by the tomographic image receiving means. Thickness detecting means for detecting, storage means for holding physical characteristics of the desired tissue in advance, and a temperature of a detection area detected by the tomographic image receiving means from outside the living tissue, from the detection area. By the emitted electromagnetic wave, a body temperature measuring means for measuring in a non-invasive state, and the temperature measurement data measured by the body temperature measuring means, the thickness of the desired tissue in the direction of interest obtained by the thickness detecting means, And temperature data correction means for correcting the temperature based on the physical characteristics held by the storage means to obtain temperature data of the temperature measurement target portion of the living tissue. The internal temperature measuring device.
断層像情報検出素子と、 前記生体組織から発する電磁波により温度を測定するた
めのアンテナ部と、を一体的に構成したことを特徴とす
る特許請求の範囲第１項に記載の体内温度計測装置。2. A tomographic image information detecting element for detecting tomographic image information from a living tissue, and an antenna unit for measuring a temperature by an electromagnetic wave emitted from the living tissue are integrally formed. The body temperature measuring apparatus according to claim 1, wherein the temperature of the body is measured.
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|---|---|---|---|---|
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