JP4230736B2

JP4230736B2 - Diagnostic imaging equipment

Info

Publication number: JP4230736B2
Application number: JP2002239220A
Authority: JP
Inventors: 裕一浅香; 真護川崎; 光博押木; 卓司大坂
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2002-08-20
Filing date: 2002-08-20
Publication date: 2009-02-25
Anticipated expiration: 2022-08-20
Also published as: JP2004073559A

Description

【０００１】
【発明が属する技術分野】
この発明は画像診断装置に関し、特に生体光計測装置と超音波診断装置とを組み合わせ、散乱体である生体内の吸収物質の変化量を画像化するための画像診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
可視から近赤外領域の波長の光を用いて、生体の酸素代謝機能を簡便かつ非侵襲的に計測する診断装置として、生体光計測装置が開発、実用化されている。生体光計測装置では、生体内に存在するヘモグロビン等の特定の吸収物質が、酸素状態と脱酸素状態とで特定波長の光の吸収性が変化することを利用して、生体の酸素代謝機能を画像として表示するようにしたものである。さらに生体光計測装置を発展させたものとして、複数の光照射部と複数の光計測部とをマトリックス状に配置して、比較的広い範囲の生体機能情報を画像として表示できる光トポグラフィ装置がある。光トポグラフィ装置は、例えば脳の活性部位の特定やてんかん患者の発作時における焦点位置などの生体情報を得ることができ、診断装置としての重要性が増している。
【０００３】
しかし、このような生体光計測装置は、光照射部から光測定部までの光路における光の減衰量（その変化）を測定するものであるため、吸収物質の絶対値を直接計測することはできない。即ち、光照射部と光測定部との間で照射された光が通る経路は、光照射部−光測定部間の距離のみならず生体の構造にも依存し、光路長が異なれば光の減衰量も異なることとなり、生体光計測で計測された値には、このような構造に依存する光路長のファクタも含まれることになる。
【０００４】
従って、吸収物質の絶対値を求めるためには、生体表面から生体内に照射された光が光計測部に達するまでの生体内での光路長と、その光路長における散乱特性や吸収特性を知る必要がある。
【０００５】
光路長を解析する手法としては、モンテカルロシミュレーションや光拡散方程式の数値解析などが知られており、またそれらを応用して複雑な境界形状からなる領域について吸収物質の定量を可能にした手法やアルゴリズムが提案されている（例えば、「光強度に依存しない吸収成分定量法−光路長平均と分散を用いるＭＶＳ法−」、土屋ら、pp.118〜121、OSJ-BIOP 2000-34、「有限差分法を用いた新生児頭部モデルにおける光伝播解析」、福井ら、pp.20〜23、OSJ-BIOP 2001-6など）。また特開平8-29329号公報には、散乱体である生体内の吸収物質の吸光係数と、モンテカルロ法により求めた模擬的な散乱体（吸収物質を含まない散乱体）における光路長とを用いて吸収物質濃度の空間分布を求め表示する手法が提案されている。
【０００６】
これらの技術を実際の患者に適用する場合には、その患者について計測部位の構造を知る必要があるが、上記技術はファントムや頭部モデルを用いた光路長解析手法に限定されており、そのまま実用することはできない。一般に、生体の形態を計測する装置として、ＭＲＩ、Ｘ線ＣＴ、超音波診断装置等が実用化されているが、他のモダリティから得た形態情報は、同一患者の情報であっても測定箇所によって異なるため、そのまま用いることはできず、形態情報と生体光計測装置の計測部位との位置合わせのための処理が必要となる。また生体光計測とは別にこのような形態の計測を行っておく必要があるため、リアルタイム性を充足できない。
【０００７】
ところで超音波診断装置はＭＲＩやＸ線ＣＴに比べ簡便に形態情報を得ることができる装置であり、この超音波診断装置を生体光計測装置と組み合わせて、生体光計測装置で得られる生体機能情報を補い、形態情報をも表示できるようにした装置が提案されている（特許第3251417号）。しかしこの装置では、生体機能情報と併せて形態情報を観察することはできるが、吸収物質の絶対値表示を行えない点は、従来の生体光計測装置と同様である。
【０００８】
また従来の生体光計測装置では、光照射部と光計測部の間隔は、頭部の計測の場合、深度約30mmを計測するのに適した間隔に固定されており、被検体や目的部位に応じた調整を行うことはできなかった。このため、生体光計測で得られる情報の精度に限界があった。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
そこで本発明は、生体光計測においてリアルタイムで吸収物質やその変化量の絶対値を画像化することができる画像診断装置を提供することを目的とする。また本発明は、被検体に応じて光路長の調整、即ち光照射部と光計測部との間隔の最適化を行うことができ、これにより精度の高い計測を行うことが可能な画像診断装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明の画像診断装置は、光照射部と、光照射部から生体内に照射され、生体内又は生体表層で散乱・透過した光を検出する光計測部と、光計測部が検出した光の強度に対応する信号を処理し、生体内の吸収物質の変化量を求め、画像化する信号処理部と、光照射部と光計測部との間に配置され、生体に超音波を送波すると共に生体内部で反射された超音波を受波する超音波探触子と、超音波探触子で受波した超音波に対応する信号を処理し、生体の形態画像を形成する超音波画像形成部とを備え、前記信号処理部は、前記超音波画像形成部で形成された形態画像をもとに生体内に照射された光の光路長を推定する手段と、推定された光路長及び前記吸収物質の変化量をもとに前記変化量の絶対値を算出する手段とを備える。
【００１１】
この画像診断装置によれば、超音波画像をもとに生体光計測における光路長を推定し、これによって生のデータである吸収物質の変化量を補正できるので、測定部位の光路長に依存しない正確な情報を得ることができる。
【００１２】
また本発明の画像診断装置は、光照射部と、光照射部から生体内に照射され、生体内又は生体表層で散乱・透過した光を検出する光計測部と、光計測部が検出した光の強度に対応する信号を処理し、生体内の吸収物質の変化量を求め、画像化する信号処理部と、光照射部と光計測部との間に配置され、生体に超音波を送波すると共に生体内部で反射された超音波を受波する超音波探触子と、超音波探触子で受波した超音波に対応する信号を処理し、生体の形態画像を形成する超音波画像形成部とを備え、前記信号処理部は、前記超音波画像形成部で形成された形態画像をもとに生体内に照射された光の光路長及び到達深度を推定する手段と、推定された光路長及び到達深度をもとに光照射部及び光計測部の最適な位置を算出する手段とを備える。
【００１３】
この画像診断装置によれば、超音波画像をもとに生体光計測における光路長を推定し、これによって光照射部及び光計測部の位置を最適化できるので、目的とする深度の情報を得ることができる。
【００１４】
さらに最適化した光照射部及び光計測部の位置における光計測結果について、光路長を用いた補正を行なうことにより、目的の測定部位について光路長に依存しない正確な情報を得ることができる。
【００１５】
本発明の画像診断装置は、光照射部及び光計測部がそれぞれ複数備えられた装置に好適に適用することができる。
【００１６】
また本発明の画像診断装置は、表示の機能として、超音波画像形成部で形成された超音波形態画像と生体光計測で計測された吸収物質の変化量或いはその絶対値を同時に表示する手段を備える。
この画像診断装置によれば、各測定位置における形態画像と生体光計測による測定結果とを併せて観察できるほか、光路長やパラメータの設定を確実に行なうことができる。
【００１７】
さらに、本発明の画像診断装置は、光照射部及び光計測部がそれぞれ複数備えられている場合には、表示の機能として、信号処理部は、全ての測定点について、変化量の絶対値を表示する手段を備える。
これにより複数の光照射部及び光計測部がカバーする広い領域について、吸収物質の変化を観察することができる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の画像診断装置の実施形態を説明する。
【００１９】
図１は、本発明の画像診断装置の一実施形態の概要を示す図である。この画像診断装置は、光トポグラフィユニット10と、超音波ユニット20と、プローブ30と、制御ユニット40とから構成される。プローブ30は、被検体50の光計測と超音波計測とを同時に行なうために、複数の光照射部と複数の光計測部とを所定の配列で配置すると共に、光照射部と光計測部との間に超音波探触子を配置したものであり、その構成の詳細は後述するが、複数の光照射部及び光計測部は光ファイバー60a、60bを介して光トポグラフィユニット10に接続され、超音波探触子はケーブルを介して超音波ユニット20に接続されている。
【００２０】
光トポグラフィユニット10は、光計測を行なうためのユニットで、既存の生体光計測装置と同様の構成を有している。簡単に説明すると、生体内の特定の吸収物質が吸収する可視から近赤外の波長の光を発生するとともに、この光に複数の光照射部に対応して異なる変調を与えるレーザー発生部11と、この特定波長の光を生体に照射し、生体の表層を透過した光或いは表層で散乱した光(以下、まとめて透過光ともいう)を、複数の光計測部毎に検出するための光電変換器、例えばアバランシェダイオード12と、複数の光計測部からの信号をもとに、光照射部と光計測部との位置で決まる測定チャンネル毎の信号に変換するロックインアンプ13と、連続可変アンプ14とを備えている。連続可変アンプ14の信号は制御ユニット40に送られ、ここで吸収物質の変化量を示す信号（例えばヘモグロビン信号）に変換される。
【００２１】
超音波ユニット20は、プローブ30に備えられた超音波探触子からの信号を受けて、被検体の超音波画像を形成するもので、通常の超音波診断装置と同様の構成を有している。この場合、複数の超音波探触子からの信号をそれぞれ処理するために、複数の超音波探触子と同数の接続を備え、複数の超音波探触子からの信号を同時処理することが可能なように構成されている。或いは、複数の超音波ユニット20を択一的に接続するための切り替え器が設けられ、この切り替え器を介して連続的に切り替えを行い、データを取得し、擬似的に同時計測を実現する。
【００２２】
超音波ユニット20は、簡単に説明すると、超音波探触子に備えられた複数の超音波振動子に特定周波数のパルス信号を送出するとともに各超音波振動子からの信号を受信するアナログ送受信回路21、アナログ送受信回路21による信号の送受信を制御する制御回路22、アナログ送受信回路21からの信号を整相して加算し、受信ビーム信号を形成するデジタル整相回路23、受信ビーム信号に対しフィルタリング処理、圧縮処理、検波処理、エンハンス等の信号処理を施す信号処理回路24及び信号処理後の受信信号を画像データに変換するデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）25を備えている。また図示していないが、通常の超音波診断装置が備えるドップラ演算部を備えていても良い。
【００２３】
制御回路22、信号処理回路24及びＤＳＣ25はデータバス26に接続されており、互いに必要な信号の受け渡しを行なう。
【００２４】
制御ユニット40は、例えば、中央演算装置（ＣＰＵ）、記憶装置（ＨＤＤ）、キイボード46やモニター44等の入出力装置等を備えたパーソナルコンピューター（ＰＣ）上に構築することができ、光トポグラフィユニットからの信号をＡ/Ｄ変換してＰＣに入力するための光トポグラフィインターフェイス部41、超音波ユニット20のＤＳＣ25からの画像信号をＰＣに入力するための画像インターフェイス部42、超音波ユニット20の制御回路22との間で制御信号の受け渡しを行なう制御インターフェイス部43を備えている。
【００２５】
また図示していないが、ＣＰＵは光トポグラフィインターフェイス部41を介して入力された信号を元に、生体内の吸収物質の変化信号、例えばヘモグロビン信号を作成し、これをタイムコースとして或いは２次元トポグラフィ画像としてモニター44に表示させる。このようなＣＰＵの機能は、通常の生体光計測装置の機能と同様である。更に本発明においてＣＰＵは、画像インターフェイス部42或いはキイボード46を介して入力された超音波計測から得た情報やパラメータを利用して、生のデータ（吸収物質の変化信号）に対する絶対値演算や計測点の最適化処理などを行なう。
【００２６】
光トポグラフィインターフェイス部41、画像インターフェイス部42及び制御インターフェイス部43は、ＰＣバス45に接続されており、互いに必要な信号の受け渡しを行なう。また画像インターフェイス部42は、モニター44に接続されており、超音波ユニット20で形成された画像をモニター44に表示させる。
【００２７】
また制御ユニット40は、好適には、本発明の画像診断装置の動作モードを切り替えるための手段を備えている。動作モードは、光トポグラフィユニット20のみを動作させる光トポモード、超音波ユニット30のみを動作させる超音波モード、光トポグラフィと超音波計測の複合計測を行なう複合計測モードである。動作モードの切り替えためは、例えば、動作切り替えボタンによって実現できる。或いは、ＰＣのモニターにモード選択メニューを表示し、ユーザーが所望のモードを選択するようにしてもよい。
【００２８】
プローブ30は、被検体への光の照射及び被検体からの透過光の検出を行なうとともに、超音波探触子として機能するものであり、図２に示すように、フレキシブルな薄板状の装着部材（頭部の場合にはヘッドギア）31に、光照射部32a及び光計測部32bから成る光トポプローブ32と、超音波探触子35とが固定されている。装着部材31には、図示しない固定用の紐或いはベルトが備えられ、これによって被検体の所定部位、例えば頭部にプローブ30を固定することができる。
【００２９】
光トポプローブ32は、それぞれ着脱可能な一対のソケット33、34から構成され、ソケット33の一方は光ファイバ60（a,b）の先端に固定され、他方は装着部材31に固定されている。光ファイバ先端に固定された一方のソケットを装着部材31に固定された他方に嵌着することにより、光ファイバ先端を被検体の装着部位に当接することができる。光トポプローブ32は光照射部32aと光計測部32bとが交互に配列し、これらの中間点が測定点となる。なお、図では一列の配列しか示していないが、光照射部32aと光計測部32bは、図示する配列方向と直交する方向(紙面に垂直な方向)にも配列し、広がりのある領域について計測するようになっている。
【００３０】
超音波探触子35は、上述のように配列した光照射部32aと光計測部32bとの間に、固定治具36によって装着部材31に固定される。従って光照射部32aと光計測部32bとで決まる測定チャンネル毎に超音波探触子35からの情報が得られることになる。
【００３１】
超音波探触子35の構造は、通常の超音波探触子と同様であり、例えば図３に示すように、被検体50に接触する側から順に、音響レンズ351、マッチング層352、積層振動子353、ソフトバッキング354、バッキング材355から成り、積層振動子353とソフトバッキング354との間に積層振動子353に信号を送るためのフレキシブル基板356が挿入されている。フレキシブル基板356の図示しない端部は、超音波ユニット20のアナログ送受信回路21に接続されている。
【００３２】
次に、以上のような構成における画像診断装置の動作を説明する。本発明の画像診断装置は、上述のように光トポグラフィユニット10と超音波ユニット20とを備えているものであるから、これらを別個に動作させて通常の生体光計測装置や超音波診断装置として使用することも可能であり、またこれら各ユニットで得られた画像を別個に或いは同時にモニターに表示させることも可能である。しかし、本発明の特徴の一つは、超音波診断装置で得られた画像情報を元に光計測における光経路（光路長や到達深度）を導出し、この情報を生体光計測に反映させることである。具体的には、推定された光路長をもとに生体内吸収物質の変化量の絶対値を求めること、推定された光路長及び到達深度をもとに光照射部及び光計測部の最適な位置を算出し、光計測の高精度化を図ることである。以下、そのような動作について説明する。
【００３３】
最初に、本発明の画像診断装置を用いた生体内吸収物質の変化量の絶対値を求める手順を図４を参照して説明する。図４は、絶対値算出のための手順の一例を示すフロー図である。この実施形態では、生体光計測の代表的な計測部位である頭部を対象として、その血流内ヘモグロビン値を計測する場合を説明する。
【００３４】
プローブ30に設けられた複数の超音波探触子35の順次を駆動し、それぞれ脳表画像を作成する（ステップ401）。ＤＳＣ25で作成された画像信号は、画像インターフェイス42を介して、制御ユニット40の記憶装置に記憶されるとともにモニター44に表示される。次にこれら画像を用いて頭部の構造をモデル化する（ステップ402）。頭部構造のモデル化は、例えば図５（a）、（b）に示すように、各超音波探触子35に対応するチャンネル毎に、モニター44にステップ401で作成した超音波画像を表示させ、各層（頭皮、頭蓋骨、脳髄液）の厚さd1、d2、d3を求めることにより行なう。次いで生体光計測で用いる光に対する各層の吸収係数、散乱係数等のパラメータを設定する（ステップ403）。光トポグラフィユニット10で発生する光は近赤外光であり、例えば780nm、830nmの二波長の光が用いられる。これら波長の光について各層の吸収係数及び散乱係数は、文献で知られた値であり、予め設定しておいたものを選択するようにしてもよい。
【００３５】
各チャンネルについて、頭部モデル化、パラメータの設定がなされると、それをもとにチャンネル毎に当該超音波探触子を挟んで配置された光照射部と光計測部との間の光経路、光路長、光最深部到達位置を推定する（ステップ404）。既に述べたように、頭部モデルについて光路長等を求める手法は公知であり、例えばモンテカルロ法、光拡散方程式の数値解析、これらの改良法（例えば、「有限差分法を用いた新生児頭部モデルにおける光伝播解析」、福井ら、OSJ-BIOP 6001-6）を採用することができる。
【００３６】
図６に、一つのチャンネル（第ｋチャンネル）について求めた光経路、平均光路長Lk、最深部到達距離Mkを模式的に示す。これら光経路、平均光路長及び最深部到達距離を、例えば図７に示すように、超音波画像に重ねてプローブ30の配列に対応させて表示する（ステップ405）。この表示を利用して、超音波画像に推定処理結果を順次重ねていくことにより、チャンネル毎のモデル化及びパラメータ設定（ステップ402、403）と（ステップ404）を確認的に実行することができる。
【００３７】
各チャンネルについて光経路、平均光路長Lk、最深部到達距離Mkを推定した後、光トポグラフィユニット10を駆動し、プローブ30の各光照射部32aを介して被検体50の頭部に所定の波長の光を照射すると共に透過光を光測定部32ｂを介して光トポグラフィユニット10で検出する（ステップ406）。ここで計測される値は、各測定点（チャンネル）毎のヘモグロビンの変化量であり、各チャンネル毎の光路長のバラツキを含む値である。そこで、各チャンネル毎の計測値C1、C2・・・Cnを、そのチャンネルについて推定された推定光路長Lで除し、バラツキを補正した絶対値としての変化量C’1、C’2・・・C’nを得る（ステップ407）。
【００３８】
【数１】

【００３９】
この変化量の絶対値を用いて、光計測信号のタイムコース及び２次元トポグラフィを作成し、表示する（ステップ408）。表示の一例を図８に示す。この表示では、表示部（a）、（b）にそれぞれ所定のチャンネルの超音波断層画像と光計測信号を表示し、表示部(c)に各チャンネルの光計測信号値を等高線状に表示した画像（トポグラフィ画像）を、(ｄ)に頭部全体における測定位置を示す画像を表示している。表示部（a）、（b）については、例えば、表示部(d)に表示された測定位置のチャンネルをマウス等の入力装置で選択することにより、所望のチャンネルの情報を表示するようにしてもよい。
【００４０】
こうして表示されたトポグラフィは、チャンネルの光路長のバラツキを含まない画像であるので、測定点のヘモグロビン変化を正確に反映したものであり、診断の信頼性を向上することができる。
【００４１】
尚、以上の実施形態では、ヘモグロビンの変化量について、それを推定された光路長で除した絶対値を求めた場合を示したが、ヘモグロビン濃度について、このような絶対値を求めることも可能である。即ち、照射光強度をI0、検出光強度をId、光路長Lkに存在する吸収物質(例えばヘモグロビン)の吸収係数をε、その濃度をCとすると、次式が成り立つ。
【００４２】
【数２】

【００４３】
ここでDsは減衰定数であり、直接求めることは困難であるため、照射光として波長の異なる２種類の光を用い、各波長毎に計測を行いDsを消去する。こうして求めた吸収物質の濃度を光路長で除することにより、光路長のバラツキを補正したヘモグロビン濃度（光路長における平均値）を求めることができる。
【００４４】
次に本発明の画像診断装置を用いて、光照射部及び光計測部の位置の最適化を行なう実施形態を説明する。光照射部及び光計測部の位置の最適化を実現するのに好適なプローブ30’の一実施形態を図９に示す。
【００４５】
このプローブ30’は、光トポプローブ32として光照射部Ｓと光計測部Ｄとが交互にマトリックス状に配列し、これらの間に超音波探触子35が設けられる点は、図２のプローブ30と同様である。また光ファイバ先端を装着部材に固定するための機構（ソケット）及び超音波探触子35の固定方法も図２のプローブ30と同様である。
【００４６】
但し、このプローブ30’は、装着部材31の光トポプローブ固定位置にソケット34を移動するための溝37が形成されており、ソケット34の固定位置を調整できるように構成されている。溝37は、例えば、光トポプローブ32の配列方向に対し45°の角度を持つ十字形であり、ソケット34は、装着部材31の面に垂直な方向への移動が規制された状態で溝37に嵌合している。このような構成において、ソケット34を十字の溝37に沿って移動することにより、隣接するソケットとの相対位置を変化させることができる。
【００４７】
次に、このような装置の機構を前提として、光照射部及び光計測部の位置の最適化の手順を図１０を参照して説明する。図１０は、最適化の手順の一例を示すフロー図である。
【００４８】
まずプローブ30’に設けられた複数の超音波探触子35の順次を駆動し、それぞれ脳表画像を作成する（ステップ101）。これら画像を用いて各層（頭皮、頭蓋骨、脳髄液）の厚さd1、d2、d3を求め、頭部の構造をモデル化する（ステップ102）。次いで各層の近赤外光の吸収係数、散乱係数等のパラメータを設定する（ステップ103）。これら頭部モデル及びパラメータを用いて、各チャンネル毎にモンテカルロ法等により光経路、光路長Lk及び光最深部到達位置Mkを求め（ステップ104）、これを超音波画像に重ねて表示する（ステップ105）。以上のステップ101〜105は、図４に示したステップ401〜405と同様である。
【００４９】
次に各チャンネル毎に表示された画像を確認しながら、光照射部と光計測部間の理想距離r’1、r’2、・・・r’nを設定する（ステップ106）。即ち、計測しようとする部位が表示された光最深部到達位置Mkがよりも深い場合には、距離を大きく設定し、計測しようとする部位がMkよりも浅い場合には距離を小さく設定する。
【００５０】
こうして各チャンネルについて理想距離が設定されると、次式で表される実際の距離r1、r2、・・・rnと理想距離との差の評価量eを最小とするプローブ位置を算出する（ステップ107）。
【００５１】
【数３】

【００５２】
プローブ位置は、例えば図９に示す十字溝37の交差部を原点として、右上、右下、左上、左下の４つの方向のいずれかについて何ミリメートルというように求める。これは図９に示す複数の光トポプローブ32の一つを原点とする座標を設定し、その座標上で上述の計算により、各光トポプローブの最適位置を算出し、算出された位置に最も近い溝37上の位置を指定することにより実現できる。
【００５３】
こうして実質的に理想距離となるプローブ位置が求められたならば、それに従い光トポプローブ32を移動した後（ステップ108）、光トポグラフィユニットを作動させて光計測を行なう（ステップ109）。これにより測定すべき部位からの情報を確実に測定することができる。
【００５４】
この場合にも、新たに設定された光照射部と光測定部の位置について、ステップ104に戻り光路長を求めることができ（ステップ110）、この光路長を用いることにより、計測したヘモグロビン変化量の絶対値を算出し（ステップ111）、それを用いた光トポグラフィを表示することができる（ステップ112）。またステップ104に戻るのではなく、光路長と光照射部及び光測定部間の距離との相関の概算を予め求めておき、ステップ106で設定した光照射部及び光測定部間の理想距離に対応する光路長を用いることも可能である。この場合には、光路長自体の正確性は劣るが、時間のかかるモンテカルロ法等の演算を省くことができ、測定のリアルタイム性を向上することができる。
【００５５】
尚、以上の実施形態では、光照射部と光測定部とをマトリックス状に配置し、２次元の生体光計測を行なう場合を説明したが、例えば、図１１に示すように、一対の光照射部と光測定部との間に超音波探触子を配置した構造についても適用することができる。
【００５６】
【発明の効果】
本発明によれば、生体光計測装置と超音波診断装置とを組み合わせ、超音波画像から得られる情報を利用して生体光計測の高精度化を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の画像診断装置の概要を示す図
【図２】本発明の画像診断装置用のプローブの一実施形態を示す図
【図３】本発明の画像診断装置用の超音波探触子の一実施形態を示す図
【図４】本発明の画像診断装置の動作の一実施形態を示すフロー図
【図５】本発明による頭部構造のモデル化を説明する図
【図６】本発明による光経路の推定結果を示す図
【図７】本発明の画像診断装置の表示例を示す図
【図８】本発明の画像診断装置の表示例を示す図
【図９】本発明の画像診断装置用のプローブの他の実施形態を示す図
【図１０】本発明の画像診断装置の動作の他の実施形態を示すフロー図
【図１１】本発明の画像診断装置用のプローブの他の実施形態を示す図
【符号の説明】
10・・・光トポグラフィユニット
20・・・超音波ユニット
30・・・プローブ
32・・・光トポプローブ
35・・・超音波探触子
40・・・制御ユニット
60・・・光ファイバ[0001]
[Technical field to which the invention belongs]
The present invention relates to an image diagnostic apparatus, and more particularly, to an image diagnostic apparatus for combining a living body optical measurement apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus and imaging a change amount of an absorbing substance in a living body that is a scatterer.
[0002]
[Prior art]
A biological light measurement device has been developed and put to practical use as a diagnostic device that simply and noninvasively measures the oxygen metabolism function of a living body using light having a wavelength in the visible to near-infrared region. In the biological light measurement device, a specific absorbing substance such as hemoglobin that exists in the living body changes the absorbability of light of a specific wavelength between the oxygen state and the deoxygenated state, thereby improving the oxygen metabolism function of the living body. It is displayed as an image. As a further development of the biological light measurement device, there is an optical topography device that can display a relatively wide range of biological function information as an image by arranging a plurality of light irradiation units and a plurality of light measurement units in a matrix. . The optical topography device can obtain biological information such as the identification of the active site of the brain and the focal position at the time of seizure of an epileptic patient, and is becoming increasingly important as a diagnostic device.
[0003]
However, since such a biological light measurement device measures the attenuation amount (change) of light in the optical path from the light irradiation unit to the light measurement unit, it cannot directly measure the absolute value of the absorbing substance. . In other words, the path through which the light irradiated between the light irradiation unit and the light measurement unit passes depends not only on the distance between the light irradiation unit and the light measurement unit, but also on the structure of the living body. The attenuation amount is also different, and the value measured by the biological light measurement includes an optical path length factor depending on such a structure.
[0004]
Therefore, in order to obtain the absolute value of the absorbing substance, the optical path length in the living body until the light irradiated into the living body from the living body surface reaches the optical measurement unit, and the scattering characteristics and the absorption characteristics in the optical path length are known. There is a need.
[0005]
Known methods for analyzing the optical path length include Monte Carlo simulation and numerical analysis of the light diffusion equation, and by applying these methods, algorithms and algorithms that enable the quantification of absorbing substances in regions consisting of complex boundary shapes. (For example, “quantitative absorption component determination method independent of light intensity—MVS method using optical path length average and dispersion”), Tsuchiya et al., Pp. 118-121, OSJ-BIOP 2000-34, “finite difference Analysis of light propagation in a neonatal head model using the method ", Fukui et al., Pp.20-23, OSJ-BIOP 2001-6). Japanese Patent Application Laid-Open No. 8-29329 uses the extinction coefficient of the absorbing material in the living body, which is a scatterer, and the optical path length of the simulated scatterer (scattering material not including the absorbing material) obtained by the Monte Carlo method. Thus, a method for obtaining and displaying the spatial distribution of the concentration of absorbing substances has been proposed.
[0006]
When applying these techniques to an actual patient, it is necessary to know the structure of the measurement site for that patient, but the above technique is limited to optical path length analysis methods using phantoms and head models. It cannot be put to practical use. In general, MRI, X-ray CT, ultrasonic diagnostic equipment, etc. have been put to practical use as devices for measuring the form of a living body, but the morphological information obtained from other modalities can be measured even if it is information on the same patient. Therefore, it cannot be used as it is, and processing for positioning the form information and the measurement site of the biological light measurement device is required. Moreover, since it is necessary to perform such a form of measurement separately from biological light measurement, the real-time property cannot be satisfied.
[0007]
By the way, the ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus that can easily obtain morphological information as compared with MRI and X-ray CT, and the biological function information obtained by the biological optical measurement apparatus by combining the ultrasonic diagnostic apparatus with the biological optical measurement apparatus. Has been proposed (Japanese Patent No. 3251417). However, this apparatus can observe the morphological information together with the biological function information, but it is the same as the conventional biological light measuring apparatus in that the absolute value of the absorbing substance cannot be displayed.
[0008]
Also, in the conventional biological light measurement device, the distance between the light irradiation unit and the light measurement unit is fixed at an interval suitable for measuring a depth of about 30 mm in the case of head measurement. It was not possible to make adjustments accordingly. For this reason, there is a limit to the accuracy of information obtained by biological light measurement.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, an object of the present invention is to provide an image diagnostic apparatus capable of imaging an absorbing substance and an absolute value of a change amount thereof in real time in biological light measurement. In addition, the present invention can adjust the optical path length according to the subject, that is, can optimize the interval between the light irradiation unit and the optical measurement unit, and thereby can perform high-accuracy measurement. The purpose is to provide.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, an image diagnostic apparatus according to the present invention includes a light irradiator, an optical measurement unit that detects light that is irradiated into the living body from the light irradiator, and scattered / transmitted in the living body or the surface of the living body, A signal corresponding to the intensity of light detected by the measurement unit is processed to determine the amount of change in the absorption material in the living body, and is arranged between the signal processing unit to be imaged, the light irradiation unit, and the optical measurement unit. An ultrasonic probe for transmitting ultrasonic waves to the body and receiving ultrasonic waves reflected inside the living body, and processing signals corresponding to the ultrasonic waves received by the ultrasonic probe to form a morphological image of the living body Means for estimating the optical path length of the light irradiated into the living body based on the morphological image formed by the ultrasonic image forming unit; Means for calculating an absolute value of the change amount based on the estimated optical path length and the change amount of the absorbing material; Provided.
[0011]
According to this diagnostic imaging apparatus, it is possible to estimate the optical path length in living body light measurement based on the ultrasound image, and thereby correct the amount of change in the absorbing material, which is raw data, so it does not depend on the optical path length of the measurement site. Accurate information can be obtained.
[0012]
Further, the diagnostic imaging apparatus of the present invention includes a light irradiation unit, a light measurement unit that detects light that is irradiated into the living body from the light irradiation unit, and is scattered or transmitted through the living body or the surface of the living body, and light detected by the light measurement unit. It is placed between the signal processing unit, the light irradiation unit, and the optical measurement unit that processes the signal corresponding to the intensity of the light, determines the amount of change in the absorption material in the living body, and transmits the ultrasonic wave to the living body. An ultrasonic probe that receives ultrasonic waves reflected inside the living body, and an ultrasonic image that forms a morphological image of the living body by processing signals corresponding to the ultrasonic waves received by the ultrasonic probe Forming means, and the signal processing unit is estimated with means for estimating the optical path length and the reaching depth of the light irradiated into the living body based on the morphological image formed by the ultrasonic image forming unit Means for calculating the optimum positions of the light irradiation unit and the optical measurement unit based on the optical path length and the reaching depth .
[0013]
According to this diagnostic imaging apparatus, it is possible to estimate the optical path length in living body light measurement based on the ultrasound image, and thereby optimize the positions of the light irradiation unit and the light measurement unit, so that information on the target depth is obtained. be able to.
[0014]
Further, by correcting the optical measurement results at the positions of the optimized light irradiation unit and optical measurement unit using the optical path length, accurate information independent of the optical path length can be obtained for the target measurement site.
[0015]
The diagnostic imaging apparatus of the present invention can be suitably applied to an apparatus provided with a plurality of light irradiation sections and light measurement sections.
[0016]
Further, the diagnostic imaging apparatus of the present invention has means for simultaneously displaying, as a display function, the ultrasonic morphological image formed by the ultrasonic image forming unit and the amount of change or the absolute value of the absorbent measured by the biological light measurement. Prepare.
According to this diagnostic imaging apparatus, the morphological image at each measurement position and the measurement result by the biological light measurement can be observed together, and the optical path length and parameters can be set reliably.
[0017]
Furthermore, when the image diagnostic apparatus of the present invention includes a plurality of light irradiation units and light measurement units, as a display function, the signal processing unit calculates the absolute value of the change amount for all measurement points. Means for displaying are provided.
Thereby, it is possible to observe the change of the absorbing material in a wide area covered by the plurality of light irradiation units and the optical measurement unit.
[0018]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the diagnostic imaging apparatus of the present invention will be described.
[0019]
FIG. 1 is a diagram showing an outline of an embodiment of an image diagnostic apparatus of the present invention. The diagnostic imaging apparatus includes an optical topography unit 10, an ultrasonic unit 20, a probe 30, and a control unit 40. The probe 30 arranges a plurality of light irradiation units and a plurality of light measurement units in a predetermined arrangement in order to simultaneously perform light measurement and ultrasonic measurement of the subject 50, and the light irradiation unit and the light measurement unit. An ultrasonic probe is arranged between the two, and the details of the configuration will be described later, but a plurality of light irradiation units and optical measurement units are connected to the optical topography unit 10 via

optical fibers

60a and 60b, and The acoustic probe is connected to the ultrasound unit 20 via a cable.
[0020]
The optical topography unit 10 is a unit for performing optical measurement, and has the same configuration as that of an existing biological optical measurement device. Briefly, a laser generating unit 11 that generates light having a wavelength from visible to near infrared that is absorbed by a specific absorbing substance in a living body, and applies different modulation to this light corresponding to a plurality of light irradiation units; , Photoelectric conversion for irradiating a living body with light of this specific wavelength and detecting the light transmitted through the surface layer of the living body or the light scattered by the surface layer (hereinafter collectively referred to as transmitted light) for each of a plurality of optical measurement units For example, an avalanche diode 12, a lock-in amplifier 13 that converts signals from a plurality of optical measurement units into signals for each measurement channel determined by the positions of the light irradiation unit and the optical measurement unit, and a continuously variable amplifier 14 and. The signal of the continuously variable amplifier 14 is sent to the control unit 40, where it is converted into a signal (for example, a hemoglobin signal) indicating the amount of change in the absorbing material.
[0021]
The ultrasound unit 20 receives a signal from the ultrasound probe provided in the probe 30 and forms an ultrasound image of the subject, and has the same configuration as a normal ultrasound diagnostic apparatus. Yes. In this case, in order to process the signals from the plurality of ultrasound probes, the same number of connections as the plurality of ultrasound probes are provided, and the signals from the plurality of ultrasound probes can be simultaneously processed. It is configured as possible. Alternatively, a switch for selectively connecting a plurality of ultrasonic units 20 is provided, and switching is continuously performed via the switch to acquire data, thereby realizing pseudo simultaneous measurement.
[0022]
The ultrasonic unit 20 is simply described. An analog transmission / reception circuit that sends a pulse signal of a specific frequency to a plurality of ultrasonic transducers provided in the ultrasonic probe and receives signals from each ultrasonic transducer. 21, control circuit 22 for controlling transmission / reception of signals by analog transmission / reception circuit 21, digital phasing circuit 23 for phasing and adding signals from analog transmission / reception circuit 21, and filtering for reception beam signal A signal processing circuit 24 that performs signal processing such as processing, compression processing, detection processing, and enhancement, and a digital scan converter (DSC) 25 that converts the received signal after the signal processing into image data are provided. Although not shown, a Doppler calculation unit included in a normal ultrasonic diagnostic apparatus may be provided.
[0023]
The control circuit 22, the signal processing circuit 24 and the DSC 25 are connected to the data bus 26 and exchange necessary signals with each other.
[0024]
The control unit 40 can be constructed on, for example, a personal computer (PC) equipped with a central processing unit (CPU), a storage device (HDD), input / output devices such as a key board 46 and a monitor 44, and the like. The optical topography interface unit 41 for A / D converting the signal from the signal and inputting it to the PC, the image interface unit 42 for inputting the image signal from the DSC 25 of the ultrasound unit 20 to the PC, and the control of the ultrasound unit 20 A control interface unit 43 that exchanges control signals with the circuit 22 is provided.
[0025]
Although not shown in the figure, the CPU creates a change signal of a substance absorbed in the living body, for example, a hemoglobin signal, based on a signal input through the optical topography interface unit 41, and uses this as a time course or a two-dimensional topography. The image is displayed on the monitor 44 as an image. The function of such a CPU is the same as that of a normal biological light measurement device. Further, in the present invention, the CPU uses the information and parameters obtained from the ultrasonic measurement input via the image interface unit 42 or the key board 46 to calculate and calculate the absolute value for the raw data (absorbing substance change signal). Perform point optimization processing.
[0026]
The optical topography interface unit 41, the image interface unit 42, and the control interface unit 43 are connected to the PC bus 45 and exchange necessary signals with each other. The image interface unit 42 is connected to the monitor 44 and causes the monitor 44 to display an image formed by the ultrasonic unit 20.
[0027]
The control unit 40 preferably includes means for switching the operation mode of the diagnostic imaging apparatus of the present invention. The operation mode is an optical topography mode in which only the optical topography unit 20 is operated, an ultrasonic mode in which only the ultrasonic unit 30 is operated, or a combined measurement mode in which combined measurement of optical topography and ultrasonic measurement is performed. The switching of the operation mode can be realized by, for example, an operation switching button. Alternatively, a mode selection menu may be displayed on the PC monitor, and the user may select a desired mode.
[0028]
The probe 30 irradiates the subject with light and detects transmitted light from the subject, and functions as an ultrasonic probe. As shown in FIG. 2, a flexible thin plate-like mounting member is used. An optical topo probe 32 including a light irradiation unit 32a and an optical measurement unit 32b and an ultrasonic probe 35 are fixed to (a headgear in the case of a head). The mounting member 31 is provided with a fixing string or belt (not shown), whereby the probe 30 can be fixed to a predetermined portion of the subject, for example, the head.
[0029]
The optical topo probe 32 includes a pair of

detachable sockets

33 and 34, one of which is fixed to the tip of the optical fiber 60 (a, b) and the other is fixed to the mounting member 31. By fitting one socket fixed to the tip of the optical fiber to the other fixed to the mounting member 31, the tip of the optical fiber can be brought into contact with the mounting portion of the subject. In the optical topo probe 32, the light irradiation unit 32a and the optical measurement unit 32b are alternately arranged, and an intermediate point thereof is a measurement point. Although only one row of arrangements is shown in the figure, the light irradiation unit 32a and the light measurement unit 32b are also arranged in a direction orthogonal to the arrangement direction shown (direction perpendicular to the paper surface) to measure a wide area. It is supposed to do.
[0030]
The ultrasonic probe 35 is fixed to the mounting member 31 by the fixing jig 36 between the light irradiation unit 32a and the optical measurement unit 32b arranged as described above. Therefore, information from the ultrasonic probe 35 is obtained for each measurement channel determined by the light irradiation unit 32a and the light measurement unit 32b.
[0031]
The structure of the ultrasonic probe 35 is the same as that of a normal ultrasonic probe. For example, as shown in FIG. 3, the acoustic lens 351, the matching layer 352, and the laminated vibration are sequentially arranged from the side in contact with the subject 50. A flexible substrate 356 for sending a signal to the laminated vibrator 353 is inserted between the laminated vibrator 353 and the soft backing 354. An end (not shown) of the flexible substrate 356 is connected to the analog transmission / reception circuit 21 of the ultrasonic unit 20.
[0032]
Next, the operation of the diagnostic imaging apparatus having the above configuration will be described. Since the image diagnostic apparatus of the present invention includes the optical topography unit 10 and the ultrasonic unit 20 as described above, these can be operated separately as a normal biological optical measurement apparatus or ultrasonic diagnostic apparatus. It is also possible to use them, and it is also possible to display the images obtained by these units separately or simultaneously on the monitor. However, one of the features of the present invention is to derive an optical path (optical path length and reach depth) in optical measurement based on image information obtained by an ultrasonic diagnostic apparatus and reflect this information in biological optical measurement. It is. Specifically, the absolute value of the amount of change in the bioabsorbable substance is determined based on the estimated optical path length, and the optimal light irradiation unit and optical measurement unit are determined based on the estimated optical path length and arrival depth. It is to calculate the position and increase the accuracy of optical measurement. Hereinafter, such an operation will be described.
[0033]
First, the procedure for obtaining the absolute value of the amount of change in the bioabsorbable substance using the diagnostic imaging apparatus of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 4 is a flowchart showing an example of a procedure for calculating an absolute value. This embodiment demonstrates the case where the hemoglobin value in the bloodstream is measured for the head which is a typical measurement part of biological light measurement.
[0034]
The plurality of ultrasonic probes 35 provided on the probe 30 are sequentially driven to create brain surface images respectively (step 401). The image signal created by the DSC 25 is stored in the storage device of the control unit 40 and displayed on the monitor 44 via the image interface 42. Next, the structure of the head is modeled using these images (step 402). For example, as shown in FIGS. 5A and 5B, the head structure is modeled by displaying the ultrasonic image created in step 401 on the monitor 44 for each channel corresponding to each ultrasonic probe 35. And determining the thicknesses d1, d2 and d3 of each layer (scalp, skull, cerebrospinal fluid). Next, parameters such as an absorption coefficient and a scattering coefficient of each layer with respect to light used in biological light measurement are set (step 403). The light generated in the optical topography unit 10 is near infrared light, and for example, light having two wavelengths of 780 nm and 830 nm is used. The absorption coefficient and scattering coefficient of each layer for light of these wavelengths are values known in the literature, and those set in advance may be selected.
[0035]
When head modeling and parameter setting are made for each channel, the optical path between the light irradiation unit and the optical measurement unit arranged with the ultrasonic probe sandwiched for each channel based on that. Then, the optical path length and the position reaching the deepest part of the light are estimated (step 404). As already mentioned, methods for obtaining the optical path length and the like for the head model are well known. For example, the Monte Carlo method, numerical analysis of the light diffusion equation, these improved methods (for example, “newborn head model using finite difference method” Light propagation analysis in Fukui et al., OSJ-BIOP 6001-6).
[0036]
FIG. 6 schematically shows the optical path, average optical path length Lk, and deepest reach distance Mk obtained for one channel (k-th channel). These optical paths, average optical path lengths and deepest reach distances are displayed in correspondence with the arrangement of the probes 30 over the ultrasonic image as shown in FIG. 7, for example (step 405). By using this display and sequentially superimposing the estimation processing results on the ultrasonic image, modeling and parameter setting (steps 402 and 403) and (step 404) for each channel can be executed in a confirming manner. .
[0037]
After estimating the optical path, average optical path length Lk, and deepest reach distance Mk for each channel, the optical topography unit 10 is driven, and a predetermined wavelength is applied to the head of the subject 50 via each light irradiation unit 32a of the probe 30. And the transmitted light is detected by the optical topography unit 10 via the light measuring unit 32b (step 406). The value measured here is the amount of change in hemoglobin for each measurement point (channel), and includes a variation in optical path length for each channel. Therefore, the measured values C1, C2... Cn for each channel are divided by the estimated optical path length L estimated for that channel, and the variation C′1, C′2,. Obtain C′n (step 407).
[0038]
[Expression 1]

[0039]
Using the absolute value of the change amount, the time course and two-dimensional topography of the optical measurement signal are created and displayed (step 408). An example of the display is shown in FIG. In this display, ultrasonic tomographic images and optical measurement signals of predetermined channels are displayed on the display units (a) and (b), respectively, and optical measurement signal values of each channel are displayed in contour lines on the display unit (c). An image (topography image) is displayed, and an image showing the measurement position in the entire head is displayed in (d). For the display units (a) and (b), for example, by selecting the channel at the measurement position displayed on the display unit (d) with an input device such as a mouse, information on the desired channel is displayed. Also good.
[0040]
Since the topography displayed in this way is an image that does not include variations in the optical path length of the channel, it accurately reflects the change in hemoglobin at the measurement point, and the diagnostic reliability can be improved.
[0041]
In the above embodiment, the case where the absolute value obtained by dividing the change amount of hemoglobin by the estimated optical path length is obtained, but such an absolute value can be obtained for the hemoglobin concentration. is there. That is, if the irradiation light intensity is I0, the detection light intensity is Id, the absorption coefficient of the absorbing substance (for example, hemoglobin) existing in the optical path length Lk is ε, and its concentration is C, the following equation is established.
[0042]
[Expression 2]

[0043]
Here, Ds is an attenuation constant and is difficult to obtain directly. Therefore, two types of light having different wavelengths are used as irradiation light, and measurement is performed for each wavelength to erase Ds. By dividing the thus determined concentration of the absorbing substance by the optical path length, it is possible to determine the hemoglobin concentration (average value in the optical path length) corrected for variations in the optical path length.
[0044]
Next, an embodiment for optimizing the positions of the light irradiation unit and the light measurement unit using the image diagnostic apparatus of the present invention will be described. FIG. 9 shows an embodiment of a probe 30 ′ suitable for realizing the optimization of the positions of the light irradiation unit and the light measurement unit.
[0045]
In this probe 30 ', the light irradiation section S and the light measurement section D are alternately arranged in a matrix form as the optical topo probe 32, and the ultrasonic probe 35 is provided between them. The probe 30 in FIG. It is the same. The mechanism (socket) for fixing the tip of the optical fiber to the mounting member and the method for fixing the ultrasonic probe 35 are the same as the probe 30 in FIG.
[0046]
However, the probe 30 ′ is formed with a groove 37 for moving the socket 34 to the optical topography probe fixing position of the mounting member 31 so that the fixing position of the socket 34 can be adjusted. The groove 37 has, for example, a cross shape having an angle of 45 ° with respect to the arrangement direction of the optical topo probe 32, and the socket 34 is formed in the groove 37 in a state where movement in a direction perpendicular to the surface of the mounting member 31 is restricted. It is mated. In such a configuration, by moving the socket 34 along the cross groove 37, the relative position with the adjacent socket can be changed.
[0047]
Next, a procedure for optimizing the positions of the light irradiation unit and the light measurement unit will be described with reference to FIG. FIG. 10 is a flowchart showing an example of the optimization procedure.
[0048]
First, the plurality of ultrasonic probes 35 provided on the probe 30 ′ are sequentially driven, and brain surface images are respectively created (step 101). Using these images, the thicknesses d1, d2, and d3 of each layer (scalp, skull, cerebrospinal fluid) are obtained, and the structure of the head is modeled (step 102). Next, parameters such as the near infrared light absorption coefficient and scattering coefficient of each layer are set (step 103). Using these head models and parameters, the optical path, the optical path length Lk, and the optical deepest part arrival position Mk are obtained for each channel by the Monte Carlo method or the like (step 104), and these are superimposed on the ultrasonic image and displayed (step 104). 105). The above steps 101 to 105 are the same as steps 401 to 405 shown in FIG.
[0049]
Next, the ideal distances r′1, r′2,..., R′n between the light irradiation unit and the light measurement unit are set while confirming the image displayed for each channel (step 106). That is, the distance is set to be larger when the deepest light reaching position Mk on which the part to be measured is displayed is deeper, and the distance is set to be smaller when the part to be measured is shallower than Mk.
[0050]
When the ideal distance is thus set for each channel, the probe position that minimizes the evaluation amount e of the difference between the actual distances r1, r2,. 107).
[0051]
[Equation 3]

[0052]
For example, the probe position is obtained in millimeters in any of the four directions of upper right, lower right, upper left, and lower left with the intersection of the cross groove 37 shown in FIG. 9 as the origin. This sets a coordinate having one of the plurality of optical topo probes 32 shown in FIG. 9 as an origin, calculates the optimum position of each optical topo probe on the coordinates by the above-described calculation, and obtains a groove closest to the calculated position. This can be achieved by specifying a position on 37.
[0053]
When the probe position that is substantially the ideal distance is found in this way, the optical topography probe 32 is moved accordingly (step 108), and then the optical topography unit is operated to perform optical measurement (step 109). As a result, information from the site to be measured can be reliably measured.
[0054]
In this case as well, the optical path length can be obtained for the newly set positions of the light irradiation unit and the light measurement unit by returning to step 104 (step 110), and by using this optical path length, the measured hemoglobin change amount Can be calculated (step 111), and an optical topography using the absolute value can be displayed (step 112). Instead of returning to step 104, an approximate correlation between the optical path length and the distance between the light irradiation unit and the light measurement unit is obtained in advance, and the ideal distance between the light irradiation unit and the light measurement unit set in step 106 is obtained. It is also possible to use corresponding optical path lengths. In this case, although the accuracy of the optical path length itself is inferior, time-consuming operations such as the Monte Carlo method can be omitted, and the real-time property of the measurement can be improved.
[0055]
In the above embodiment, the case where the light irradiation unit and the light measurement unit are arranged in a matrix and two-dimensional biological light measurement is performed has been described. For example, as shown in FIG. The present invention can also be applied to a structure in which an ultrasonic probe is disposed between the unit and the light measurement unit.
[0056]
【The invention's effect】
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the biological optical measurement apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus can be combined, and the high precision of biological optical measurement can be achieved using the information obtained from an ultrasonic image.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an outline of an image diagnostic apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing an embodiment of a probe for a diagnostic imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing an embodiment of an ultrasonic probe for an image diagnostic apparatus according to the present invention.
FIG. 4 is a flowchart showing an embodiment of the operation of the diagnostic imaging apparatus of the present invention.
FIG. 5 is a diagram illustrating modeling of a head structure according to the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing an optical path estimation result according to the present invention.
FIG. 7 is a view showing a display example of the diagnostic imaging apparatus of the present invention.
FIG. 8 is a view showing a display example of the diagnostic imaging apparatus of the present invention.
FIG. 9 is a view showing another embodiment of the probe for the diagnostic imaging apparatus of the present invention.
FIG. 10 is a flowchart showing another embodiment of the operation of the diagnostic imaging apparatus of the present invention.
FIG. 11 is a view showing another embodiment of the probe for the diagnostic imaging apparatus of the present invention.
[Explanation of symbols]
10 ... Optical topography unit
20 ... Ultrasonic unit
30 ... Probe
32 ... Optical topo probe
35 ・・・ Ultrasonic probe
40 ... Control unit
60 ・・・ Optical fiber

Claims

Processes signals corresponding to the intensity of light detected by the light measurement unit, the light measurement unit that detects the light that is irradiated into the living body from the light irradiation unit, and is scattered or transmitted through the living body or the surface of the living body. The signal processing unit that obtains and changes the amount of absorption material in the living body, and is arranged between the light irradiating unit and the optical measuring unit, and transmits an ultrasonic wave to the living body and reflects the ultrasonic wave inside the living body. Image diagnostic apparatus comprising an ultrasonic probe that receives a sound wave, and an ultrasonic image forming unit that processes a signal corresponding to the ultrasonic wave received by the ultrasonic probe and forms a morphological image of a living body Because
The signal processing unit includes means for estimating an optical path length of light irradiated into the living body based on the morphological image formed by the ultrasonic image forming unit, and the estimated optical path length and the amount of change in the absorbing substance And a means for calculating an absolute value of the amount of change based on the image diagnostic apparatus.

2. The diagnostic imaging apparatus according to claim 1, wherein each of the plurality of light irradiation units and the plurality of light measurement units is provided, and the ultrasonic probe is disposed between the light irradiation unit and the light measurement unit adjacent thereto. An image diagnostic apparatus characterized by that.

The diagnostic imaging apparatus according to claim 1, wherein the signal processing unit simultaneously displays an ultrasonic form image and an absolute value of the change amount at a measurement point determined by a predetermined light irradiation unit and a light measurement unit. An image diagnostic apparatus comprising means for performing

4. The diagnostic imaging apparatus according to claim 2, wherein the signal processing unit includes means for displaying the absolute value of the amount of change for all measurement points.

Processes signals corresponding to the intensity of light detected by the light measurement unit, the light measurement unit that detects the light that is irradiated into the living body from the light irradiation unit, and is scattered or transmitted through the living body or the surface of the living body. The signal processing unit that obtains and changes the amount of absorption material in the living body, and is arranged between the light irradiating unit and the optical measuring unit, and transmits an ultrasonic wave to the living body and reflects the ultrasonic wave inside the living body. Image diagnostic apparatus comprising an ultrasonic probe that receives a sound wave, and an ultrasonic image forming unit that processes a signal corresponding to the ultrasonic wave received by the ultrasonic probe and forms a morphological image of a living body Because
The signal processing unit is configured to estimate an optical path length and a reaching depth of light irradiated into the living body based on a morphological image formed by the ultrasonic image forming unit, and to estimate the estimated optical path length and the reaching depth. An image diagnostic apparatus comprising: means for calculating optimal positions of the light irradiation unit and the light measurement unit.

6. The diagnostic imaging apparatus according to claim 5, wherein a plurality of the light irradiation units and a plurality of light measurement units are provided, and the ultrasonic probe is disposed between the light irradiation unit and the light measurement unit adjacent thereto. An image diagnostic apparatus characterized by that.

Corresponds to a plurality of light irradiation units, a plurality of light measurement units that detect light scattered in and transmitted through the living body or on the surface of the living body, and light intensity detected by the light measurement unit. It is arranged between the signal processing unit that processes the signal, determines the amount of change in the absorbed substance in the living body, and images it, and each light irradiation unit and the optical measurement unit adjacent thereto, An ultrasonic probe that transmits ultrasonic waves and receives ultrasonic waves reflected inside the living body, and a signal corresponding to the ultrasonic waves received by the ultrasonic probe, and processes the morphological image of the living body. An image diagnostic apparatus comprising an ultrasonic image forming unit to be formed,
The signal processing unit is configured to estimate an optical path length and a reaching depth of light irradiated into the living body based on a morphological image formed by the ultrasonic image forming unit, and to estimate the estimated optical path length and the reaching depth. Based on the estimated light path length and the amount of change in the absorbing material at the optimal positions of the light irradiation unit and the light measurement unit based on the means for calculating the optimal position of the light irradiation unit and the light measurement unit An image diagnostic apparatus comprising: means for calculating an absolute value of

8. The diagnostic imaging apparatus according to claim 1, wherein each of the light irradiation unit and the light measurement unit includes a position adjusting unit that changes a relative position.