JP6444462B2 - Biopsy device - Google Patents
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Description
本発明は、生体組織内部の分光特性を計測するための生体検査装置に関し、特に光音響効果を利用した反射型の生体検査装置に適応するものである。 The present invention relates to a biopsy device for measuring spectral characteristics inside a living tissue, and particularly to a reflection-type biopsy device using a photoacoustic effect.
生体組織内部の分光特性を計測する生体検査装置は、血液中に含まれるヘモグロビンなどの特定物質の光吸収特性から、腫瘍の成長に伴う新生血管の形成やヘモグロビンの酸素代謝などを判定し、診断に利用するものである。 A biopsy device that measures the spectral characteristics inside living tissue is diagnosed by determining the formation of new blood vessels associated with tumor growth and oxygen metabolism of hemoglobin from the light absorption characteristics of specific substances such as hemoglobin contained in blood. It is used for.
このような装置では、生体組織に対する透過特性が良い波長600−1500nm程度の近赤外光を用いている。 Such an apparatus uses near infrared light having a wavelength of about 600 to 1500 nm, which has good transmission characteristics for living tissue.
しかし、生体組織を透過した光は生体を構成する数十μmサイズの細胞により強い散乱を繰り返しながら伝播するので多重散乱光(拡散光)となる。 However, the light transmitted through the living tissue propagates while repeating strong scattering by cells of several tens of μm size constituting the living body, and thus becomes multiple scattered light (diffused light).
この拡散光は、光が伝播した全ての経路が特定できないので、生体組織内の局所的な分光特性を得るのは困難である。 With this diffused light, it is difficult to obtain local spectral characteristics in the living tissue because all the paths through which the light has propagated cannot be specified.
このため、従来の生体検査装置では、生体組織内の局所的な分光特性を計測する方法として、光音響効果を用いる装置が開発されている。 For this reason, in a conventional biopsy apparatus, an apparatus using a photoacoustic effect has been developed as a method for measuring local spectral characteristics in a living tissue.
以上のような光音響効果を用いる反射型の生体検査装置として、例えば、生体組織内にパルス光を照射し、光エネルギーに基づいて発生する光音響効果によって発生した弾性波から局所的な領域の分光特性を計測する装置が提案されている(例えば、特許文献1参照)。 As a reflection-type biological examination apparatus using the photoacoustic effect as described above, for example, a pulsed light is irradiated into a living tissue, and a local region is detected from an elastic wave generated by a photoacoustic effect generated based on optical energy. An apparatus for measuring spectral characteristics has been proposed (see, for example, Patent Document 1).
また、上記光音響効果を用いる反射型の生体検査装置として、特許文献2ではつぎのような生体情報映像装置が提案されている。
Further, as a reflection-type biological examination apparatus using the photoacoustic effect,
この装置では、生体組織に光を照射する光ファイバーと弾性波を検出する圧電素子を交互に配置する、或いは照射する光が透過可能な透明な圧電素子を用いて光音響波を検出するように構成される。 This device is configured to alternately arrange optical fibers that irradiate light on living tissue and piezoelectric elements that detect elastic waves, or to detect photoacoustic waves using transparent piezoelectric elements that can transmit the irradiating light. Is done.
そして、被検体の表面に接したプローブから生体組織内部に光を照射し、同じプローブから弾性波を検出する。 Then, the living tissue is irradiated with light from a probe in contact with the surface of the subject, and an elastic wave is detected from the same probe.
このような反射型の測定装置では、透過型の測定装置のように被検体を光照射部と弾性波検出部の間に配置するという制約が無いので、多くの測定対象物に適応することが可能となる。 In such a reflection type measurement device, there is no restriction that the subject is arranged between the light irradiation unit and the elastic wave detection unit unlike the transmission type measurement device, so that it can be applied to many measurement objects. It becomes possible.
しかしながら、従来の生体組織内部の分光特性を計測する反射型の生体検査装置は、次のような課題を有している。 However, the conventional reflection-type biopsy device that measures the spectral characteristics inside the living tissue has the following problems.
生体組織内に照射した光の強度は生体組織内を伝播する過程の吸収や散乱によって著しく減衰する。 The intensity of light irradiated into the living tissue is significantly attenuated by absorption and scattering in the process of propagating through the living tissue.
また、生体組織内部に照射した光エネルギーに基づいて発生する弾性波も生体組織を伝播する過程で、吸収や散乱の影響を受けて信号強度が減衰する。 In addition, the elastic wave generated based on the light energy applied to the inside of the living tissue also attenuates the signal intensity due to the influence of absorption and scattering in the process of propagating through the living tissue.
これらに対応するため、生体組織内に照射する光エネルギーを増やすことにより、発生する弾性波を大きくすることが考えられる。 In order to cope with these, it is conceivable to increase the generated elastic wave by increasing the light energy irradiated into the living tissue.
しかし、照射する光エネルギーにより被検体である生体にダメージを与えないために生体に照射することができる最大露光許容量(MPE:maximum permissible exposure)が定められている(以下、これをMPEと略記する)。 However, a maximum permissible exposure (MPE) that can irradiate the living body in order to prevent damage to the living body that is the subject by the light energy to be irradiated (hereinafter, abbreviated as MPE). To do).
そのため、照射する光エネルギーを増すとしてもMPEが上限となる。 Therefore, even if the light energy to be irradiated is increased, the MPE becomes the upper limit.
なお、上記MPEは、例えば、つぎのような基準により定められている。
(1)IEC 60825−1:Safety of laser products
(2)JIS C 6802:レーザー製品の安全基準
(3)FDA:21CFR Part 1040.10
(4)ANSI Z136.1:Laser Safety Standards
The MPE is determined by the following criteria, for example.
(1) IEC 60825-1: Safety of laser products
(2) JIS C 6802: Safety standards for laser products (3) FDA: 21 CFR Part 1040.10
(4) ANSI Z136.1: Laser Safety Standards
このように、MPEを超えて照射する光エネルギーを増すことはできないので、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限にすることが望ましい。 Thus, since the light energy irradiated beyond MPE cannot be increased, it is desirable to minimize the attenuation of the light intensity and the elastic wave by the living tissue.
被検体を反射型で測定する場合では、対象部位に光を入射する開口部と対象部位から発生する弾性波を検出する検出部の位置を一致させて光と弾性波の両方の伝播距離を最小にすることにより、光強度と弾性波の減衰を最小限にすることができる。 When measuring an object in a reflection type, the propagation distance of both the light and the elastic wave is minimized by matching the position of the opening where the light enters the target site and the position of the detection unit that detects the elastic wave generated from the target site. By doing so, attenuation of light intensity and elastic wave can be minimized.
しかし、特許文献1及び特許文献2に示されている装置は、生体組織に光を入射する開口部としての光ファイバーと弾性波を検出する検出部としての圧電素子を配置する位置が一致していない。
However, in the devices shown in
このため、生体組織による光強度と弾性波の減衰が大きくなり高いS/Nで弾性波が検出できないという不具合がある。 For this reason, the light intensity and the attenuation of the elastic wave by the living tissue increase, and there is a problem that the elastic wave cannot be detected with high S / N.
また、特許文献2に示されている照射する光が透過可能な透明な圧電素子と光ファイバーを用いたプローブは、光を入射する開口部と弾性波を検出する検出部の位置が一致するように構成されているので、光強度と弾性波の減衰を低減することができる。
Further, in the probe using a transparent piezoelectric element and an optical fiber that can transmit the light to be irradiated shown in
しかし、このような構成では、光ファイバーが配置されない領域の近傍の生体表面からは光が照射されない。 However, in such a configuration, light is not irradiated from the surface of the living body in the vicinity of the region where the optical fiber is not disposed.
MPEは単位面積あたりに照射可能な光エネルギーなので、非照射領域があると入射できる光エネルギーが少なくなり高いS/Nで弾性波が検出できないという不具合がある。 Since MPE is light energy that can be irradiated per unit area, if there is a non-irradiated region, the incident light energy is reduced and an elastic wave cannot be detected with high S / N.
また、光ファイバーを高密度に配置して非照射領域を減らすことも考えられるが、この場合は光ファイバーの束が太くなりプローブが取り扱い難くなるという不具合を生じる。 Although it is possible to reduce the non-irradiation area by arranging optical fibers at high density, in this case, the bundle of optical fibers becomes thick and the probe becomes difficult to handle.
また、特許文献2に示されている照射する光が透過可能な透明な圧電素子と単レンズを用いたプローブでは、生体に入射する光の強度がレンズの中央付近で高く、周辺部では低くなる。
Moreover, in the probe using the transparent piezoelectric element and single lens which can transmit the light to irradiate shown by
このため、光の強度が低い領域からは、生体内に入射される光エネルギーが少なくなり高いS/Nで弾性波が検出できないという不具合がある。 For this reason, there is a problem in that an elastic wave cannot be detected with a high S / N because light energy incident on the living body is reduced from a region where the light intensity is low.
また、特許文献2に示されている圧電素子は、照射する光が透過可能な特性を必要とするため、使用できる材料がPZNTなどの一部の材料に限定される。
In addition, since the piezoelectric element disclosed in
圧電素子の周波数特性は、圧電素子を構成する材料特性と素子の厚さによって決まる。 The frequency characteristics of the piezoelectric element are determined by the material characteristics of the piezoelectric element and the thickness of the element.
例えば、比較的薄い素子の製作が容易なPVDF(ポリフッ化ビニリデン)などの高分子圧電膜材料では、数10MHz以上の周波数帯域で用いられる。 For example, a polymer piezoelectric film material such as PVDF (polyvinylidene fluoride), which is relatively easy to fabricate, is used in a frequency band of several tens of MHz or more.
また、数mm以上の厚い素子の製作が容易なPZT(チタン酸ジルコン酸鉛)などの圧電セラミック材料では、kHzから10MHzの周波数帯域で用いられている。 In addition, piezoelectric ceramic materials such as PZT (lead zirconate titanate), which can easily manufacture thick elements of several mm or more, are used in the frequency band from kHz to 10 MHz.
測定装置に必要となる周波数帯域は対象組織の深さや必要な解像度に応じて選定される。特許文献2のように圧電素子に使用できる材料を限定することは、対象組織や用途を限定するという不具合がある。
The frequency band required for the measuring device is selected according to the depth of the target tissue and the required resolution. Limiting the material that can be used for the piezoelectric element as in
さらに、被検体に照射される光強度がMPEを超えないようにモニター或いはコントロールすることは、特許文献1、2の何れにも開示されていない。
Further, neither
本発明は、上記課題に鑑み、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限に抑え、被検体にMPEを超えない光エネルギーを高効率に照射することができ、高いS/Nで弾性波が検出可能となる生体検査装置の提供を目的とする。 In view of the above problems, the present invention minimizes light intensity and elastic wave attenuation caused by living tissue, and can irradiate a subject with light energy that does not exceed MPE with high efficiency and elasticity at high S / N. An object of the present invention is to provide a biopsy apparatus that can detect waves.
本発明は、つぎのように構成した生体検査装置を提供するものである。 The present invention provides a biopsy device configured as follows.
本発明の装置は、光源から発生した光を被検体に導く導光手段と、前記導光手段の光射出部から射出された光を吸収した前記被検体が発生する弾性波を検出する検出手段と、前記検出手段および前記導光手段の少なくとも一部を収納するプローブ筐体と、を有し、前記光射出部の少なくとも一部を覆う前記光射出部に対して着脱可能であるとともに、光学的特性が既知の基準部材を有する部材に前記光射出部を介して光を照射することにより発生する弾性波を前記検出手段が検出することにより、前記光に関する情報を取得し、前記基準部材は、前記部材と共通の材料を含んで構成されることを特徴とする。 The apparatus of the present invention includes a light guide unit that guides light generated from a light source to a subject, and a detection unit that detects an elastic wave generated by the subject that has absorbed light emitted from a light emitting unit of the light guide unit. And a probe housing that houses at least a part of the detection unit and the light guide unit, and is detachable from the light emitting unit that covers at least a part of the light emitting unit, and is optical The detection means detects information relating to the light by detecting an elastic wave generated by irradiating a member having a reference member with a known characteristic through the light emitting unit, and the reference member The material is the same as that of the member .
また、本発明の生体検査装置は、前記光源が発生した前記光を前記音響整合層に導く導光手段を有することを特徴とする。 The biological examination apparatus of the present invention is characterized by having a light guide means for guiding the light generated by the light source to the acoustic matching layer.
また、本発明の生体検査装置は、前記光拡散手段は、前記音響整合層に設けられた光拡散部材によって構成されていることを特徴とする。 The biopsy device of the present invention is characterized in that the light diffusing means is constituted by a light diffusing member provided in the acoustic matching layer.
また、本発明の生体検査装置は、前記光拡散手段は、光散乱体の分布密度または大きさを変化させることにより、照射する光強度を変化させることを特徴とする。 In the living body examination apparatus of the present invention, the light diffusing means changes the intensity of light to be irradiated by changing the distribution density or size of the light scatterer.
また、本発明の生体検査装置は、前記光散乱部材は、光散乱粒子または点描によって構成されることを特徴とする。 In the living body examination apparatus of the present invention, the light scattering member is constituted by light scattering particles or stippling.
また、本発明の生体検査装置は、前記弾性波検出手段を構成する部材が、光を透過する部材で構成されると共に、
前記光拡散手段が、前記光源と前記弾性波検出手段の間に配置されたレンズアレイで構成されていることを特徴とする。
In the biopsy device of the present invention, the member constituting the elastic wave detecting means is constituted by a member that transmits light,
The light diffusing means includes a lens array disposed between the light source and the elastic wave detecting means.
また、本発明の生体検査装置は、前記被検体に照射される光強度が、該被検体に許容される最大許容範囲内であるか否かの基準となる基準部材を備えていることを特徴とする。また、本発明の生体検査装置は、前記基準部材は前記音響整合層または音響整合層に接するキャップ部材に設けられ、該基準部材に導かれた前記光の光強度が、前記被検体に許容される最大許容範囲内を超えないようにコントロールする制御装置を有することを特徴とする。 In addition, the biopsy device of the present invention includes a reference member that serves as a reference as to whether or not the light intensity applied to the subject is within a maximum allowable range allowed for the subject. And In the biopsy device of the present invention, the reference member is provided on the acoustic matching layer or a cap member in contact with the acoustic matching layer, and the light intensity of the light guided to the reference member is allowed to the subject. And a control device for controlling so as not to exceed a maximum allowable range.
また、本発明の生体検査装置は、前記基準部材は、前記音響整合層と同じ音響インピーダンスを有する材料で構成されることを特徴とする。 The biopsy device of the present invention is characterized in that the reference member is made of a material having the same acoustic impedance as that of the acoustic matching layer.
また、本発明の生体検査装置は、前記キャップ部材は、前記基準部材及び前記音響整合層と同じ音響インピーダンスを有する材料で構成されることを特徴とする。 The biopsy device of the present invention is characterized in that the cap member is made of a material having the same acoustic impedance as that of the reference member and the acoustic matching layer.
また、本発明の生体検査装置は、超音波発生器をさらに有し、前記弾性波検出手段は、該超音波発生器から発生し、前記被検体に照射された超音波により前記被検体内で発生したエコーを検出可能であることを特徴とする。 The biological examination apparatus of the present invention further includes an ultrasonic generator, and the elastic wave detecting means is generated in the subject by the ultrasonic wave generated from the ultrasonic generator and applied to the subject. It is characterized in that the generated echo can be detected.
また、本発明の生体検査装置は、前記超音波発生器は、前記弾性波検出手段により兼ねられていることを特徴とする。 In the living body inspection apparatus of the present invention, the ultrasonic generator is also used by the elastic wave detecting means.
本発明によれば、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限に抑え、被検体にMPEを超えない光エネルギーを高効率に照射することができ、高いS/Nで弾性波が検出可能となる生体検査装置を実現することができる。 According to the present invention, the attenuation of light intensity and elastic waves by living tissue can be minimized, and the subject can be irradiated with light energy not exceeding MPE with high efficiency, and elastic waves can be detected with high S / N. A possible biopsy device can be realized.
本発明を実施するための最良の形態を、以下の実施例により説明する。 The best mode for carrying out the present invention will be described by the following examples.
以下に、本発明の実施例について説明する。 Examples of the present invention will be described below.
[実施例1]
実施例1では、本発明を適用した反射型の生体検査装置の構成例について説明する。
[Example 1]
In the first embodiment, a configuration example of a reflective biopsy apparatus to which the present invention is applied will be described.
図1に、本実施例における反射型の生体検査装置の構成を説明する概略図を示す。 FIG. 1 is a schematic diagram illustrating the configuration of a reflection-type biopsy apparatus according to the present embodiment.
図1において、100は光発生器、200は超音波検出器、300は照明光学系、400は信号解析装置、500は制御装置、600はメモリー、700はディスプレイ、800は本体筐体、900はプローブ筐体、1000はケーブルである。 In FIG. 1, 100 is a light generator, 200 is an ultrasonic detector, 300 is an illumination optical system, 400 is a signal analysis device, 500 is a control device, 600 is a memory, 700 is a display, 800 is a main body housing, and 900 is A probe housing, 1000 is a cable.
Eは被検体、αは生体組織内部の吸収体である。 E is a subject, and α is an absorber inside the living tissue.
光発生器100と信号解析装置400は本体筐体800に収納され、超音波検出器200と照明光学系300はプローブ筐体900に収納されている。
The
また、ケーブル1000は、本体筐体800とプローブ筐体900を繋いでいる。
The
ここでの被検体Eは、例えば、乳房などの生体組織が挙げられる。 The subject E here is, for example, a living tissue such as a breast.
本実施例の生体検査装置は、被検体に照射するための光を発生する光源(光発生器100)と、
照射された光を吸収した前記被検体が発生する弾性波を検出する弾性波検出手段(圧電素子6)と、
一面で前記弾性波検出手段と接して設けられ、他面で前記被検体と接触しうる音響整合層5と、を備える。
The biological examination apparatus of the present embodiment includes a light source (light generator 100) that generates light for irradiating a subject,
Elastic wave detection means (piezoelectric element 6) for detecting elastic waves generated by the subject that has absorbed the irradiated light;
An
そして、前記光が、前記音響整合層5を経由して前記被検体に対して照射可能に構成されている。
The light can be irradiated to the subject via the
なお、本明細書においては、光音響効果によって発生した弾性波を光音響波とし、前記光音響波を圧電素子6で電気信号に変換したものを音響信号とする。
In the present specification, an acoustic wave generated by the photoacoustic effect is referred to as a photoacoustic wave, and an acoustic signal is obtained by converting the photoacoustic wave into an electric signal by the
つぎに、上記した本実施例の構成による生体検査装置で、被検体Eを測定する測定方法における概略の工程について説明する。 Next, schematic steps in the measurement method for measuring the subject E with the biopsy apparatus having the configuration of the above-described embodiment will be described.
光発生器100はナノ秒オーダーのパルス光が発光し、照明光学系300によって被検体Eの表面にパルス光を導く。
The
被検体Eの表面から入射したパルス光は生体組織内部を伝播し吸収体αに到達する。 The pulsed light incident from the surface of the subject E propagates inside the living tissue and reaches the absorber α.
吸収体αに到達した光エネルギーは吸収されて熱エネルギーに変換され、吸収体αに瞬間的な温度上昇が生じ、やがて上昇した温度は緩和される。 The light energy that has reached the absorber α is absorbed and converted into thermal energy, an instantaneous temperature rise occurs in the absorber α, and the increased temperature is relaxed.
この時、温度上昇と緩和により吸収体αを含む組織では、膨張と収縮が生じ、これにより光音響波となる弾性波が発生する。 At this time, expansion and contraction occur in the tissue containing the absorber α due to the temperature rise and relaxation, thereby generating an elastic wave that becomes a photoacoustic wave.
吸収体αから発生した弾性波は、被検体Eの組織内を伝播して、超音波検出器200で検出される。
The elastic wave generated from the absorber α propagates through the tissue of the subject E and is detected by the
検出された弾性波は超音波検出器200で電気信号に変換されて音響信号となる。信号解析装置400は、音響信号の時間特性から吸収体αの位置を算出し、強度特性から吸収係数μaを算出する。
The detected elastic wave is converted into an electric signal by the
さらに、吸収体αとその周囲の吸収係数μaの空間分布を再構成することにより、被検体E内の吸収特性の画像を生成する。 Furthermore, an image of the absorption characteristic in the subject E is generated by reconstructing the spatial distribution of the absorber α and the surrounding absorption coefficient μa.
制御装置500は、算出した位置と吸収係数μaをメモリー600に保存すると共に、吸収係数μaの空間分布画像をディスプレイ700に表示する。
The
つぎに、各構成要素の詳細について説明する。 Next, details of each component will be described.
生体組織では癌などの腫瘍が成長する際には、新生血管の形成や酸素の消費量が増大することが知られている。 It is known that when a tumor such as cancer grows in a living tissue, the formation of new blood vessels and the consumption of oxygen increase.
このような新生血管の形成や酸素消費量の増大を評価する方法として、酸化ヘモグロビン(HbO2)と還元ヘモグロビン(Hb)の吸収スペクトルの特徴を利用することができる。 As a method for evaluating the formation of new blood vessels and the increase in oxygen consumption, the characteristics of absorption spectra of oxygenated hemoglobin (HbO2) and reduced hemoglobin (Hb) can be used.
図2は、波長600−1000nm範囲におけるHbO2とHbの吸収スペクトルである。 FIG. 2 is an absorption spectrum of HbO2 and Hb in the wavelength range of 600 to 1000 nm.
生体検査装置は複数波長のHbO2とHbの吸収スペクトルから、生体組織内の血液中に含まれるHbとHbO2の濃度を測定する。 The biopsy apparatus measures the concentrations of Hb and HbO2 contained in blood in the living tissue from the absorption spectra of HbO2 and Hb having a plurality of wavelengths.
そして、複数の位置でHbとHbO2の濃度を測定し、濃度分布の画像を作成することにより生体組織内で新生血管が形成されている領域を判別することができる。 Then, by measuring the concentrations of Hb and HbO2 at a plurality of positions and creating an image of the concentration distribution, it is possible to determine the region where the new blood vessels are formed in the living tissue.
また、HbとHbO2の濃度から酸素飽和度を算出し、酸素飽和度から酸素の消費量が増大している領域を判別することができる。 Further, it is possible to calculate the oxygen saturation from the concentrations of Hb and HbO2, and to determine the region where the oxygen consumption is increasing from the oxygen saturation.
このように生体検査装置で測定したHbとHbO2の分光情報を診断に利用することができる。 Thus, the spectral information of Hb and HbO2 measured by the biopsy device can be used for diagnosis.
光発生器100は、被検体Eに照射する特定波長のナノ秒オーダーのパルス光を発する光源であり、レーザー1、レーザードライバー2、パルス発生器3から構成されている。レーザー1が発する光の波長は、生体組織を構成する水、脂肪、タンパク質、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、などの吸収スペクトルに応じた波長を選定する。
The
一例としては、生体内部組織の主成分である水の吸収が小さいため光が良く透過し、脂肪、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンのスペクトルに特徴がある600−1500nm範囲が適当である。 As an example, the range of 600 to 1500 nm is suitable because it absorbs water, which is the main component of the internal tissue of the living body, and transmits light well, and is characterized by the spectra of fat, oxyhemoglobin, and reduced hemoglobin.
本実施例では、図2に示すようにHbとHbO2の吸収特性が入れ替わる800nmの前後の波長として、λ1=700nmとλ2=850nmの2つの波長を用いるものとする。 In this embodiment, as shown in FIG. 2, two wavelengths of λ1 = 700 nm and λ2 = 850 nm are used as wavelengths around 800 nm at which the absorption characteristics of Hb and HbO2 are switched.
具体的な光源の例としては、異なる波長を発生する半導体レーザー、波長可変レーザーなどで構成すると良い。 As a specific example of the light source, a semiconductor laser that generates different wavelengths, a wavelength tunable laser, or the like may be used.
超音波検出器200は、被検体Eの内部に発生した弾性波を検出する。
The
図3に、本実施例における生体検査装置を構成する超音波検出器の一例として、リニアアレイ探触子の構造を示す。 FIG. 3 shows a structure of a linear array probe as an example of an ultrasonic detector constituting the living body inspection apparatus in the present embodiment.
図3において、4は音響レンズ、5は音響整合層、6は複数個からなる圧電素子、7はバッキング材、8はリード線である。 In FIG. 3, 4 is an acoustic lens, 5 is an acoustic matching layer, 6 is a plurality of piezoelectric elements, 7 is a backing material, and 8 is a lead wire.
本実施例のリニアアレイ探触子は、被検体Eの表面に接する音響レンズ4が設けられ、音響レンズ4の被検体Eの対向側に音響整合層5が設けられて構成されている。
The linear array probe of the present embodiment is configured by providing an
また、音響整合層5に接するように小さな短冊形の複数個の圧電素子6a、6b、6c、6d、6e、6f、6gが直線状に配列され、さらにバッキング材7が設けられている。各圧電素子6にはリード線8a、8b、8c、8d、8e、8f、8gが接続されている。
Further, a plurality of small strip-shaped
音響レンズ4は、圧電素子6の配列方向と直角方向にフォーカスするシリンドリカルレンズを用いており、生体組織内部の焦点位置から発生する光音響信号を選択的に受信するためのものである。
The
音響レンズを構成する材料は、生体組織に類似した音響特性を有する材料が好ましく、例としてシリコンゴムなどがある。 The material constituting the acoustic lens is preferably a material having acoustic characteristics similar to that of a living tissue, and examples thereof include silicon rubber.
生体組織内部の音速よりも遅い音速の材料で構成すると形状は凸レンズとなり、凸面の曲率によって焦点位置が決まり、焦点距離とシリンドリカルレンズの幅によって集束サイズがきまる。 If it is made of a material having a sound velocity slower than the sound velocity inside the living tissue, the shape becomes a convex lens, the focal position is determined by the curvature of the convex surface, and the focal size is determined by the focal length and the width of the cylindrical lens.
一方、圧電素子6の配列方向にフォーカスする方法としては、リニアアレイ探触子を用いた電子フォーカスを用いている。電子フォーカスについては後述する。
On the other hand, as a method of focusing in the arrangement direction of the
音響整合層5は、弾性波を効率よく伝達するために設けられている。
The
一般に圧電素子材料と生体では音響インピーダンスが大きく異なるため、圧電素子材料と生体が直接接した場合は、界面での反射が大きくなり弾性波を効率よく伝達することができない。 In general, the acoustic impedance of a piezoelectric element material and a living body are greatly different. Therefore, when the piezoelectric element material and a living body are in direct contact with each other, reflection at the interface is increased and elastic waves cannot be efficiently transmitted.
このため、圧電素子材料と生体の間に中間的な音響インピーダンスを有する物質で構成した音響整合層5を挿入して弾性波を効率よく伝達している。
Therefore, the acoustic wave is efficiently transmitted by inserting the
音響整合層5を構成する材料の例としては、エポキシ樹脂や石英ガラスなどがある。
Examples of the material constituting the
なお、本発明では、音響レンズ4と音響整合層5は照明光学系300の構成部材としても共通に用いられるものであり、これらの照明光学系300としての機能は後述する。
In the present invention, the
圧電素子6は、弾性波検出手段であり、光発生器100から照射された光を吸収した被検体が発生する弾性波(圧力)を電気信号(電圧)である音響信号に変換するものである。
The
圧電素子5の材料は、被検体Eの測定深さや必要な解像度に応じて選択する。
The material of the
例としては、1MHz−数10MHzの光音響信号の検出に適した、PZT(チタン酸ジルコン酸鉛)に代表される圧電セラミック材料やPVDF(ポリフッ化ビニリデン)に代表される高分子圧電膜材料などを用いることができる。 Examples include a piezoelectric ceramic material typified by PZT (lead zirconate titanate) and a polymer piezoelectric film material typified by PVDF (polyvinylidene fluoride) suitable for detecting photoacoustic signals of 1 MHz to several tens of MHz. Can be used.
バッキング材7は、弾性波を受けた圧電素子6の不必要な振動を抑制するためのものである。
The
つぎに、本実施例のリニアアレイ探触子を用いた電子フォーカスについて説明する。 Next, electronic focusing using the linear array probe of this embodiment will be described.
図4に、上記電子フォーカスについて説明する図を示す。 FIG. 4 is a diagram for explaining the electronic focus.
図4において、9は可変遅延素子、10はレシーバーである。 In FIG. 4, 9 is a variable delay element, and 10 is a receiver.
複数個配列された夫々の圧電素子6a,b,c,d,e,f,gには、可変遅延素子9a,b,c,d,e,f,gとレシーバー10がリード線8を介して接続されている。
A variable delay element 9a, b, c, d, e, f, g and a
可変遅延素子9は、細長い電線をコイル状に巻いたものなどを用いて、電線を伝わる電気信号の伝導を遅らせるものである。
The
また、コイルの途中に複数個設けたタップを切り替えることにより、電気信号の遅延時間を調節することができる。 Moreover, the delay time of an electrical signal can be adjusted by switching a plurality of taps provided in the middle of the coil.
レシーバー10は、圧電素子6によって変換された音響信号を受信する装置である。
The
弾性波発生源の位置Xから発生した弾性波は、夫々時間差τa、τb、τc、τd、τe、τf、τgで圧電素子6に到達する。
The elastic waves generated from the position X of the elastic wave generation source reach the
圧電素子6に到達した弾性波は音響信号に変換され可変遅延素子9を通ってレシーバー10に受信される。
The elastic wave that has reached the
この時、弾性波発生源の位置Xと各圧電素子6までの距離の差を可変遅延素子9によって補正して位相を揃えることができる。
At this time, the difference in distance between the position X of the elastic wave generating source and each
図示の例では、位置Xとの距離が短く、早く弾性波が到達する圧電素子6ほど可変遅延素子9で与える遅延時間を長くする。
In the example shown in the figure, the delay time given by the
また、位置Xから等距離にある圧電素子は可変遅延素子9で与える遅延時間を同じにする(τa=τg<τb=τf<τc=τe<τd)と、レシーバー10が受信する時の位相を一致させることができる。
In addition, when the delay time given by the
このようにリニアアレイ探触子の電子フォーカスは、可変遅延素子9によって与える遅延時間を制御することにより、焦点距離や圧電素子6の配列方向の焦点位置をコントロールすることができる。
As described above, the electronic focus of the linear array probe can control the focal length and the focal position in the arrangement direction of the
また、上述の例では可変遅延素子9を用いた電子フォーカスによって位相を補正している。
In the above example, the phase is corrected by electronic focusing using the
しかし、可変遅延素子9を用いずに複数の圧電素子6から取得した複数の音響信号からSum And Delay Beamforming法を用いて所望の位置の信号を取得することもできる。
However, a signal at a desired position can also be acquired from a plurality of acoustic signals acquired from the plurality of
超音波検出器200の他の構成例として、2Dアレイ探触子の構成例について説明する。
As another configuration example of the
図5に、本実施例の超音波検出器200の他の構成例である2Dアレイ探触子の構造を示す。
FIG. 5 shows the structure of a 2D array probe which is another configuration example of the
図3と同じ番号を付した部材は前述したものと同じ機能を持つものである。 Members having the same numbers as those in FIG. 3 have the same functions as those described above.
前述したリニアアレイ探触子は、圧電素子6の配列方向にフォーカスする方法のみに電子フォーカスが用いられるのに対して、2Dアレイ探触子では圧電素子6が並ぶ全ての方向に、電子フォーカスを用いることができる。
In the linear array probe described above, the electronic focus is used only for the method of focusing in the arrangement direction of the
また、複数の圧電素子6から取得した複数の音響信号からSum And Delay Beamforming法を用いることにより、全ての方向で所望の位置の信号を取得することもできる。
Further, by using the Sum And Delay Beamforming method from a plurality of acoustic signals acquired from the plurality of
なお、本実施例においては、音響整合層5と音響レンズ4を用いるようにしているが、図5で説明したような2Dアレイ探触子の場合など、音響レンズを設けなくても良い場合もある。
In this embodiment, the
また、音響整合層5は被検体と圧電素子の音響マッチングを複数段階で行う場合は多層で構成する場合もある。
In addition, the
さらに、被検体との接触部の保護のために弾性波を大きく劣化させない厚さ及び材料で保護層を設ける場合もある。 Furthermore, a protective layer may be provided with a thickness and material that does not significantly deteriorate the elastic wave in order to protect the contact portion with the subject.
このように本明細書における音響整合層とは、前述の圧電素子6と被検体Eとの間に設けられる層構造物であり、音響整合層5の他に音響レンズ4、多層の音響整合層、保護層を含むものである。
As described above, the acoustic matching layer in the present specification is a layer structure provided between the
本実施例の照明光学系300は、被検体Eに光を導くものである。
The illumination
前述の超音波検出器200と共通の構成部材である音響整合層5及び音響レンズ4と、光源からのパルス光を導光する光ファイバー11(導光手段)からなり、プローブ筐体900に収納されて生体検査装置のプローブを構成している。
The
また、音響整合層5及び音響レンズ4から成る音響整合層は、一面で前述した弾性波検出手段としての圧電素子6と接して設けられ、他面で被検体Eと接触し得るように設けられている。
The acoustic matching layer composed of the
図6に、本実施例における生体検査装置のプローブの構成を説明する概略図を示す。 FIG. 6 is a schematic diagram illustrating the configuration of the probe of the biopsy apparatus in the present embodiment.
音響レンズ4と音響整合層5は、前述したように、超音波検出器200の構成部材としても共通に用いられている。
As described above, the
ここでは照明光学系300の構成要素としての音響レンズ4と音響整合層5の機能について説明する。
Here, functions of the
音響整合層5は、レーザー1が発した光を透過するとともに、その内部には光拡散手段を形成するために光拡散粒子(光拡散部材)がドープされている平板形状の素子である。
The
前述したエポキシ樹脂などに散乱粒子を混ぜることによって製作される。光ファイバー11は、図示のようにレーザー1が発した光を音響整合層5の側面に導光する。
It is manufactured by mixing scattering particles with the epoxy resin described above. The
音響整合層5の内部に入射した光は光散乱粒子によって多重散乱され、音響整合層5全体が面光源として機能する。
The light incident on the inside of the
その際、音響整合層5から射出される全領域における光強度の空間分布が、略均一な強度の光の分布となるように調整する。
At that time, the spatial distribution of the light intensity in the entire region emitted from the
被検体に対しては一部の領域でもMPEを超える強度の光を照射することはできないので、略均一な強度の光分布を形成して、この時の光強度をMPEにすることにより被検体にMPEを超えない光エネルギーを高効率に照射することができる。 Since the subject cannot be irradiated with light having an intensity exceeding the MPE even in a part of the area, a substantially uniform light distribution is formed, and the light intensity at this time is changed to the MPE. In addition, light energy that does not exceed MPE can be irradiated with high efficiency.
このような略均一な強度の光分布を形成するための調整は、光散乱粒子の分布密度を音響整合層5の位置に応じて変えることによって行うことができる。
Adjustment for forming such a light distribution with substantially uniform intensity can be performed by changing the distribution density of the light scattering particles in accordance with the position of the
例えば、光散乱部材を透過する光の強度は伝播距離が長くなると減衰するので、光が入射する光ファイバー11近傍の光散乱粒子の分布密度を低くし、光ファイバー11からの距離が離れるほど光散乱粒子の分布密度を高くするように分布密度を変化させる。
For example, the intensity of the light transmitted through the light scattering member is attenuated as the propagation distance becomes longer. Therefore, the distribution density of the light scattering particles in the vicinity of the
光拡散手段を備えた平板形状の音響整合層5の構成例として、略均一な光強度を発する面光源として機能させる他の構成例について説明する。
As a configuration example of the flat
図7に、上記平板形状の音響整合層5の他の構成例について説明する図を示す。このような構成例としては、図7に示すように、レーザー1が発した光を透過する材料で製作した平板形状素子の圧電素子6を配置する側の面に、拡散反射材料で構成する点描を設けるようにしても良い。
FIG. 7 is a diagram illustrating another configuration example of the flat
この場合、点描の大きさや分布密度を音響整合層5の位置に応じて変えることによって略均一な光強度の分布となるように調整することができる。
In this case, by changing the size of stippling and the distribution density according to the position of the
音響レンズ4は、レーザー1が発した光を透過する材料で構成され、音響整合層5から発した光を被検体Eの表面に導くものである。
The
また、図8に光拡散手段を備えた照明光学系300(プローブ)の別の構成例を示す。図8の例では音響レンズ4に光拡散粒子を設け、圧電素子6の間に設けた光ファイバー11からレーザー1が発した光を導光している。
FIG. 8 shows another configuration example of the illumination optical system 300 (probe) provided with the light diffusing means. In the example of FIG. 8, light diffusing particles are provided in the
図6及び8で例示した照明光学系300を用いたプローブは、ケーブルが太くならないので取り扱い易い。
The probe using the illumination
また、圧電素子材料は、光の透過特性を気にする必要が無いので多数の材料の中から選定することができる。 In addition, the piezoelectric element material can be selected from a large number of materials because there is no need to worry about light transmission characteristics.
また、図9に光拡散手段を備えた照明光学系300(プローブ)の更に別の構成例を示す。 FIG. 9 shows still another configuration example of the illumination optical system 300 (probe) provided with the light diffusing means.
図9の例では、前記音響信号検出手段における音響レンズ4、音響整合層5が、レーザー1が発する特定波長の光を透過する部材で構成される。
In the example of FIG. 9, the
更に、光拡散手段が、圧電素子6、バッキング材7を備えた音響信号検出手段と光源手段との間に配置された光ファイバー11から射出する光を広げるレンズアレイ14で構成されている。
Further, the light diffusing means includes a
図10は被検体Eに照射される光強度分布を示すものであり、実線のプロファイルは被検体Eの表面における光強度分布を示し、点線のプロファイルは個々のレンズアレイ14による光強度分布を示している。
FIG. 10 shows the light intensity distribution applied to the subject E. The solid line profile shows the light intensity distribution on the surface of the subject E, and the dotted line profile shows the light intensity distribution by each
レンズアレイ14の一つのレンズによるプロファイルは、レンズの中心にピークを持つ分布であるが、夫々のレンズのプロファイルが被検体Eの表面で重畳することにより、略均一の光強度Iの分布に調整することができる。
The profile of one lens in the
本実施例の信号解析装置400は、計算処理部12と画像生成部13から構成されている。
The
計算処理部12は、取得した音響信号の時間特性から吸収体αの位置を算出し、強度特性から吸収係数μaを算出する。 The calculation processing unit 12 calculates the position of the absorber α from the time characteristic of the acquired acoustic signal, and calculates the absorption coefficient μa from the intensity characteristic.
図11は被検体Eを測定した音響信号のプロファイルである。 FIG. 11 is a profile of an acoustic signal obtained by measuring the subject E.
被検体Eから発生する音響信号は、被検体Eの表面と音響レンズ4との界面と吸収体αから発生した特長的なスパイク状の波形として取得される。
The acoustic signal generated from the subject E is acquired as a characteristic spike-like waveform generated from the interface between the surface of the subject E and the
音響レンズの界面と吸収体αの波形から音響信号に変換された弾性波の伝播時間txが分かる。 The propagation time tx of the elastic wave converted into the acoustic signal from the waveform of the acoustic lens interface and the absorber α is known.
生体組織中の音速をvsとすると、測定した時の被検体Eの表面と吸収体αの間の距離を算出することができる。 If the speed of sound in the biological tissue is vs, the distance between the surface of the subject E and the absorber α when measured can be calculated.
すなわち、被検体E内の吸収体αの空間的な位置情報を得ることができる。 That is, spatial position information of the absorber α in the subject E can be obtained.
また、吸収体αから発生したN字のスパイク形状の振幅ΔPは、吸収体αで発生した弾性波の強度Pαを現している。 Further, the amplitude ΔP of the N-shaped spike shape generated from the absorber α represents the intensity Pα of the elastic wave generated from the absorber α.
吸収体αで発生する光音響効果による弾性波の強度Pαは、吸収体αの吸収係数をμa、吸収体αに入射する光強度をIα、生体組織に応じて決まるグリュナイゼンパラメーターをΓとして算出することができる。 The intensity Pα of the elastic wave due to the photoacoustic effect generated in the absorber α is defined as μa as the absorption coefficient of the absorber α, Iα as the light intensity incident on the absorber α, and Γ as the Gruneisen parameter determined according to the living tissue. Can be calculated.
吸収体αに入射する光の強度Iαが変化すると、光音響効果による弾性波の強度Pαが変化する。 When the intensity Iα of the light incident on the absorber α changes, the intensity Pα of the elastic wave due to the photoacoustic effect changes.
このことは被検体に入射する光の強度分布に部分的な斑がある場合では、検出される弾性波の強度Pαが変化する原因が光強度の斑によるものなのか、或は、吸収体αの吸収係数μaによるものであるかを区別するのが困難となることを示している。 This is because, in the case where there is a partial spot in the intensity distribution of the light incident on the subject, whether the intensity Pα of the detected elastic wave changes is due to the spot of the light intensity, or the absorber α It is difficult to distinguish whether the absorption coefficient is due to the absorption coefficient μa.
このため略均一な強度の光分布を形成して被検体に光を照射することにより、検出される弾性波の強度Pαが光強度の斑に起因するものではないようにすることが必要となる。 For this reason, it is necessary to form a light distribution with a substantially uniform intensity and irradiate the subject with light so that the detected intensity Pα of the elastic wave is not caused by light intensity spots. .
このように略均一な強度の光分布を形成して被検体に光を照射することは、被検体にMPEを超えない光エネルギーを高効率に照射するだけではなく、吸収体αで発生する弾性波の強度Pαから吸収係数μaを高精度に算出するためにも必要となる。 In this way, irradiating the subject with light having a substantially uniform light distribution not only irradiates the subject with light energy not exceeding MPE with high efficiency, but also the elasticity generated in the absorber α. It is also necessary for calculating the absorption coefficient μa with high accuracy from the wave intensity Pα.
生体組織のような吸収散乱媒質内を伝播する光強度は光拡散方程式や輸送方程式を用いることによって算出することができるので、Iαを算出することができる。 Since the intensity of light propagating in an absorbing / scattering medium such as a biological tissue can be calculated by using a light diffusion equation or a transport equation, Iα can be calculated.
超音波検出器200で測定したΔPは、吸収体αで発生した弾性波が生体組織内部を伝播することによる減衰の影響を含むので、計算により減衰の影響を差し引くことでPαを算出することができる。
ΔP measured by the
以上から被検体E内の吸収体αの吸収係数μaを算出することができる。 From the above, the absorption coefficient μa of the absorber α in the subject E can be calculated.
画像生成部13は、算出した被検体E内の吸収体αの空間的な位置と吸収係数μaを基にして、被検体E内の吸収係数μaの分布画像を生成する。
The
制御装置500は、信号解析装置400で算出した被検体E内の吸収体αの空間的な位置と吸収係数μaと吸収係数μaの分布画像をメモリー600に保存すると共に、ディスプレイ700に被検体E内の吸収係数μaの分布画像を表示する。
The
メモリー600としては、光ディスク、磁気ディスク、半導体メモリー、ハードディスク、などのデータ記録装置を用いることができる。 As the memory 600, a data recording device such as an optical disk, a magnetic disk, a semiconductor memory, or a hard disk can be used.
ディスプレイ700としては、液晶ディスプレイ、CRT、有機EL、などの表示デバイスを用いることができる。
As the
つぎに、本実施例における生体検査装置で被検体Eの組織内部の分光特性画像を取得するステップを示す。 Next, a step of acquiring a spectral characteristic image inside the tissue of the subject E with the biopsy apparatus in the present embodiment will be shown.
まず、ステップ1において、被検体Eの表面にプローブ筐体900に収容された照明光学系300の音響レンズ4を接触させる。
First, in
不図示の測定開始スイッチを動作させると、光発生器100が駆動され波長λ1=700nmのナノ秒オーダーのパルス光が発光する。
When a measurement start switch (not shown) is operated, the
次に、ステップ2において、照明光学系300によって被検体Eにパルス光が照射される。
Next, in
次に、ステップ3において、被検体E内で発生した弾性波が、超音波検出器200によって検出される。検出された弾性波は圧電素子6によって音響信号に変換される。
Next, in step 3, the elastic wave generated in the subject E is detected by the
次に、ステップ4において、信号解析装置400は、取得した音響信号の時間特性から吸収体αの位置を算出し、強度特性から吸収係数μaを算出し、吸収体αとその周囲の吸収係数μaの空間分布を再構成した画像を生成する。
Next, in
次に、ステップ5において、制御装置500は、算出した波長λ1の吸収係数μaの位置情報と画像をメモリー600に保存する。
Next, in
次に、ステップ6において、制御装置500は、光発生器100が発光する光の波長をλ2=850nmに設定する。
Next, in
光発生器100が駆動され波長λ2=850nmのナノ秒オーダーのパルス光が発光する。
The
以下、ステップ2、3、4と同様の工程を経て、ステップ7において、制御装置500は、算出した波長λ2の吸収係数μaの位置情報と画像をメモリー600に保存する。
Thereafter, through steps similar to
次に、ステップ8において、制御装置500は、波長λ1及びλ2の吸収係数μaの分布画像を重ね合わせてディスプレイ700に表示する。
Next, in
最後に、ステップ9において、測定を終了する。
Finally, in
以上に説明したように、本実施例における生体検査装置では、被検体に光を照射する開口部と弾性波を検出する検出部の位置を一致させ、さらに被検体に照射する光強度の空間分布を略均一にする構成としている。 As described above, in the biological examination apparatus according to the present embodiment, the position of the opening that irradiates the subject with the light and the position of the detection unit that detects the elastic wave are matched, and the spatial distribution of the light intensity that irradiates the subject. Is made substantially uniform.
これにより、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限に抑え、被検体にMPEを超えない光エネルギーを高効率に照射することにより、高いS/Nで光音響信号が検出可能な反射型の生体検査装置を提供できる。 This makes it possible to detect the photoacoustic signal with high S / N by irradiating the subject with light energy not exceeding MPE with high efficiency while minimizing the light intensity and elastic wave attenuation by the living tissue. A type of biopsy device can be provided.
また、本実施例では、波長600−1500nmを利用する一例として、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸収スペクトルの特徴を利用する分光分析方法を示したが、この例に限定されるものではない。 In the present embodiment, a spectroscopic analysis method using the characteristics of absorption spectra of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin is shown as an example of using a wavelength of 600 to 1500 nm. However, the present invention is not limited to this example.
例えば、生体組織の主要な構成物質である、例えば水、脂肪、タンパク質(コラーゲン)、等を分光分析の対象とすることも可能である。 For example, water, fat, protein (collagen), and the like, which are main constituents of living tissue, can be the target of spectroscopic analysis.
[実施例2]
実施例2では、実施例1とは異なる形態における反射型の生体検査装置の構成例について説明する。
[Example 2]
In the second embodiment, a configuration example of a reflection type biopsy apparatus in a form different from that of the first embodiment will be described.
図12に、本実施例における生体検査装置の構成を説明する概略図を示す。 FIG. 12 is a schematic diagram illustrating the configuration of the biopsy apparatus in the present embodiment.
基本的な生体検査装置の構成は実施例1に示したものと同様の構成であり、同じ番号を付した構成部材は実施例1で説明したものと同じ機能を有するものである。 The basic configuration of the biological examination apparatus is the same as that shown in the first embodiment, and the constituent members having the same numbers have the same functions as those described in the first embodiment.
本実施例では、照明光学系300の音響整合層に、被検体内に射出される光強度が該被検体に許容される最大許容範囲内であるか否かの基準となる基準部材15を新たに設けている。
In this embodiment, a
基準部材15は、照明光学系300の音響レンズ4の中部に埋設されている。基準部材15を構成する材料としては、着色したシリコンゴムや高分子樹脂材料などが利用できる。上記基準部材15において、光発生器100が発する特定波長の光に対する吸収係数μasと、基準部材15を構成する材料物性から決まるグリュナイゼンパラメーターΓsは既知のものである。
The
光発生器100が波長λ1の光を発する場合を考える。波長λ1に対する基準部材15の吸収係数がμas(λ1)、基準部材15に照射される光強度をIsとする。基準部材15で発生する光音響効果による弾性波の圧力をPsとする。
Consider the case where the
圧力Psは基準部材15に照射される光強度Isが増加すれば同様に増加する。
The pressure Ps increases in the same manner as the light intensity Is applied to the
ここで、波長λ1のナノ秒オーダーのパルス光における被検体Eに対する最大露光許容量(MPE)がIMPEλ1である時、IMPEλ1の強度の光が基準部材15に照射されたときに発生する光音響効果による弾性波の圧力をPsMPEとする。
Here, the photoacoustic effect generated when the
基準部材15で発生する圧力PsがPsMPEよりも大きくなる場合には、IMPEλ1を超える強度の光が基準部材15に照射されていることになる。
When the pressure Ps generated in the
そして、これらの弾性波の圧力PsやPsMPE等は、上記した信号解析装置400の計算処理部12で算出することができる。
The pressure Ps, PsMPE, and the like of these elastic waves can be calculated by the calculation processing unit 12 of the
基準部材15から音響レンズ4内を伝播することによる光の減衰は僅かであるので、基準部材15に照射される光強度は被検体Eに照射される光強度と略等しい。
Since the attenuation of light due to propagation through the
この時、前記基準部材は音響整合層に設けられ、該基準部材に導かれた前記パルス光の光強度が、Ps<PsMPEの関係を満たすように光発生器100が発する光強度を制御手段500によりコントロールする。
At this time, the reference member is provided in the acoustic matching layer, and the light intensity emitted from the
これにより、前記パルス光の光強度が、前記被検体に許容される最大許容範囲内を超えないようにコントロールして、被検体Eに安全な強度の光を照射することが可能となる。 Accordingly, it is possible to control the light intensity of the pulsed light so as not to exceed the maximum allowable range allowed for the subject, and to irradiate the subject E with light having a safe intensity.
また、被検体EにMPEを超えない光エネルギーを高効率に照射することができる。 Further, it is possible to irradiate the subject E with light energy not exceeding MPE with high efficiency.
これにより高いS/Nで弾性波が検出可能な反射型の生体検査装置を提供できる。 Thereby, it is possible to provide a reflective biopsy apparatus capable of detecting elastic waves with high S / N.
本実施例の図12に示す例では、音響整合層の音響レンズ4の内部に基準部材15を埋設するようにしているが、音響レンズ4の被検体Eに接する面に設けることもできる。
In the example shown in FIG. 12 of the present embodiment, the
この場合基準部材15から発生する光音響効果による弾性波は、音響レンズ側とその対向側での反射率が異なるため検出される圧力Psを反射率の影響分を補正しなければならない。
In this case, the elastic wave generated by the photoacoustic effect generated from the
また、音響レンズ4に基準部材15を設けると基準部材15が常設され、測定用プローブの有効領域が制限を受ける。このため図15のように音響レンズ4に接するキャップ部材17を設け、キャップ部材内に基準部材15を設けるようにしても良い。
Further, when the
このような構成では、光強度のチェックを行う時だけキャップ部材17を装着するようにしても良い。
In such a configuration, the
さらにこの時、キャップ部材17と基準部材15と音響整合層を同じ材料で製作すると、各部材の界面の音響インピーダンスが等しくなるので検出される弾性波の各界面の反射率の補正が不要となる。
Further, at this time, if the
また、図8及び9で説明した照明光学系300の音響整合層に対しても実施例2で説明したような基準部材15を設けることができる。
Further, the
以上説明したように、実施例2における生体検査装置では、被検体Eに安全な強度の光を照射することができる。 As described above, the living body inspection apparatus according to the second embodiment can irradiate the subject E with light having a safe intensity.
また、被検体にMPEを超えない光エネルギーを高効率に照射することにより、高いS/Nで弾性波が検出可能な反射型の生体検査装置を提供できる。 In addition, it is possible to provide a reflective biopsy apparatus capable of detecting an elastic wave with high S / N by irradiating a subject with light energy that does not exceed MPE with high efficiency.
[実施例3]
実施例3では、実施例1,2とは異なる形態における反射型の生体検査装置の構成例について説明する。
[Example 3]
In the third embodiment, a configuration example of a reflection-type biopsy apparatus in a form different from the first and second embodiments will be described.
図13に、本実施例における生体検査装置の構成を説明する概略図を示す。 FIG. 13 is a schematic diagram illustrating the configuration of the biopsy apparatus in the present embodiment.
基本的な生体検査装置の構成は実施例1に示したものと同様の構成であり、同じ番号を付した構成部材は実施例1で説明したものと同じ機能を有するものである。 The basic configuration of the biological examination apparatus is the same as that shown in the first embodiment, and the constituent members having the same numbers have the same functions as those described in the first embodiment.
本実施例では、超音波検出器200の代わりに、超音波発生器と超音波検出器の両機能を兼ね備える手段としての超音波発生器/検出器201を新たに設けている。
In this embodiment, instead of the
この超音波発生/検出器201は、特定周波数Ωの超音波を発生し被検体E内の所定位置に集束して導く機能を有するとともに、実施例1で説明した超音波検出器200の機能も有している。
The ultrasonic generator /
超音波発生器/検出器201により、被検体Eの内部構造を超音波エコーによって取得できる。
The ultrasonic generator /
実施例3の生体検査装置では、実施例1で説明した光音響信号による光吸収特性と、超音波エコーによる構造特性の二つの特性を一体のプローブによって取得するものである。 In the biological examination apparatus according to the third embodiment, the two characteristics of the light absorption characteristic based on the photoacoustic signal described in the first embodiment and the structural characteristic based on the ultrasonic echo are acquired by an integral probe.
図14は、本実施例における超音波発生器/検出器201による構成例の概略構成を示す図である。
FIG. 14 is a diagram showing a schematic configuration of a configuration example by the ultrasonic generator /
複数個配列された夫々の圧電素子6a〜gには、可変遅延素子9a〜gとパルサー/レシーバー16がリード線8a〜gを介して接続されている。
Variable delay elements 9a to 9g and pulsar /
パルサー/レシーバー16は、実施例1で説明したレシーバー10の機能を持ち、さらに圧電素子6に印加するパルス電圧を発生する装置としても機能する。
The pulser /
圧電素子6a〜gに与える遅延時間を夫々τa〜mとする。
The delay times given to the
図14に示すように中心部の可変遅延素子9ほど遅延時間を長くすると(例えば、τa=τg<τb=τf<τc=τe<τd)と、各圧電素子6によって形成される合成波面は集束波面となる。
As shown in FIG. 14, when the delay time is increased as the
このように可変遅延素子9によって与える遅延時間を制御することにより、超音波を集束する位置をコントロールすることができる。
By controlling the delay time given by the
また、同様の制御により超音波が進行する方向をコントロールすることができる。 Further, the direction in which the ultrasonic wave travels can be controlled by the same control.
即ち、超音波を送信する場合についても図4で説明したものと関係が成立つ。 That is, the case where ultrasonic waves are transmitted also has a relationship with that described in FIG.
以下、本実施例における生体検査装置で被検体Eの組織内部の分光特性画像を取得するステップを示す。 Hereinafter, the step of acquiring the spectral characteristic image inside the tissue of the subject E with the biopsy apparatus in the present embodiment will be described.
ステップ1から7までは、実施例1と同じ工程で測定が行われる。
In
ステップ8において、超音波発生器/検出器201によって被検体Eにパルス超音波が照射される。
In
次に、ステップ9において、被検体E内で発生した超音波エコーが、超音波発生器/検出器201によって検出される。検出された超音波エコーは圧電素子6によって電気信号に変換される。
Next, in
次に、ステップ10において、信号解析装置400は、取得した超音波エコーによる電気信号の時間特性から測定対象の位置を算出し、強度特性から構造特性を算出し、構造特性の空間分布を再構成して画像を生成する。
Next, in
次に、ステップ11において、制御装置500は、算出した構造特性の位置情報と画像をメモリー600に保存する。
Next, in
次に、ステップ12において、制御装置500は、波長λ1及びλ2の吸収係数μaの分布画像と構造特性の画像を重ね合わせてディスプレイ700に表示する。
Next, in step 12, the
最後に、ステップ9において、測定を終了する。
Finally, in
以上説明したように、実施例3における生体検査装置では、生体組織による光強度と弾性波の減衰を最小限に抑え、高いS/Nで弾性波が検出できる。 As described above, in the living body inspection apparatus according to the third embodiment, the attenuation of the light intensity and the elastic wave due to the living tissue can be minimized, and the elastic wave can be detected with a high S / N.
さらに、同一のプローブを用いて超音波エコーを測定することが可能となる。 Furthermore, ultrasonic echoes can be measured using the same probe.
また、図13の装置構成は、実施例1の装置に超音波発生器/検出器201を設けるようにしたものであるが、実施例2の装置に設けても同様の効果を得ることができる。
Further, the apparatus configuration of FIG. 13 is such that the ultrasonic generator /
100 光発生器
200 超音波検出器
201 超音波発生/検出器
300 照明光学系
400 信号解析装置
500 制御装置
600 メモリー
700 ディスプレイ
800 本体筐体
900 プローブ筐体
1000 ケーブル
E 被検体
α 生体組織内部の吸収体
DESCRIPTION OF
Claims (11)
前記導光手段の光射出部から射出された光を吸収した前記被検体が発生する弾性波を検出する検出手段と、前記検出手段および前記導光手段の少なくとも一部を収納するプローブ筐体と、を有し、
前記光射出部の少なくとも一部を覆う前記光射出部に対して着脱可能であるとともに、光学的特性が既知の基準部材を有する部材に前記光射出部を介して光を照射することにより発生する弾性波を前記検出手段が検出することにより、前記光に関する情報を取得し、
前記基準部材は、前記部材と共通の材料を含んで構成されることを特徴とする装置。 A light guiding means for guiding light generated from the light source to the subject;
Detection means for detecting an elastic wave generated by the subject that has absorbed light emitted from the light emitting portion of the light guide means; and a probe housing that houses at least part of the detection means and the light guide means Have
Generated by irradiating light through the light emitting part to a member having a reference member that is detachable from the light emitting part that covers at least a part of the light emitting part and has known optical characteristics. By detecting the elastic wave by the detection means , information on the light is obtained ,
The reference member is configured to include a material common to the member .
前記第1の画像と前記第2の画像とをディスプレイに表示させることを特徴とする請求項9に記載の装置。 The signal analysis unit acquires a first image based on an elastic wave generated by the subject that has absorbed irradiated light, and acquires a second image based on an echo acquired by the acoustic wave transmission unit. Acquired,
The apparatus according to claim 9, wherein the first image and the second image are displayed on a display.
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