WO2013014902A1 - 管壁の硬度測定方法および装置 - Google Patents

管壁の硬度測定方法および装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2013014902A1
WO2013014902A1 PCT/JP2012/004645 JP2012004645W WO2013014902A1 WO 2013014902 A1 WO2013014902 A1 WO 2013014902A1 JP 2012004645 W JP2012004645 W JP 2012004645W WO 2013014902 A1 WO2013014902 A1 WO 2013014902A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
acoustic wave
tube wall
subject
hardness
detected
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/004645
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
覚 入澤
Original Assignee
富士フイルム株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Publication of WO2013014902A1 publication Critical patent/WO2013014902A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A61B5/0095—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/41—Detecting, measuring or recording for evaluating the immune or lymphatic systems
    • A61B5/414—Evaluating particular organs or parts of the immune or lymphatic systems
    • A61B5/418—Evaluating particular organs or parts of the immune or lymphatic systems lymph vessels, ducts or nodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0891—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of blood vessels

Definitions

  • the present invention relates to a method for measuring the hardness of a vessel wall such as a blood vessel and an apparatus for carrying out the method.
  • Patent Document 1 and Non-Patent Document 1 a photoacoustic imaging apparatus that images the inside of a living body using a photoacoustic effect is known.
  • a living body is irradiated with pulsed light such as pulsed laser light.
  • pulsed light such as pulsed laser light.
  • the living tissue that has absorbed the energy of the pulsed light undergoes volume expansion due to heat and generates acoustic waves. Therefore, it is possible to detect the acoustic wave with an ultrasonic probe or the like and visualize the inside of the living body based on the electrical signal (photoacoustic signal) obtained thereby.
  • the photoacoustic imaging method is suitable for imaging a specific tissue in a living body, such as a blood vessel, since an image is constructed based only on an acoustic wave emitted from a specific light absorber.
  • the photoacoustic image has an advantage that blood vessels and the like in the living body that are light absorbers can be extracted and displayed.
  • Patent Document 2 discloses a technique for displaying such extracted blood vessels.
  • the hardness of a blood vessel wall is mainly measured by a so-called PWV (pulse wave velocity) test in which the transmission speed of a pulse wave from the arm to the ankle is measured.
  • PWV pulse wave velocity
  • the hardness of the lymph vessel wall has been examined in order to examine the presence or absence of cancer metastasis.
  • the hardness is determined by palpation by a doctor or the like, or as shown in Patent Document 3, using a catheter. It is common to be examined.
  • the above-described PWV inspection has a problem in that it takes time for measurement.
  • the method of examining the hardness of the lymphatic vessel wall by palpation or using a catheter has the disadvantage that it requires skill.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a method capable of easily measuring the hardness of a vessel wall such as a blood vessel wall or a lymph vessel wall in a short time.
  • the method for measuring the hardness of a pipe wall comprises: Irradiate pulsed light of a wavelength absorbed by the tubular subject from the light source, Thereby, the acoustic wave emitted from the subject is detected by the acoustic wave detecting means, Among the detected acoustic waves, the subject tube wall is generated based on the intensity of the acoustic wave that is generated by a certain subject tube wall portion and then reflected by another subject tube wall portion and detected by the acoustic wave detecting means. The hardness is measured.
  • the detected acoustic wave is generated on the subject tube wall closest to the acoustic wave detecting means and then reflected on the subject tube wall farthest from the acoustic wave detecting means. It is desirable to measure the hardness of the subject tube wall based on the intensity of the acoustic wave detected by the acoustic wave detecting means.
  • the acoustic waves detected by the acoustic wave detecting means are reflected on the subject tube wall farthest from the acoustic wave detecting means after being generated on the tube wall closest to the acoustic wave detecting means.
  • the hardness of the subject tube wall based on the intensity ratio between the acoustic wave detected by the wave detecting means and the acoustic wave generated at the subject tube wall closest to the acoustic wave detecting means and directly detected by the acoustic wave detecting means It is particularly desirable to measure
  • the detected acoustic waves after being generated on the subject tube wall closest to the acoustic wave detecting means, it is reflected on the subject tube wall farthest from the acoustic wave detecting means and detected by the acoustic wave detecting means.
  • the hardness of the subject tube wall is measured based on the intensity of the acoustic wave that has been generated, it is generated on the subject tube wall closest to the acoustic wave detection means and then reflected on the subject tube wall farthest from the acoustic wave detection means It is preferable to determine the acoustic wave based on the elapsed time after the acoustic wave generated on the subject tube wall closest to the acoustic wave detecting means and directly detected by the acoustic wave detecting means is incident on the acoustic wave detecting means. .
  • the method for measuring the hardness of a tube wall according to the present invention is particularly preferably performed when the subject is a blood vessel of a living body or a lymph vessel of a living body.
  • a lymphatic vessel When a lymphatic vessel is used as a subject, it is desirable to detect acoustic waves with a contrast medium injected into the lymphatic vessel.
  • the tube wall hardness measurement method it is desirable to display and / or record the measured hardness of the subject tube wall.
  • the pipe wall hardness measuring apparatus is: A light source for irradiating a tubular specimen with pulsed light having a wavelength absorbed by the specimen; An acoustic wave detecting means for detecting an acoustic wave emitted from the subject thereby from the pulsed light irradiation side, Among the detected acoustic waves, the subject tube wall is generated based on the intensity of the acoustic wave that is generated by a certain subject tube wall portion and then reflected by another subject tube wall portion and detected by the acoustic wave detecting means. And an arithmetic unit for measuring the hardness of the steel.
  • the calculation unit generates a sound wave on the subject tube wall closest to the acoustic wave detection unit from the detected acoustic waves, and then reflects the reflected wave on the subject tube wall farthest from the acoustic wave detection unit to the acoustic wave detection unit. It is desirable to measure the hardness of the subject tube wall based on the intensity of the detected acoustic wave.
  • the calculation unit detect an acoustic wave after being generated on the tube wall closest to the acoustic wave detection unit among the acoustic waves detected by the acoustic wave detection unit.
  • the acoustic wave reflected by the subject tube wall farthest from the means and detected by the acoustic wave detection means, and the acoustic wave generated by the subject tube wall closest to the acoustic wave detection means and directly detected by the acoustic wave detection means The hardness is measured based on the strength ratio.
  • the calculation unit is more preferably from the acoustic wave detecting means after being generated at the subject tube wall closest to the acoustic wave detecting means.
  • the tube wall hardness measuring apparatus preferably includes means for displaying and / or recording the measured hardness of the subject tube wall.
  • the acoustic wave detected by the acoustic wave detection means after being reflected by another tube wall portion is attenuated by reflection and enters the acoustic wave detection means.
  • the degree of attenuation becomes smaller as the tube wall hardness is higher. That is, the harder the tube wall, the higher the intensity of the detected reflected acoustic wave.
  • the method of measuring the hardness of a tube wall according to the present invention is based on the intensity of the acoustic wave detected by the acoustic wave detection means after being reflected at another subject tube wall portion after being generated at one subject tube wall portion. Since the hardness of the subject tube wall is measured based on this, according to this method, the hardness of the tube wall can be easily measured in a short time.
  • the block diagram which shows schematic structure of the hardness measuring apparatus of the pipe wall by one Embodiment of this invention. Schematic explaining the generation of photoacoustic signal in the blood vessel wall Schematic showing the waveform of the acoustic wave detected in the apparatus of FIG.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a basic configuration of a photoacoustic imaging apparatus 10 according to an embodiment of the present invention.
  • the photoacoustic imaging apparatus 10 can acquire both a photoacoustic image and an ultrasonic image, and in addition, has a function of measuring the hardness of a blood vessel wall.
  • the laser light source unit 13 emits pulse laser light having a predetermined wavelength, and the pulse laser light emitted from the laser light source unit 13 is irradiated to the subject.
  • the pulse laser beam is schematically shown in FIG. 1 with respect to the emission direction.
  • the pulse laser beam is guided to the probe 11 using light guide means such as a plurality of optical fibers, and directed from the probe 11 portion toward the subject. It is desirable to be irradiated.
  • the probe 11 performs output (transmission) of ultrasonic waves to the subject and detection (reception) of reflected ultrasonic waves reflected back from the subject.
  • the probe 11 has, for example, a plurality of ultrasonic transducers arranged one-dimensionally.
  • the probe 11 detects ultrasonic waves (acoustic waves) generated by the observation target in the subject absorbing the laser light from the laser light source unit 13 by using a plurality of ultrasonic transducers.
  • the probe 11 detects the acoustic wave and outputs an acoustic wave detection signal, and also detects the reflected ultrasonic wave and outputs an ultrasonic detection signal.
  • the end portion of the light guide means that is, the tip portions of the plurality of optical fibers are arranged in the direction in which the plurality of ultrasonic transducers are arranged (left and right in FIG. 1).
  • the laser beam is emitted toward the subject from there.
  • the case where the light guide means is coupled to the probe 11 as described above will be described as an example.
  • the probe 11 When acquiring a photoacoustic image or an ultrasonic image of a subject, the probe 11 is moved in a direction substantially perpendicular to a one-dimensional direction in which a plurality of ultrasonic transducers are arranged, whereby the subject is subjected to laser light and ultrasonic waves. Is two-dimensionally scanned. This scanning may be performed by an inspector moving the probe 11 manually, or a more precise two-dimensional scanning may be realized using a scanning mechanism.
  • the ultrasonic unit 12 includes a reception circuit 21, AD conversion means 22, reception memory 23, data separation means 24, photoacoustic image reconstruction means 25, detection / logarithm conversion means 26, and photoacoustic image construction means 27. Yes.
  • the receiving circuit 21 receives the acoustic wave detection signal and the ultrasonic detection signal output from the probe 11.
  • the AD conversion means 22 is a sampling means, which samples the acoustic wave detection signal and the ultrasonic detection signal received by the receiving circuit 21 and converts them into photoacoustic data and ultrasonic data, which are digital signals, respectively. This sampling is performed at a predetermined sampling period in synchronization with, for example, an externally input AD clock signal.
  • the ultrasonic unit 12 detects, logarithmic conversion means 41, ultrasonic image construction means 42, the ultrasonic image construction means 42, and the aforementioned An image composition unit 43 that receives the output of the photoacoustic image construction unit 27 is included.
  • the output of the image synthesizing unit 43 is input to the image display unit 14 including, for example, a CRT or a liquid crystal display device.
  • the ultrasonic unit 12 includes a transmission control circuit 30 and a control unit 31 that controls the operation of each unit in the ultrasonic unit 12.
  • the photoacoustic data or ultrasonic data output from the AD converter 22 is temporarily stored in the reception memory and then input to the data separator 24.
  • the data separation unit 24 separates the input photoacoustic data and the ultrasonic data from each other, the photoacoustic data is input to the photoacoustic image reconstruction unit 25, and the ultrasonic data is input to the ultrasonic image reconstruction unit 40. .
  • the laser light source unit 13 is a solid-state laser unit including a Q switch pulse laser 32 made of a Ti: Sapphire laser or the like and a flash lamp 33 as an excitation light source.
  • a Q switch pulse laser 32 made of a Ti: Sapphire laser or the like
  • a flash lamp 33 as an excitation light source.
  • a laser light source unit 13 that emits pulsed laser light having a wavelength that is well absorbed in the blood vessel is selected. Used.
  • this laser light source unit 13 When this laser light source unit 13 receives an optical trigger signal instructing light emission from the control means 31, it turns on the flash lamp 33 to excite the Q switch pulse laser 32. For example, when the flash lamp 33 sufficiently excites the Q switch pulse laser 32, the control means 31 outputs a Q switch trigger signal. When the Q switch pulse laser 32 receives the Q switch trigger signal, the Q switch pulse laser 32 turns on the Q switch to emit pulsed laser light.
  • the time required from when the flash lamp 33 is turned on until the Q switch pulse laser 33 is sufficiently excited can be estimated from the characteristics of the Q switch pulse laser 33 and the like.
  • the Q switch may be turned on after the Q switch pulse laser 32 is sufficiently excited in the laser light source unit 13. In that case, a signal indicating that the Q switch is turned on may be notified to the ultrasonic unit 12 side.
  • control means 31 inputs an ultrasonic trigger signal for instructing ultrasonic transmission to the transmission control circuit 30.
  • the transmission control circuit 30 transmits an ultrasonic wave from the probe 11.
  • the control means 31 outputs the optical trigger signal first, and then outputs an ultrasonic trigger signal.
  • the light trigger signal is output to irradiate the subject with laser light and the acoustic wave is detected, and then the ultrasonic trigger signal is output to transmit the ultrasonic wave to the subject and the reflected ultrasonic wave. Is detected.
  • the control means 31 further outputs a sampling trigger signal for instructing the AD conversion means 22 to start sampling.
  • the sampling trigger signal is output after the optical trigger signal is output and before the ultrasonic trigger signal is output, more preferably at the timing when the subject is actually irradiated with the laser light. Therefore, the sampling trigger signal is output in synchronization with the timing at which the control means 31 outputs the Q switch trigger signal, for example.
  • the AD conversion means 22 starts sampling the acoustic wave detection signal output from the probe 11 and received by the receiving circuit 21.
  • the control means 31 outputs an ultrasonic trigger signal at the timing of ending the detection of the acoustic wave after outputting the optical trigger signal. At this time, the AD conversion means 22 continues the sampling without interrupting the sampling of the acoustic wave detection signal. In other words, the control unit 31 outputs the ultrasonic trigger signal in a state where the AD conversion unit 22 continues sampling the acoustic wave detection signal.
  • the probe 11 transmits ultrasonic waves in response to the ultrasonic trigger signal
  • the detection target of the probe 11 changes from acoustic waves to reflected ultrasonic waves.
  • the AD conversion means 22 continuously samples the acoustic wave detection signal and the ultrasonic wave detection signal by continuously sampling the detected ultrasonic wave detection signal.
  • the AD conversion means 22 stores photoacoustic data and ultrasonic data obtained by sampling in a common reception memory 23.
  • the sampling data stored in the reception memory 23 is photoacoustic data up to a certain point, and becomes ultrasonic data from a certain point.
  • the data separation unit 24 separates the photoacoustic data and the ultrasonic data stored in the reception memory 23, inputs the photoacoustic data to the photoacoustic image reconstruction unit 25, and converts the ultrasonic data into the ultrasonic image reconstruction unit. 40.
  • the ultrasound image reconstruction means 40 adds the ultrasound data that is data for each of the plurality of ultrasound transducers included in the probe 11 to generate ultrasound tomographic image data for one line.
  • the detection / logarithmic conversion means 41 generates an envelope of the ultrasonic tomographic image data, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range, and then inputs this data to the ultrasonic image construction means 42.
  • the ultrasonic image construction unit 42 generates an ultrasonic tomographic image (ultrasonic echo image) based on the data of each line output from the detection / logarithm conversion unit 41.
  • the ultrasonic image construction unit 42 generates an ultrasonic tomographic image such that, for example, the position of the peak portion of the ultrasonic detection signal described above in the time axis direction is converted into a position in the depth direction of the tomographic image. .
  • the above processing is sequentially performed in accordance with the scanning movement of the probe 11, thereby generating ultrasonic tomographic images regarding a plurality of locations in the scanning direction of the subject.
  • the image data carrying these ultrasonic tomographic images is input to the image composition means 43. If it is desired to display only the ultrasonic tomographic image alone, the image data carrying the ultrasonic tomographic image is sent through the image synthesizing unit 43 to the image display unit 14, and the image display unit 14 receives the ultrasonic wave. A tomographic image is displayed.
  • photoacoustic image reconstruction means 25 photoacoustic data obtained by irradiating the subject with photoacoustic data separated from the ultrasonic data by the data separation means 24, that is, pulse laser light having a wavelength absorbed by the blood vessel. Data is entered.
  • the photoacoustic image reconstruction means 25 adds the photoacoustic data, which is data for each of the plurality of ultrasonic transducers included in the probe 11, to generate photoacoustic image data for one line.
  • the detection / logarithm conversion means 26 generates an envelope of the photoacoustic image data, and then logarithmically converts the envelope to widen the dynamic range, and then inputs this data to the photoacoustic image construction means 27.
  • the photoacoustic image construction unit 27 generates a photoacoustic image based on the photoacoustic image data for each line. That is, the photoacoustic image construction unit 27 generates a photoacoustic image such that, for example, the position of the peak portion of the photoacoustic image data in the time axis direction is converted into the position in the depth direction of the tomographic image.
  • the above processing is sequentially performed with the scanning movement of the probe 11, thereby generating photoacoustic images regarding a plurality of locations in the scanning direction of the subject.
  • the image data carrying these photoacoustic images is input to the image synthesizing means 43, where it is synthesized with the image data carrying the above-mentioned ultrasonic tomographic image, and the image carried by the synthesized data is input to the image display means 14. Is displayed.
  • the image displayed based on the synthesized data is a blood vessel image that is a photoacoustic image in the ultrasonic tomographic image.
  • the blood vessel image may be colored with a predetermined color so as to be clearly distinguished from other portions.
  • FIG. 2 schematically shows how an acoustic wave is generated from a blood vessel wall.
  • the light guide means 15 including the tip portions of a plurality of optical fibers is coupled to the probe 11 and the pulsed laser light L is emitted toward the blood vessel therefrom.
  • the portion of the blood vessel wall is shown as BV.
  • the pulse laser beam L is irradiated in this way, blood in the blood vessel absorbs it and expands, thereby vibrating the portion of the blood vessel wall BV and generating an acoustic wave.
  • FIG. 3 shows the detection timing of the acoustic wave Sr generated at the blood vessel wall portion farthest from the side (probe 11) and directly detected by the probe 11 latest.
  • the horizontal axis represents time
  • the vertical axis represents the intensity of the acoustic wave, that is, the sound pressure (this corresponds to the voltage of the acoustic wave detection signal output from the probe 11).
  • the acoustic wave Sr is directly detected after the time T has elapsed since the probe 11 directly detected the acoustic wave Sf.
  • the acoustic wave Sf may travel in the opposite direction to the probe 11 and may be detected by the probe 11 after being reflected by the blood vessel wall portion farthest from the probe 11. This reflected acoustic wave is shown as Sf ′ in FIG. Since this acoustic wave Sf ′ reaches the probe 11 after reciprocating once through the blood vessel, it is detected by the probe 11 with a delay of 2T compared to the acoustic wave Sf. The phase is reversed when the acoustic wave Sf is reflected.
  • the blood vessel wall portion farthest from the probe 11 moves to the probe 11 side, and the blood vessel wall portion farthest from the probe 11 moves to the opposite side of the probe 11, so that the acoustic wave Sf and the acoustic wave
  • the phases of Sr are also opposite to each other.
  • the acoustic wave Sr is also detected directly by the probe 11, travels toward the probe 11, is reflected by the blood vessel wall portion closest to the probe 11, and is further reflected by the blood vessel wall portion farthest from the probe 11. It may be detected by the probe 11.
  • This reflected acoustic wave is shown as Sr 'in FIG.
  • this acoustic wave Sr ′ reaches the probe 11 after traveling a long distance corresponding to one round trip of the blood vessel diameter. It is detected by the probe 11 with a delay.
  • the acoustic wave Sf ′ attenuates when reflected, and thus is detected directly.
  • the sound pressure is lower than the acoustic wave Sf. Since the acoustic wave Sf ′ is reflected better as the hardness of the blood vessel wall BV is higher, the hardness of the blood vessel wall BV can be measured based on the sound pressure of the acoustic wave Sf ′ detected by the probe 11. become.
  • the photoacoustic data output from the data separation unit 24 is input to the calculation unit 44, and the calculation unit 44 indicates the peak values of the acoustic waves Sf and Sf ′.
  • the photoacoustic data indicating the peak value of the acoustic wave Sf corresponds to the signal having the peak value first among the acoustic wave detection signals output from the probe 11, and the peak value of the acoustic wave Sf ′.
  • the calculating means 44 discriminates photoacoustic data indicating each peak value of the acoustic waves Sf and Sf ′ based on the time 2T.
  • Information indicating the hardness of the blood vessel wall BV measured as described above is input to the image synthesizing means 43 as an example, where image data carrying a photoacoustic image and image data carrying an ultrasonic tomographic image Synthesized.
  • the measured hardness of the blood vessel wall is displayed as a numerical value or the like.
  • This hardness can be expressed in terms of a conventional index such as PWV (Pulse wave velocity), but is not limited to this, and may be expressed by a specific hardness index. Good.
  • the laser light source unit 13 and the light guide means 15 constitute a light source that irradiates the subject with pulsed light, and the probe 11 emits an acoustic wave emitted from the subject. It constitutes a means for detection.
  • sound pressure ratio sound pressure of the detected acoustic wave Sf ′
  • sound pressure of the detected acoustic wave Sf sound pressure of the detected acoustic wave Sf
  • the hardness of the blood vessel wall is measured based only on the sound pressure of the detected acoustic wave Sf ′, as described above, only the time 2T from the output signal of the probe 11 that first showed the peak value. It can be determined that the signal indicating the peak value output from the probe 11 with a delay indicates the peak value of the acoustic wave Sf ′.
  • another blood vessel is generated after being generated in other blood vessel wall portions. It is also possible to measure the blood vessel wall hardness using acoustic waves reflected from the wall portion.
  • the photoacoustic imaging apparatus and method of the present invention are not limited to the above embodiment, and various modifications and changes are made to the configuration of the above embodiment. What has been done is also included in the scope of the present invention.
  • the tube wall of the object whose hardness is to be measured is not limited to the blood vessel wall, and according to the method of the present invention, it is possible to measure the hardness of the lymph vessel wall in order to examine the presence or absence of cancer metastasis. is there. In that case, it is desirable to inject a contrast medium into the lymphatic vessel so that the pulsed light is well absorbed.
  • the measured hardness of the blood vessel wall such as a blood vessel wall may be recorded on a sheet by using a recording means in addition to being displayed on the display means with a predetermined numerical value, or may be directly displayed with a numerical value.
  • a recording means in addition to being displayed on the display means with a predetermined numerical value, or may be directly displayed with a numerical value.
  • “normal”, “abnormal”, “necessary observation”, “necessary inspection”, etc. corresponding to hardness may be displayed or recorded.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)

Abstract

【課題】血管等の管状の被検体の管壁硬度を、容易に測定する。 【解決手段】管状の被検体に吸収される波長のパルス光を光源(１３)から照射し、それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段(１１)により検出する。そして、検出された音響波のうち、ある被検体管壁部分で発生した後に別の被検体管壁部分で反射して音響波検出手段(１１)に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定する演算手段(４４)を設ける。

Description

管壁の硬度測定方法および装置
　本発明は血管等の管壁の硬度を測定する方法、およびその方法を実施する装置に関するものである。
　従来、例えば特許文献１や非特許文献１に示されているように、光音響効果を利用して生体の内部を画像化する光音響画像化装置が知られている。この光音響画像化装置においては、例えばパルスレーザ光等のパルス光が生体に照射される。このパルス光の照射を受けた生体内部では、パルス光のエネルギーを吸収した生体組織が熱によって体積膨張し、音響波を発生する。そこで、この音響波を超音波プローブなどで検出し、それにより得られた電気的信号（光音響信号）に基づいて生体内部を可視像化することが可能となっている。光音響画像化方法は、特定の吸光体から放射される音響波のみに基づいて画像を構築するようにしているので、生体における特定の組織、例えば血管等を画像化するのに好適である。
　光音響画像には、光吸収体である生体中の血管等を抽出して表示できる利点があり、例えば特許文献２には、このように抽出した血管を表示する技術が示されている。
　他方、臨床あるいは医学研究の場においては、動脈硬化の危険性を把握する等のために、血管壁特に動脈血管壁の硬度を正確に測定する要求が存在する。従来、血管壁の硬度測定は、主に腕から足首までの脈波の伝達速度を測るいわゆるＰＷＶ(脈波伝播速度　Pulse Wave Velocity) 検査によってなされている。
　一方、例えば癌転移の有無を検査するためにリンパ管壁の硬度を調べることもなされているが、従来、その硬度は医師等の触診により、あるいは特許文献３に示されるようにカテーテルを使用して調べられるのが一般的となっている。
特開２００５－２１３８０号公報 特表２０１０－５１２９２９号公報 特開２００８－１４２２５３号公報
A High-Speed Photoacoustic Tomography System based on a Commercial Ultrasound and a Custom Transducer Array, Xueding Wang, Jonathan Cannata, Derek DeBusschere, Changhong Hu, J. Brian Fowlkes, and Paul Carson, Proc. SPIE, Vol. 7564, 756424 (Feb.23, 2010)
　しかし、上述したＰＷＶ検査には、測定に時間を要する点で問題がある。また、触診やカテーテル使用によりリンパ管壁の硬度を調べる方法には、熟達が必要であるという難点が認められる。
　本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、血管壁やリンパ管壁等の管壁の硬度を短時間で簡単に測定することができる方法を提供することを目的とする。
　また本発明は、そのような方法を実施することができる装置を提供することを目的とするものである。
　本発明による管壁の硬度測定方法は、
　管状の被検体に吸収される波長のパルス光を光源から照射し、
　それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により検出し、
　この検出された音響波のうち、ある被検体管壁部分で発生した後に別の被検体管壁部分で反射して前記音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定することを特徴とするものである。
　この本発明による管壁の硬度測定方法においては、検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定することが望ましい。
　そしてそのようにする場合は、音響波検出手段により検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波と、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生して直接音響波検出手段に検出された音響波との強度比に基づいて被検体管壁の硬度を測定することが特に望ましい。
　また上記のように、検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定する場合は、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射した音響波を、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生して直接音響波検出手段に検出された音響波が音響波検出手段に入射した後の経過時間に基づいて判別することが好ましい。
　そして本発明による管壁の硬度測定方法は、被検体が生体の血管や、あるいは生体のリンパ管である場合に特に好適に実施されるものである。なお、リンパ管を被検体とする場合は、リンパ管に造影剤を注入した状態で音響波の検出を行うことが望ましい。
　また、本発明による管壁の硬度測定方法においては、測定した被検体管壁の硬度を表示および／または記録することが望ましい。
　他方、本発明による管壁の硬度測定装置は、
　管状の被検体に対して、該被検体に吸収される波長のパルス光を照射する光源と、
　それにより被検体から発せられた音響波をパルス光照射側から検出する音響波検出手段と、
　この検出された音響波のうち、ある被検体管壁部分で発生した後に別の被検体管壁部分で反射して前記音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定する演算部とを備えたことを特徴とするものである。
　なお上記演算部は、前記検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定するものであることが望ましい。
　演算部を上述のような構成とする場合、その演算部はより望ましくは、前記音響波検出手段により検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波と、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生して直接音響波検出手段に検出された音響波との強度比に基づいて前記硬度を測定するように構成される。
　そして、上記のように演算部が、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定するように構成される場合、その演算部はより望ましくは、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射した音響波を、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生して直接音響波検出手段に検出された音響波が音響波検出手段に入射した後の経過時間に基づいて判別するものとされる。
　また、本発明による管壁の硬度測定装置は、測定された被検体管壁の硬度を表示および／または記録する手段を備えることが好ましい。
　管壁部分で発生した後に、他の管壁部分で反射してから音響波検出手段に検出される音響波は、反射することにより減衰して音響波検出手段に入射することになる。そしてその減衰の程度は、管壁硬度がより高いほど小さいものとなる。つまり、管壁がより硬いほど、検出される反射音響波の強度は高いものとなる。
　この知見に鑑みて本発明による管壁の硬度測定方法は、ある被検体管壁部分で発生した後に別の被検体管壁部分で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定するようにしたので、本方法によれば管壁の硬度を短時間で簡単に測定可能となる。
本発明の一実施形態による管壁の硬度測定装置の概略構成を示すブロック図 血管壁における光音響信号の発生を説明する概略図 図１の装置において検出される音響波の波形を示す概略図
　以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。図１は、本発明の一実施形態である光音響画像化装置１０の基本構成を示すブロック図である。この光音響画像化装置１０は、光音響画像と超音波画像の双方を取得可能で、それに加えて、血管壁の硬度を測定する機能も備えたものであり、超音波探触子（プローブ）１１、超音波ユニット１２、レーザ光源ユニット１３、および画像表示手段１４を備えている。
　上記レーザ光源ユニット１３は所定波長のパルスレーザ光を発するもので、そこから射出されたパルスレーザ光は被検体に照射される。このパルスレーザ光は、図１では出射方向については概略的に示してあるが、例えば複数の光ファイバなどの導光手段を用いてプローブ１１まで導光され、プローブ１１の部分から被検体に向けて照射されるのが望ましい。
　プローブ１１は、被検体に対する超音波の出力（送信）、および被検体から反射して戻って来た反射超音波の検出（受信）を行う。そのためにプローブ１１は、例えば一次元に配列された複数の超音波振動子を有する。またプローブ１１は、被検体内の観察対象物がレーザ光源ユニット１３からのレーザ光を吸収することで生じた超音波（音響波）を、複数の超音波振動子によって検出する。プローブ１１は、上記音響波を検出して音響波検出信号を出力し、また上記反射超音波を検出して超音波検出信号を出力する。
　なお、プローブ１１に上述した導光手段が結合される場合は、その導光手段の端部つまり複数の光ファイバの先端部等が、複数の超音波振動子の並び方向（図１中の左右方向）に沿って配置され、そこから被検体に向けてレーザ光が照射される。以下では、このように導光手段がプローブ１１に結合される場合を例に取って説明する。
　被検体の光音響画像あるいは超音波画像を取得する際、プローブ１１は複数の超音波振動子が並ぶ一次元方向に対してほぼ直角な方向に移動され、それにより被検体がレーザ光および超音波によって二次元走査される。この走査は、検査者が手操作でプローブ１１を動かして行ってもよく、あるいは、走査機構を用いてより精密な二次元走査を実現するようにしてもよい。
　超音波ユニット１２は、受信回路２１、ＡＤ変換手段２２、受信メモリ２３、データ分離手段２４、光音響画像再構成手段２５、検波・対数変換手段２６、および光音響画像構築手段２７を有している。
　上記受信回路２１は、プローブ１１が出力した前記音響波検出信号および超音波検出信号を受信する。ＡＤ変換手段２２はサンプリング手段であり、受信回路２１が受信した音響波検出信号および超音波検出信号をサンプリングして、それぞれデジタル信号である光音響データおよび超音波データに変換する。このサンプリングは、例えば外部から入力されるＡＤクロック信号に同期して、所定のサンプリング周期でなされる。
　また超音波ユニット１２は、上記データ分離手段２４の出力を受ける超音波画像再構成手段４０に加えて、検波・対数変換手段４１、超音波画像構築手段４２、この超音波画像構築手段４２および前記光音響画像構築手段２７の出力を受ける画像合成手段４３を有している。この画像合成手段４３の出力は、例えばＣＲＴや液晶表示装置等からなる画像表示手段１４に入力される。さらに超音波ユニット１２は、送信制御回路３０、および超音波ユニット１２内の各部等の動作を制御する制御手段３１を有している。
　上記ＡＤ変換手段２２が出力した光音響データあるいは超音波データは、一旦受信メモリに格納された後、データ分離手段２４に入力される。データ分離手段２４は入力された光音響データと超音波データとを互いに分離し、光音響データは光音響画像再構成手段２５に入力させ、超音波データは超音波画像再構成手段４０に入力させる。
　レーザ光源ユニット１３は、Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅレーザ等からなるＱスイッチパルスレーザ３２と、その励起光源であるフラッシュランプ３３とを備えた固体レーザユニットである。なお以下では、特に血管を示す光音響画像を取得する場合を例に挙げて説明するが、その場合レーザ光源ユニット１３としては、血管において良好に吸収される波長のパルスレーザ光を発するものが選択利用される。
　このレーザ光源ユニット１３は、上記制御手段３１から光出射を指示する光トリガ信号を受けると、フラッシュランプ３３を点灯させてＱスイッチパルスレーザ３２を励起する。制御手段３１は、例えばフラッシュランプ３３がＱスイッチパルスレーザ３２を十分に励起させると、Ｑスイッチトリガ信号を出力する。Ｑスイッチパルスレーザ３２は、Ｑスイッチトリガ信号を受けるとそのＱスイッチをオンにし、パルスレーザ光を出射させる。
　ここで、フラッシュランプ３３の点灯からＱスイッチパルスレーザ３３が十分な励起状態となるまでに要する時間は、Ｑスイッチパルスレーザ３３の特性などから見積もることができる。なお、上述のように制御手段３１からＱスイッチを制御するのに代えて、レーザ光源ユニット１３内において、Ｑスイッチパルスレーザ３２を十分に励起させた後にＱスイッチをオンにしてもよい。その場合は、Ｑスイッチをオンにしたことを示す信号を超音波ユニット１２側に通知してもよい。
　また制御手段３１は、送信制御回路３０に、超音波送信を指示する超音波トリガ信号を入力する。送信制御回路３０はこの超音波トリガ信号を受けると、プローブ１１から超音波を送信させる。制御手段３１は、先に前記光トリガ信号を出力し、その後、超音波トリガ信号を出力する。光トリガ信号が出力されることで被検体に対するレーザ光の照射、および音響波の検出が行われ、その後、超音波トリガ信号が出力されることで被検体に対する超音波の送信、および反射超音波の検出が行われる。
　制御手段３１はさらに、ＡＤ変換手段２２に対して、サンプリング開始を指示するサンプリングトリガ信号を出力する。このサンプリングトリガ信号は、前記光トリガ信号が出力された後で、かつ超音波トリガ信号が出力される前、より好ましくは被検体に実際にレーザ光が照射されるタイミングで出力される。そのためにサンプリングトリガ信号は、例えば制御手段３１がＱスイッチトリガ信号を出力するタイミングに同期して出力される。ＡＤ変換手段２２は上記サンプリングトリガ信号を受けると、プローブ１１が出力して受信回路２１が受信した音響波検出信号のサンプリングを開始する。
　制御手段３１は、光トリガ信号を出力した後、音響波の検出を終了するタイミングで超音波トリガ信号を出力する。このとき、ＡＤ変換手段２２は音響波検出信号のサンプリングを中断せず、サンプリングを継続して実施する。言い換えれば、制御手段３１は、ＡＤ変換手段２２が音響波検出信号のサンプリングを継続している状態で、超音波トリガ信号を出力する。超音波トリガ信号に応答してプローブ１１が超音波送信を行うことで、プローブ１１の検出対象は、音響波から反射超音波に変わる。ＡＤ変換手段２２は、検出された超音波検出信号のサンプリングを継続することで、音響波検出信号と超音波検出信号とを連続的にサンプリングする。
　ＡＤ変換手段２２は、サンプリングして得られた光音響データおよび超音波データを、共通の受信メモリ２３に格納する。受信メモリ２３に格納されたサンプリングデータは、ある時点までは光音響データであり、ある時点からは超音波データとなる。データ分離手段２４は、受信メモリ２３に格納された光音響データと超音波データとを分離し、光音響データを光音響画像再構成手段２５に入力し、超音波データを超音波画像再構成手段４０に入力する。
　以下、超音波画像および光音響画像の生成、表示について説明する。超音波画像再構成手段４０は、プローブ１１が有する複数の超音波振動子毎のデータとなっている上記超音波データを加算して、１ライン分の超音波断層画像データを生成する。検波・対数変換手段４１はこの超音波断層画像データの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げた後、このデータを超音波画像構築手段４２に入力する。超音波画像構築手段４２は、検波・対数変換手段４１が出力した各ラインのデータに基づいて超音波断層画像（超音波エコー画像）を生成する。すなわちこの超音波画像構築手段４２は、例えば前述した超音波検出信号のピーク部分の時間軸方向の位置が、断層画像における深さ方向の位置に変換されるようにして超音波断層画像を生成する。
　以上の処理は、プローブ１１の走査移動に伴って逐次なされ、それにより、被検体の走査方向に亘る複数箇所に関する超音波断層画像が生成される。そしてこれらの超音波断層画像を担持する画像データは、画像合成手段４３に入力される。なお、超音波断層画像のみを単独で表示したい場合は、超音波断層画像を担持する上記画像データが画像合成手段４３を素通りさせて画像表示手段１４に送られ、この画像表示手段１４に超音波断層画像が表示される。
　次に、光音響画像の生成および表示について説明する。光音響画像再構成手段２５には、データ分離手段２４において超音波データと分離された光音響データ、つまり、血管に吸収される波長のパルスレーザ光を被検体に照射して得られた光音響データが入力される。光音響画像再構成手段２５は、プローブ１１が有する複数の超音波振動子毎のデータとなっている上記光音響データを加算して、１ライン分の光音響画像データを生成する。検波・対数変換手段２６はこの光音響画像データの包絡線を生成し、次いでその包絡線を対数変換してダイナミックレンジを広げた後、このデータを光音響画像構築手段２７に入力する。光音響画像構築手段２７は、各ライン毎の光音響画像データに基づいて光音響画像を生成する。すなわちこの光音響画像構築手段２７は、例えば光音響画像データのピーク部分の時間軸方向の位置が、断層画像における深さ方向の位置に変換されるようにして光音響画像を生成する。
　以上の処理は、プローブ１１の走査移動に伴って逐次なされ、それにより、被検体の走査方向に亘る複数箇所に関する光音響画像が生成される。そしてこれらの光音響画像を担持する画像データは画像合成手段４３に入力され、そこで前述の超音波断層画像を担持する画像データと合成され、合成されたデータが担持する画像が画像表示手段１４に表示される。この合成されたデータに基づいて表示される画像は、超音波断層画像内に、光音響画像である血管画像が示されたものとなる。なお、この血管画像は所定の色で着色して、他の部分と明確に区別されるようにしてもよい。
　次に、血管壁の硬度を測定する点について説明する。図２は、血管壁の部分から音響波が発生する様子を概略的に示すものである。ここでは、前述したように複数の光ファイバの先端部等からなる導光手段１５がプローブ１１に結合されていて、そこからパルスレーザ光Ｌが血管に向けて照射されるものとする。なお同図では、血管壁の部分をＢＶとして示している。このようにパルスレーザ光Ｌが照射されると、血管内の血液がそれを吸収して膨張することにより、血管壁ＢＶの部分が振動して音響波が発せられる。
　このとき、パルスレーザ光Ｌの照射後に最も早くプローブ１１に直接検出される音響波、つまり音響波検出手段側（プローブ１１）に最も近い血管壁部分で発生する音響波Ｓｆと、音響波検出手段側（プローブ１１）から最も遠い血管壁部分で発生して最も遅くプローブ１１に直接検出される音響波Ｓｒについて、それらの検出タイミングを図３に示す。同図における横軸は時間、縦軸は音響波の強度つまり音圧（これはプローブ１１が出力する音響波検出信号の電圧と対応する）である。ここに示される通り、プローブ１１が上記音響波Ｓｆを直接検出してから時間Ｔが経過した後に上記音響波Ｓｒが直接検出される。この時間Ｔは、音響波Ｓｒが血管の直径を進行するのに要する時間であり、つまりＴ＝音速／血管直径となる。
　上記音響波Ｓｆはプローブ１１に直接検出される他、プローブ１１とは反対方向に進行して、プローブ１１から最も遠い血管壁部分で反射してからプローブ１１に検出されることもある。この反射した音響波を図３においてはＳｆ′として示す。この音響波Ｓｆ′は、血管を１往復してからプローブ１１に到達するので、音響波Ｓｆと比べると時間２Ｔだけ遅れてプローブ１１に検出される。なお、音響波Ｓｆが反射する際にその位相は反転する。また、血管壁ＢＶが例えば膨張するとき、プローブ１１に最も遠い血管壁部分はプローブ１１側に動き、プローブ１１から最も遠い血管壁部分はプローブ１１と反対側に動くので、音響波Ｓｆと音響波Ｓｒも位相が互いに逆になる。
　一方、音響波Ｓｒも、プローブ１１に直接検出される他、プローブ１１側に進行して、プローブ１１に最も近い血管壁部分で反射し、さらにプローブ１１に最も遠い血管壁部分で反射してからプローブ１１に検出されることもある。この反射した音響波を図３においてはＳｒ′として示す。この音響波Ｓｒ′は、直接プローブ１１に入射する音響波Ｓｒと比べると、血管直径の１往復分だけ長い距離を進行してからプローブ１１に到達するので、音響波Ｓｒと比べると時間２Ｔだけ遅れてプローブ１１に検出される。
　以上述べたように直接検出される音響波Ｓｆおよび、反射してから検出される音響波Ｓｆ′の強度つまり音圧に着目すると、音響波Ｓｆ′は反射する際に減衰するので、直接検出される音響波Ｓｆよりも音圧が低いものとなる。そして音響波Ｓｆ′は、血管壁ＢＶの硬度が高いほどより良好に反射するから、プローブ１１に検出される音響波Ｓｆ′の音圧に基づいて、血管壁ＢＶの硬度を測定することが可能になる。
　そこで本実施形態では図１に示されるように、データ分離手段２４が出力した光音響データが演算手段４４に入力され、そしてこの演算手段４４が、音響波Ｓｆ、Ｓｆ′の各ピーク値を示す光音響データに基づいて、音圧比＝（検出された音響波Ｓｆ′の音圧）／（検出された音響波Ｓｆの音圧）の値から、血管壁ＢＶの硬度を演算する。なお上記音響波Ｓｆのピーク値を示す光音響データは、プローブ１１が出力する音響波検出信号の中で最初にピーク値を示した信号に対応するものであり、また音響波Ｓｆ′のピーク値を示す光音響データは、上記最初にピーク値を示した信号から時間２Ｔだけ遅れてプローブ１１が出力したピーク値を示す信号に対応するものである。演算手段４４は上記時間２Ｔに基づいて、音響波Ｓｆ、Ｓｆ′の各ピーク値を示す光音響データを判別する。
　上述のようにして測定された血管壁ＢＶの硬度を示す情報は、一例として前記画像合成手段４３に入力され、そこで、光音響画像を担持する画像データ並びに超音波断層画像を担持する画像データと合成される。それにより、画像表示手段１４に表示される画像中において、測定された血管壁の硬度が数値等で表示される。この硬度は、例えばＰＷＶ(脈波伝播速度　Pulse Wave Velocity)等、従来から一般的となっている指標に換算して示すことができるが、それに限らず、固有の硬度指標で示すようにしてもよい。
　以上の説明から明らかな通り本実施形態においては、レーザ光源ユニット１３および導光手段１５が、被検体にパルス光を照射する光源を構成し、プローブ１１が、被検体から発せられた音響波を検出する手段を構成している。
　なお上記実施形態では、音圧比＝（検出された音響波Ｓｆ′の音圧）／（検出された音響波Ｓｆの音圧）の値に基づいて血管壁硬度を測定しているが、プローブ１１から測定対象の血管壁ＢＶまでの距離やパルスレーザ光Ｌの強度等の測定条件が常に一定に保たれる場合等においては、検出された音響波Ｓｆ′の音圧のみに基づいて血管壁の硬度を測定することも可能である。しかし上記の音圧比に基づいて測定するのであれば、測定条件がまちまちになっている場合でも正確に血管壁硬度を測定可能となるので、より好ましいと言える。
　上記のように、検出された音響波Ｓｆ′の音圧のみに基づいて血管壁の硬度を測定する場合も、前述したように、最初にピーク値を示したプローブ１１の出力信号から時間２Ｔだけ遅れてプローブ１１が出力したピーク値を示す信号が、音響波Ｓｆ′のピーク値を示すものであると判別可能である。
　また、プローブ１１から最も遠い血管壁部分で発生した音響波Ｓｒを利用して血管壁硬度を測定することも可能である。そうする場合も、音圧比＝（検出された音響波Ｓｒ′の音圧）／（検出された音響波Ｓｒの音圧）の値や、検出された音響波Ｓｒ′の音圧の値に基づいて血管壁硬度を測定することができる。
　さらに、プローブ１１に最も近い血管壁部分で発生した音響波Ｓｆや、プローブ１１から最も遠い血管壁部分で発生した音響波Ｓｒを利用する他に、その他の血管壁部分で発生した後に別の血管壁部分で反射した音響波を利用して血管壁硬度を測定することも可能である。
　以上、本発明の一つの実施形態について説明したが、本発明の光音響画像化装置および方法は上記実施形態にのみ限定されるものではなく、上記実施形態の構成から種々の修正および変更を施したものも、本発明の範囲に含まれる。
　例えば、硬度を測定する対象の管壁は血管壁に限られるものではなく、本発明方法によれば、癌の転移の有無等を調べるために、リンパ管壁の硬度を測定することも可能である。なおその場合は、パルス光が良好に吸収されるように、リンパ管内に造影剤を注入することが望ましい。
　また、測定した血管壁等の管壁の硬度は、所定の数値で表示手段に表示する他、記録手段を用いて用紙に記録するようにしてもよいし、さらには、数値で直接的に表示あるいは記録する代わりに、硬度に対応した「正常」、「異常」、「要経過観察」、「要精密検査」等の表示あるいは記録を行うようにしてもよい。

Claims (14)

  1. 　管状の被検体に吸収される波長のパルス光を光源から照射し、
    　それにより被検体から発せられた音響波を音響波検出手段により検出し、
    　この検出された音響波のうち、ある被検体管壁部分で発生した後に別の被検体管壁部分で反射して前記音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定することを特徴とする管壁の硬度測定方法。
  2. 　前記検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定することを特徴とする請求項１記載の管壁の硬度測定方法。
  3. 　前記音響波検出手段により検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波と、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生して直接音響波検出手段に検出された音響波との強度比に基づいて被検体管壁の硬度を測定することを特徴とする請求項２記載の管壁の硬度測定方法。
  4. 　前記音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射した音響波を、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生して直接音響波検出手段に検出された音響波が音響波検出手段に入射した後の経過時間に基づいて判別することを特徴とする請求項２または３記載の管壁の硬度測定方法。
  5. 　音響波の強度に関しては、音響波検出手段に最も近い管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度のみに基づいて被検体管壁の硬度を測定することを特徴とする請求項２記載の管壁の硬度測定方法。　　
  6. 　前記管状の被検体を生体の血管とすることを特徴とする請求項１から５いずれか１項記載の管壁の硬度測定方法。
  7. 　前記管状の被検体を生体のリンパ管とし、該リンパ管に造影剤を注入した状態で前記音響波の検出を行うことを特徴とする請求項１から５いずれか１項記載の管壁の硬度測定方法。　　
  8. 　前記測定した被検体管壁の硬度を表示および／または記録することを特徴とする請求項１から７いずれか１項記載の管壁の硬度測定方法。
  9. 　管状の被検体に対して、該被検体に吸収される波長のパルス光を照射する光源と、
    　それにより被検体から発せられた音響波をパルス光照射側から検出する音響波検出手段と、
    　この検出された音響波のうち、ある被検体管壁部分で発生した後に別の被検体管壁部分で反射して前記音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定する演算部とを備えてなる管壁の硬度測定装置。
  10. 　前記演算部が、前記検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度に基づいて被検体管壁の硬度を測定するものであることを特徴とする請求項９記載の管壁の硬度測定装置。
  11. 　前記演算部が、前記音響波検出手段により検出された音響波のうち、音響波検出手段に最も近い管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波と、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生して直接音響波検出手段に検出された音響波との強度比に基づいて前記硬度を測定するものであることを特徴とする請求項１０記載の管壁の硬度測定装置。
  12. 　前記演算部が、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射した音響波を、音響波検出手段に最も近い被検体管壁で発生して直接音響波検出手段に検出された音響波が音響波検出手段に入射した後の経過時間に基づいて判別するものであることを特徴とする請求項１０または１１記載の管壁の硬度測定装置。
  13. 　前記演算部が、音響波の強度に関しては、音響波検出手段に最も近い管壁で発生した後に音響波検出手段から最も遠い被検体管壁で反射して音響波検出手段に検出された音響波の強度のみに基づいて被検体管壁の硬度を測定するものであることを特徴とする請求項１０記載の管壁の硬度測定装置。　　
  14. 　前記測定された被検体管壁の硬度を表示および／または記録する手段を備えたことを特徴とする請求項９から１３いずれか１項記載の管壁の硬度測定装置。
PCT/JP2012/004645 2011-07-28 2012-07-23 管壁の硬度測定方法および装置 WO2013014902A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011-165203 2011-07-28
JP2011165203A JP5653860B2 (ja) 2011-07-28 2011-07-28 管壁の硬度測定方法および装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2013014902A1 true WO2013014902A1 (ja) 2013-01-31

Family

ID=47600773

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2012/004645 WO2013014902A1 (ja) 2011-07-28 2012-07-23 管壁の硬度測定方法および装置

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP5653860B2 (ja)
WO (1) WO2013014902A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2017173494A1 (en) * 2016-04-06 2017-10-12 Csl Limited Method of treating atherosclerosis
US10913802B2 (en) 2015-07-21 2021-02-09 Dyax Corp. Monoclonal antibody inhibitor of factor XIIA
US11390687B2 (en) 2015-01-02 2022-07-19 Takeda Pharmaceutical Company Limited Bispecific antibodies against plasma kallikrein and Factor XII
US12090123B2 (en) 2017-10-10 2024-09-17 Douglas Pharmaceuticals Ltd. Extended release pharmaceutical formulation

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104510457B (zh) * 2014-12-26 2017-03-15 深圳市倍轻松科技股份有限公司 折叠式血管硬度检测仪
US12076116B2 (en) 2018-03-09 2024-09-03 Technische Universität München Sensor for tissue measurements

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1024038A (ja) * 1996-07-10 1998-01-27 Olympus Optical Co Ltd 超音波診断装置
JP2004024855A (ja) * 2002-05-08 2004-01-29 Kuresuto Japan Kk 軟骨組織の物性測定に適した光励起音響波検出装置及び光励起蛍光検出装置
JP2005052424A (ja) * 2003-08-05 2005-03-03 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置
JP2008297289A (ja) * 2007-06-04 2008-12-11 Canon Inc 造影剤及びその製造方法

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1024038A (ja) * 1996-07-10 1998-01-27 Olympus Optical Co Ltd 超音波診断装置
JP2004024855A (ja) * 2002-05-08 2004-01-29 Kuresuto Japan Kk 軟骨組織の物性測定に適した光励起音響波検出装置及び光励起蛍光検出装置
JP2005052424A (ja) * 2003-08-05 2005-03-03 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置
JP2008297289A (ja) * 2007-06-04 2008-12-11 Canon Inc 造影剤及びその製造方法

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11390687B2 (en) 2015-01-02 2022-07-19 Takeda Pharmaceutical Company Limited Bispecific antibodies against plasma kallikrein and Factor XII
US10913802B2 (en) 2015-07-21 2021-02-09 Dyax Corp. Monoclonal antibody inhibitor of factor XIIA
WO2017173494A1 (en) * 2016-04-06 2017-10-12 Csl Limited Method of treating atherosclerosis
CN109071629A (zh) * 2016-04-06 2018-12-21 杰特有限公司 治疗动脉粥样硬化的方法
US12090123B2 (en) 2017-10-10 2024-09-17 Douglas Pharmaceuticals Ltd. Extended release pharmaceutical formulation

Also Published As

Publication number Publication date
JP2013027522A (ja) 2013-02-07
JP5653860B2 (ja) 2015-01-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10548479B2 (en) Optical coherence elastography (OCE) method under acoustic radiation force excitation using OCT doppler variance methods and OCT correlation-based methods
JP5653860B2 (ja) 管壁の硬度測定方法および装置
JP5896623B2 (ja) 被検体情報取得装置およびその制御方法
JP5626903B2 (ja) カテーテル型の光音響プローブおよびそれを備えた光音響撮像装置
JP5655021B2 (ja) 光音響画像化方法および装置
JP5647583B2 (ja) 光音響分析装置および光音響分析方法
JP2004506467A (ja) 光音響を調べること及びイメージングシステム
JP5694991B2 (ja) 光音響画像化方法および装置
JP6049215B2 (ja) 光音響計測装置並びにそれに利用される信号処理装置および信号処理方法
KR20090091673A (ko) 생체 관측 장치 및 방법
JP6177530B2 (ja) ドプラ計測装置およびドプラ計測方法
JP5683383B2 (ja) 光音響撮像装置およびその作動方法
JP2019506981A (ja) 心血管診断用統合型カテーテル装置及びそれを用いた画像処理システム
JP2006204430A (ja) 断層画像取得装置
WO2013046569A1 (ja) 光音響画像生成装置及び方法
JP2012070949A (ja) 光音響画像化装置、方法、及びプログラム
JP2008523881A (ja) 体の構造を調査する装置及び方法
JP5936559B2 (ja) 光音響画像生成装置および光音響画像生成方法
JP2013128722A (ja) 光音響画像化方法および装置
JP6486085B2 (ja) 光音響波測定装置
JP2012249739A (ja) 光音響撮像装置およびその作動方法
JP2012024426A (ja) 測定装置
WO2013080539A1 (ja) 光音響画像生成装置および光音響画像生成方法
JP6328778B2 (ja) 光音響画像生成装置の作動方法および光音響画像生成装置
JP2014161428A (ja) 光音響計測装置および光音響計測方法

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 12817655

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 12817655

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1