WO2016158060A1 - 穿刺装置および光音響計測装置 - Google Patents

穿刺装置および光音響計測装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2016158060A1
WO2016158060A1 PCT/JP2016/054770 JP2016054770W WO2016158060A1 WO 2016158060 A1 WO2016158060 A1 WO 2016158060A1 JP 2016054770 W JP2016054770 W JP 2016054770W WO 2016158060 A1 WO2016158060 A1 WO 2016158060A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
needle
puncture
optical fiber
suspension
puncture needle
Prior art date
Application number
PCT/JP2016/054770
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
村越　大
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
Priority to CN201680018921.8A priority Critical patent/CN107427292B/zh
Priority to JP2017509367A priority patent/JP6374099B2/ja
Publication of WO2016158060A1 publication Critical patent/WO2016158060A1/ja
Priority to US15/711,807 priority patent/US10485631B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/30—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure
    • A61B90/35—Supports therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00064—Constructional details of the endoscope body
    • A61B1/00071—Insertion part of the endoscope body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B10/00—Other methods or instruments for diagnosis, e.g. instruments for taking a cell sample, for biopsy, for vaccination diagnosis; Sex determination; Ovulation-period determination; Throat striking implements
    • A61B10/02—Instruments for taking cell samples or for biopsy
    • A61B10/0233—Pointed or sharp biopsy instruments
    • A61B10/0266—Pointed or sharp biopsy instruments means for severing sample
    • A61B10/0275—Pointed or sharp biopsy instruments means for severing sample with sample notch, e.g. on the side of inner stylet
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/02—Subjective types, i.e. testing apparatus requiring the active assistance of the patient
    • A61B3/09—Subjective types, i.e. testing apparatus requiring the active assistance of the patient for testing accommodation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • 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
    • A61B5/0097—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying acoustic waves and detecting light, i.e. acoustooptic measurements
    • 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
    • A61B8/0833—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures
    • A61B8/0841—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures for locating instruments
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • 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
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • A61B8/5246—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from the same or different imaging techniques, e.g. color Doppler and B-mode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • A61B8/5246—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from the same or different imaging techniques, e.g. color Doppler and B-mode
    • A61B8/5253—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from the same or different imaging techniques, e.g. color Doppler and B-mode combining overlapping images, e.g. spatial compounding
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/30—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure
    • A61B2090/306—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure using optical fibres
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/30—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure
    • A61B2090/309—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure using white LEDs
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A61B2090/378—Surgical systems with images on a monitor during operation using ultrasound
    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a photoacoustic measurement apparatus that emits light toward a subject and detects the photoacoustic wave generated in the subject by receiving the light.
  • the present invention also relates to a puncture device used in the photoacoustic measurement device as described above.
  • This measurement method irradiates a subject with pulsed light having an appropriate wavelength (for example, a wavelength band of visible light, near infrared light, or mid-infrared light), and an absorbing substance in the subject is irradiated with the pulsed light.
  • a photoacoustic wave which is an elastic wave generated as a result of absorbing energy, is detected, and the concentration of the absorbing substance is quantitatively measured.
  • the absorbing substance in the subject is, for example, glucose or hemoglobin contained in blood.
  • a technique for detecting such a photoacoustic wave and generating a photoacoustic image based on the detection signal is called photoacoustic imaging (PAI: PhotoIAcoustic Imaging) or photoacoustic tomography (PAT). ing.
  • PAI photoacoustic imaging
  • PAT photoacoustic tomography
  • Patent Documents 1 and 2 show examples of such puncture needles. These Patent Documents 1 and 2 also show a puncture device in which a puncture needle is ejected to the distal end side by a biasing force generated by a compression spring or the like in order to puncture a subject with the puncture needle.
  • Patent Document 3 discloses a technique that enables confirmation of the tip position of a puncture needle by applying photoacoustic imaging.
  • a light guide member such as an optical fiber is disposed in the puncture needle so as to reach the vicinity of the tip of the puncture needle, a light absorber covering the tip of the light guide member is disposed, and the light guide member is propagated. The incident light is made to enter the light absorber from the front end of the light guide member.
  • Patent Document 4 in order to obtain a photoacoustic image of a sample in a sample collection unit of a puncture needle (needle-like applicator), the puncture needle is placed inside the puncture needle between the rear end of the puncture needle and the sample collection unit.
  • a device has been shown in which an optical fiber is inserted and the sample is irradiated with light from the tip of the optical fiber exposed in the sample collection section.
  • Patent Document 3 The technique shown in Patent Document 3 for moving the light guide member to the tip of the puncture needle is injected into the tip side by the urging force generated by the puncture device shown in Patent Documents 1 and 2, that is, a compression spring or the like.
  • the light guide member When it is intended to be applied to the puncture device, the light guide member is also pulled vigorously as the puncture needle is ejected. Therefore, if the light guide member is an optical fiber, the optical fiber is It can be cut or damaged.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and in a puncture apparatus configured to eject a puncture needle to which an optical fiber is connected by a spring or the like, the optical fiber is caused by the ejection of the puncture needle.
  • the purpose is to prevent cutting and damage.
  • a puncture device according to one aspect of the present invention is provided.
  • a puncture needle that is pierced into the subject from the tip;
  • a holding part for holding the puncture needle so as to be movable in the axial direction of the puncture needle;
  • Needle injection means for injecting the puncture needle from the retracted position to a protruding position that is a predetermined injection distance away from the retracted position on the distal end side of the puncture needle;
  • a puncture device having an optical fiber disposed in the puncture needle and guiding light from the rear end of the puncture needle, The optical fiber is fixed to the gripping portion at a fixing portion separated from the rear end of the puncture needle to the other end side of the optical fiber,
  • the optical fiber between the rear end of the puncture needle and the fixed part in the gripping part is suspended in a state where no slack occurs, and this movement is performed when the puncture needle moves between the retracted position and the protruding position. Accordingly, there is provided a
  • the “rear end” of the puncture needle means the end opposite to the front end.
  • the above “rear” means a direction opposite to the tip of the puncture needle as viewed from the rear end of the puncture needle.
  • the above-mentioned “detour length” is longer than the linear distance between the rear end of the puncture needle and the optical fiber fixing position in the grip portion (this is the same position as the fixing portion in the optical fiber). Let's say the length of the optical fiber in minutes.
  • the above-mentioned “state in which no slack occurs” means that the optical fiber is tensioned with a slight slack so that the suspension cannot be removed in addition to the state in which the optical fiber is strained so that no slack is generated. It is meant to include the state of being.
  • the above-described fiber delivery adjusting mechanism has a plurality of suspension portions for suspending the optical fiber, and moves at least one of these suspension portions in conjunction with the movement of the puncture needle, thereby allowing a plurality of suspension portions to be used.
  • the detour length of the optical fiber includes the detour length that absorbs the length of the optical fiber corresponding to the emission distance when the puncture needle is in the retracted position and the surplus length when the puncture needle is in the protruding position. It is desirable to be configured to change continuously between the detour length that absorbs water.
  • the suspension linear drive means includes, as an example, a needle ejection means and the optical fiber that transmits the moving force of the puncture needle ejected by the needle ejection means to the first suspension section. Is desirable.
  • suspension part urging means for urging the first suspension part in a direction opposite to the injection direction of the puncture needle is further provided.
  • suspension unit linear drive means when configured as described above, a contact unit that contacts the moving first suspension unit and defines the maximum moving distance of the first suspension unit is further provided. Is desirable.
  • suspension unit linear drive unit may include a needle ejection unit and a link mechanism that transmits the moving force of the puncture needle ejected by the needle ejection unit to the first suspension unit.
  • suspension part linear drive means may include needle injection means and a gear mechanism that transmits the moving force of the puncture needle injected by the needle injection means to the first suspension part.
  • the fiber delivery adjustment mechanism includes: A first suspension part for suspending an optical fiber extending rearward from the rear end of the puncture needle to change the extending direction of the optical fiber; A second suspension part for suspending and guiding the optical fiber that has passed through the first suspension part; Suspension part linear drive means for moving the second suspension part in a direction opposite to the injection direction of the puncture needle in conjunction with the injection operation of the puncture needle; It may be comprised including.
  • the suspension part linear drive means includes a needle ejection means and a link for transmitting the moving force of the puncture needle ejected by the needle ejection means to the second suspension part. It is desirable to include a mechanism.
  • suspension part linear drive means may include a needle injection means and a gear mechanism that transmits the moving force of the puncture needle injected by the needle injection means to the second suspension part.
  • the first suspension part and the second suspension part are arranged in a state in which the optical fiber is suspended in an S shape.
  • the fiber delivery adjustment mechanism is A first suspension part for suspending an optical fiber extending rearward from the rear end of the puncture needle and changing the extending direction of the optical fiber; A second suspension part for suspending and guiding the optical fiber that has passed through the first suspension part; A rotating pedestal holding a first suspension part and a second suspension part and made rotatable about an axis perpendicular to a surface on which an optical fiber suspended by these two suspension parts extends; , Suspension part rotation drive means for rotating the rotary base in conjunction with the injection operation of the puncture needle in a direction in which the first suspension part approaches the puncture needle; It may be comprised including.
  • surface on which the optical fiber extends means one surface including the center line of the optical fiber.
  • the suspension unit rotation driving unit includes a needle injection unit and a link mechanism that transmits the moving force of the puncture needle injected by the needle injection unit to the rotary base.
  • the suspension part rotation driving means may include a needle injection means and a gear mechanism that transmits the moving force of the puncture needle injected by the needle injection means to the rotary base.
  • At least one of the first suspension unit and the second suspension unit is configured to suspend the optical fiber on the pulley.
  • At least one of the first suspension unit and the second suspension unit suspends the optical fiber on a member having a convex curved surface that slides the optical fiber. It may be configured.
  • guide means for changing the extending direction of the optical fiber may be further provided between the rear end of the puncture needle and the first suspension part.
  • the rear end of the puncture needle is fixed to the base, and the puncture needle is ejected through the base.
  • the needle ejection means is configured to eject the puncture needle by a spring force.
  • the puncture needle is preferably a biopsy needle having a concave sampling portion cut inward from the outer peripheral surface.
  • the puncture needle includes a hollow tubular outer needle and an inner needle that is accommodated in the outer needle and is movable in the tube axis direction of the outer needle.
  • An inner needle in the puncture needle unit is desirable.
  • an outer needle ejection means for ejecting the outer needle in the same direction as the ejection direction of the inner needle that is the puncture needle may be further provided.
  • the photoacoustic measurement device is characterized by including the puncture device according to the present invention described above.
  • the puncture device suspends the optical fiber between the rear end of the puncture needle and the fixed portion of the gripping part in a state where no slack occurs, and the puncture needle has a retracted position and a protruding position. It is configured to continuously change the detour length according to the movement of the puncture needle when moving between, and maintain the state where the optical fiber is suspended without slack. This can prevent the optical fiber from being cut or damaged.
  • FIG. 4 Schematic which shows the whole structure of the photoacoustic measuring device by one Embodiment of this invention. Schematic which shows three states at the time of use of the puncture apparatus by 1st Embodiment of this invention. Schematic diagram showing the configuration of the puncture apparatus according to the first embodiment of the present invention in a block form
  • the partially broken side view which shows the puncture apparatus of the said 1st Embodiment FIG. 4 is a partially broken side sectional view showing the puncture device of FIG. 4 in another state.
  • the partially broken side sectional view which shows the puncture apparatus by 2nd Embodiment of this invention The partially broken side sectional view which shows the place where the puncture apparatus of FIG.
  • FIG. 6 exists in another state
  • FIG. 8 is a partially broken side sectional view showing the puncture device of FIG. 8 in another state.
  • the side view which shows another example of the suspension part linear drive means applied to this invention The partially broken side sectional view which shows the puncture apparatus by 3rd Embodiment of this invention
  • FIG. 13 is a partially broken side sectional view showing the puncture device of FIG. 13 in another state.
  • FIG. 15 is a partially broken side sectional view showing the puncture device of FIG. 15 in another state.
  • Schematic which shows the whole structure of the photoacoustic measuring device by another embodiment of this invention.
  • Schematic which shows the whole structure of the photoacoustic measuring device by another embodiment of this invention.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing the overall configuration of the photoacoustic measurement apparatus 10 of the present embodiment.
  • the shape of the probe 11 and the puncture apparatus 15 mentioned later is shown schematically.
  • the photoacoustic measuring apparatus 10 of this embodiment has a function which produces
  • a probe ultrasonic probe
  • a laser unit 13 a laser unit 13
  • a display unit 14 a puncture device 15 and the like.
  • the probe 11 has, for example, a function of irradiating measurement light and ultrasonic waves toward a subject M that is a living body, and a function of detecting an acoustic wave U propagating in the subject M. That is, the probe 11 can perform irradiation (transmission) of ultrasonic waves to the subject M, and detection (reception) of reflected ultrasonic waves (reflected acoustic waves) reflected by the subject M and returning. Further, the probe 11 can detect photoacoustic waves generated in the subject M.
  • acoustic wave is a term including ultrasonic waves and photoacoustic waves.
  • ultrasonic wave means an elastic wave transmitted by the probe and its reflected wave
  • photoacoustic wave means an elastic wave emitted when the absorber 19 absorbs measurement light.
  • absorber 19 in the subject M include blood vessels and metal members.
  • the probe 11 includes a transducer array 20 that is an acoustic wave detection element, and a total of two light emitting units 40 that are disposed on both sides of the transducer array 20 with the transducer array 20 in between. And a housing 41 in which the transducer array 20 and the two light emitting portions 40 are housed.
  • the transducer array 20 also functions as an ultrasonic transmission element.
  • the transducer array 20 is connected to the ultrasonic wave transmission circuit in the transmission control circuit 33 and the acoustic wave reception circuit in the reception circuit 21 through the wiring 20a.
  • the probe 11 is connected with an optical fiber 42 as a connecting portion for guiding laser light L, which is measurement light emitted from a laser unit 13 described later, to the light emitting portion 40.
  • the transducer array 20 is composed of, for example, a plurality of ultrasonic transducers arranged one-dimensionally or two-dimensionally.
  • the ultrasonic vibrator is a piezoelectric element made of a polymer film such as piezoelectric ceramics or polyvinylidene fluoride (PVDF).
  • the ultrasonic transducer has a function of converting the received acoustic wave U into an electrical signal.
  • the electric signal output from the transducer array 20 is input to a receiving circuit 21 described later.
  • probes 11 corresponding to sector scanning, those corresponding to linear scanning, those corresponding to convex scanning, etc. are prepared, and an appropriate one is selected and used according to the imaging region.
  • the transducer array 20 may include an acoustic lens.
  • the ultrasonic transducer has a function of transmitting ultrasonic waves. That is, when an alternating voltage is applied to the ultrasonic vibrator, the ultrasonic vibrator generates an ultrasonic wave having a frequency corresponding to the frequency of the alternating voltage. Note that transmission and reception of ultrasonic waves may be separated from each other. That is, for example, ultrasonic waves may be transmitted from a position different from the probe 11, and reflected ultrasonic waves with respect to the transmitted ultrasonic waves may be received by the probe 11.
  • the light emitting unit 40 is a part that irradiates the subject M with the laser light L guided by the optical fiber 42.
  • the two light emitting units 40 are arranged with the transducer array 20 in between, for example, the elevation direction of the transducer array 20 (when a plurality of ultrasonic transducers are arranged one-dimensionally, the arrangement direction thereof) In a direction perpendicular to the direction parallel to the detection surface).
  • the laser unit 13 has a flash lamp excitation Q-switch solid-state laser such as a Q-switch alexandrite laser, for example, and emits laser light L as measurement light to be irradiated onto the subject M.
  • the laser unit 13 is configured to receive a trigger signal from the control unit 34 of the ultrasonic unit 12 and output the laser light L.
  • the laser unit 13 preferably outputs pulsed laser light L having a pulse width of 1 to 100 nsec (nanoseconds).
  • the wavelength of the laser light L is appropriately selected according to the light absorption characteristics of the absorber 19 in the subject M to be measured.
  • the wavelength when the measurement target is hemoglobin in a living body, that is, when imaging a blood vessel, it is generally preferable that the wavelength be a wavelength belonging to the near-infrared wavelength region.
  • the near-infrared wavelength region means a wavelength region of about 700 to 850 nm.
  • the wavelength of the laser beam L is naturally not limited to this.
  • the laser beam L may be a single wavelength or may include a plurality of wavelengths such as 750 nm and 800 nm. When the laser light L includes a plurality of wavelengths, light of these wavelengths may be irradiated to the subject M at the same time, or may be irradiated while being switched alternately.
  • the laser unit 13 is also capable of outputting laser light in the near-infrared wavelength region as well as YAG-SHG (Second harmonic generation) -OPO (Optical Parametric Oscillation). : Optical parametric oscillation) laser, Ti-Sapphire (titanium-sapphire) laser, or the like.
  • the optical fiber 42 guides the laser light L emitted from the laser unit 13 to the two light emitting units 40.
  • the optical fiber 42 is not particularly limited, and a known one such as a quartz fiber can be used.
  • one thick optical fiber may be used, or a bundle fiber in which a plurality of optical fibers are bundled may be used.
  • the bundle fiber is arranged so that the laser light L is incident from the light incident end face of the bundled fiber portion, and the fiber portion branched into two of the bundle fiber is used.
  • the light emitting portions 40 are coupled to the light emitting end surfaces, respectively.
  • the ultrasonic unit 12 includes a reception circuit 21, a reception memory 22, a data separation unit 23, a photoacoustic image generation unit 24, an ultrasonic image generation unit 29, a display control unit 30, a transmission control circuit 33, and a control unit 34.
  • the control unit 34 controls each unit of the photoacoustic measurement apparatus 10, and includes a trigger control circuit (not shown) in the present embodiment.
  • This trigger control circuit sends a light trigger signal to the laser unit 13 when acquiring a photoacoustic image, for example.
  • the flash lamp of the excitation source is turned on in the Q-switch solid-state laser of the laser unit 13, and excitation of the laser rod is started. While the excited state of the laser rod is maintained, the laser unit 13 can output the laser light L.
  • the control unit 34 then transmits a Q switch trigger signal from the trigger control circuit to the laser unit 13. That is, the control unit 34 controls the output timing of the laser light L from the laser unit 13 by this Q switch trigger signal. Further, the control unit 34 transmits a sampling trigger signal to the receiving circuit 21 in synchronization with the transmission of the Q switch trigger signal.
  • This sampling trigger signal defines the start timing of the photoacoustic signal sampling in the AD converter (Analog-to-Digital converter) of the receiving circuit 21. As described above, by using the sampling trigger signal, it is possible to sample the photoacoustic signal in synchronization with the output of the laser light L.
  • the control unit 34 transmits an ultrasonic transmission trigger signal that instructs the transmission control circuit 33 to perform ultrasonic transmission when acquiring an ultrasonic image.
  • the transmission control circuit 33 transmits ultrasonic waves from the probe 11.
  • the control unit 34 transmits a sampling trigger signal to the receiving circuit 21 in synchronization with the timing of ultrasonic transmission, and starts sampling of the reflected ultrasonic signal.
  • the receiving circuit 21 receives the detection signal output from the probe 11 and stores the received detection signal in the reception memory 22.
  • the reception circuit 21 typically includes a low noise amplifier, a variable gain amplifier, a low-pass filter, and an AD converter.
  • the detection signal of the probe 11 is amplified by a low noise amplifier, then gain adjusted according to the depth by a variable gain amplifier, a high frequency component is cut by a low-pass filter, converted to a digital signal by an AD converter, and received.
  • the receiving circuit 21 is composed of, for example, one IC (Integrated Circuit).
  • the probe 11 outputs a photoacoustic wave detection signal and a reflected ultrasonic detection signal. Accordingly, digitized photoacoustic waves and reflected ultrasonic detection signals (sampling data) are stored in the reception memory 22.
  • the data separation unit 23 reads sampling data (photoacoustic data) of the photoacoustic wave detection signal from the reception memory 22 and transmits it to the photoacoustic image generation unit 24. Further, the data separation unit 23 reads sampling data (reflection ultrasonic data) of the reflected ultrasonic detection signal from the reception memory 22 and transmits it to the ultrasonic image generation unit 29.
  • the photoacoustic image generation unit 24 adds the photoacoustic data stored in the reception memory 22 to each other with a delay time corresponding to the position of the transducer array 20 of the probe 11 to reconstruct data for one line, Data of a tomographic image (photoacoustic image) is generated based on the photoacoustic data of each line.
  • this photoacoustic image generation part 24 may replace with a delay addition method, and may perform a reconfiguration
  • the photoacoustic image generation unit 24 may perform reconstruction using a Hough transform method or a Fourier transform method.
  • the photoacoustic image generation unit 24 outputs the photoacoustic image data generated as described above to the display control unit 30.
  • the ultrasonic image generation unit 29 performs processing similar to that for the photoacoustic data on the reflected ultrasonic data stored in the reception memory 22 to obtain tomographic image (ultrasonic image) data. Generate.
  • the ultrasonic image generation unit 29 outputs the ultrasonic image data generated as described above to the display control unit 30.
  • the display control unit 30 causes the display unit 14 to display a photoacoustic image based on the photoacoustic image data and an ultrasonic image based on the ultrasonic image data. These two images are displayed separately or combined and displayed on the display unit 14 as a combined image. In the latter case, the display control unit 30 performs image composition by superimposing a photoacoustic image and an ultrasonic image, for example. Thus, if an ultrasonic image is generated and displayed in addition to the photoacoustic image, a portion that cannot be imaged by the photoacoustic image can be observed in the ultrasonic image.
  • the tissue such as bones and nerves depicted in the ultrasound image is used as a landmark, and the photoacoustic image can be observed independently at which position, for example, the blood vessel or the puncture needle indicated by the photoacoustic image exists. It becomes easier to understand than when you do.
  • image position shift due to the acquisition timing of the photoacoustic image and the ultrasonic image can be reduced by alternately acquiring the ultrasonic image and the photoacoustic image.
  • a three-dimensional image can be constructed by scanning the probe 11 in the above-described elevation direction with respect to the subject M so as to obtain a plurality of photoacoustic images or ultrasonic images.
  • the scanning may be performed by the operator manually moving the probe 11 or may be performed using an automatic scanning mechanism.
  • a puncture device 15 including a biopsy needle that is a kind of puncture needle is provided.
  • the puncture device 15 is for puncturing a biopsy needle into the subject M and collecting a biological tissue (biological sample) inside the subject M.
  • the puncture device 15 includes an optical fiber 16 as a light guide member, and the optical fiber 16 is connected to the laser unit 13.
  • the puncture device 15 includes a hollow tubular outer needle 50 held by a grasping portion (handle) 55 to be grasped by an operator, and is movable relative to the outer needle 50 in the tube axis direction. And an inner needle 60 disposed in the hollow portion.
  • the inner needle 60 has a rod shape, and the axial direction thereof coincides with the tube axis direction of the outer needle 50. That is, the inner needle 60 relatively moves within the outer needle 50 in its own axial direction.
  • the above-described optical fiber 16 is connected to the inner needle 60. In FIG. 2, illustration of the arrangement state of the optical fiber 16 in the grip portion 55 and the inner needle 60 is omitted.
  • the outer needle 50 is made of metal, for example, and the tip 51 is cut obliquely.
  • the inner needle 60 is made of, for example, a metal substantially columnar member, and the tip 61 thereof is also cut obliquely.
  • the outer needle 50 and the inner needle 60 are combined in a state where the cutting directions of the tips differ from each other by, for example, 180 ° to constitute a puncture needle unit.
  • the distal end 51 of the outer needle 50 and the distal end 61 of the inner needle 60 are end portions on the side opposite to the side to which the optical fiber 16 is connected, on the side where the subject M is punctured.
  • the inner needle 60 is provided with a sample collection part 62 at a position spaced a predetermined distance from the front end to the rear end.
  • the sample collection part 62 is a concave part cut inward from the peripheral surface 60 a of the inner needle 60.
  • the rear end portions of the outer needle 50 and the inner needle 60 that is, the end portion on the side where a needle base to be described later is mounted are accommodated. Further, in the grasping portion 55, needle ejection means for ejecting the outer needle 50 and the inner needle 60 to the front end side is provided for each needle. The needle injection means and the base will be described in detail later.
  • the tip 51 of the outer needle 50 and the tip 61 of the inner needle 60 are substantially aligned, and the subject M (the subject M (the living needle 50 and the inner needle 60) are living bodies. It is punctured inside (see FIG. 1). At this time, the outer needle 50 and the inner needle 60 are inserted so that their tips 51 and 61 are positioned slightly in front of the sample collection site of the subject M.
  • the puncture operation described above is performed by the operator holding the grip portion 55 of the puncture device 15.
  • the inner needle 60 is ejected (moved forward) by the needle ejection means, and the sample collection part 62 is sent into the sample collection site.
  • the outer needle 50 is moved forward to a position where the tip 51 exceeds the sample collection part 62.
  • the forward movement of the outer needle 50 is also performed by the needle ejection means. Therefore, the biological sample is cut by the outer needle tip 51, and the cut sample is held in the sample collecting unit 62 in the outer needle 50.
  • the outer needle 50 and the inner needle 60 are removed from the subject M, and the outer needle 50 is retracted toward the gripping portion 51, and the sample held in the sample collecting portion 62 is taken out.
  • FIGS. 3 schematically shows the components of the puncture device 15 in a block form
  • FIGS. 4 and 5 show the puncture device 15 in the direction of use when the central axes of the outer needle 50 and the inner needle 60 are shown. It is shown cut by a vertical plane.
  • the “direction when in use” is a direction in which the bottom surface 62a of the sample collection unit 62 shown in FIG. 2 is directed upward in the vertical direction.
  • the puncture device 15 includes a fiber delivery adjustment mechanism 52, an inner needle holder 53, and a grip portion 55.
  • An outer needle holding portion 54 is provided.
  • the inner needle holding portion 53 In the inner needle holding portion 53, an inner needle base 70 and an inner needle ejecting means 71 to which the rear end portion of the inner needle 60 is fixed are attached.
  • the inner needle holding portion 53 has an inner needle guide portion 53a that defines a space extending in the left-right direction in the figure, and a front wall 53b that is a front end of the space.
  • the inner needle base 70 is disposed in the space and is held along the inner needle guide portion 53a so as to be movable in the horizontal direction in the drawing, that is, in the axial direction of the inner needle 60.
  • the inner needle injecting means 71 injects (moves forward) the inner needle base 70 which is movable as described above in the left direction in the drawing, that is, toward the distal end 61 side of the inner needle 60.
  • the inner needle base 70 Prior to this injection, the inner needle base 70 is in the position shown in FIG. In this state, the inner needle 60 is at the position (retracted position) shown in FIG.
  • the inner needle base 70 moves forward to a position where the front end 70 a contacts the front wall 53 b of the inner needle holding portion 53.
  • the inner needle 60 comes to the position (protrusion position) shown in FIGS. 2B and 2C. That is, the front wall 53b, which is a contact portion in the present invention, accurately defines the maximum moving distance of the inner needle 60.
  • an outer needle base 72 and an outer needle injection means 73 that fix the rear end portion of the outer needle 50 are attached in the outer needle holding portion 54.
  • the outer needle holding portion 54 has an outer needle guide portion 54a that defines a space extending in the left-right direction in the drawing, and a front wall 54b that is a front end of the space.
  • the outer needle base 72 is disposed in the space and is held so as to be movable in the left-right direction in the drawing, that is, in the axial direction of the outer needle 50 along the outer needle guide portion 54a.
  • the outer needle injecting means 73 injects the outer needle base 72, which is movable as described above, in the left direction in the figure, that is, toward the tip 51 (see FIG. 2) side of the outer needle 50.
  • the outer needle base 72 Prior to this injection, the outer needle base 72 is in the position shown in FIG. In this state, the outer needle 50 is in the position (retracted position) shown in FIGS. When the injection is performed, the outer needle base 72 moves forward to a position where the front end 72a contacts the front wall 54b of the outer needle holding portion 54. At this time, the outer needle 50 comes to the position (protruding position) shown in FIG.
  • the outer needle 50 can be moved forward and backward through an opening 55 a provided in the front wall portion of the grip portion 55. Further, since the inner needle 60 is housed in the outer needle 50 as described above so as to be movable in the tube axis direction of the outer needle 50, it can be moved forward and backward in the form of passing through the opening 55a. It has become.
  • the tip 16a (the left end in FIG. 3 and one end of the optical fiber in the present invention) is positioned in the vicinity of the tip 61 of the inner needle 60, and the optical fiber 16 indicated by a thick line in the figure. Is arranged.
  • the optical fiber 16 is disposed by, for example, forming an inner hole extending over the entire length in the inner needle 60 and inserting the optical fiber 16 through the inner hole. Light enters the optical fiber 16 from the side of the rear end (the right end in FIG. 3 and the other end of the optical fiber in the present invention). The optical fiber 16 guides this light and emits it from the tip 16a.
  • a light absorber 64 is disposed near the tip 61 of the inner needle 60 so as to cover the tip 16 a of the optical fiber 16.
  • the light absorber 64 is made of a material that absorbs light emitted from the tip 16a of the optical fiber 16, for example, a synthetic resin such as an epoxy resin, a fluorine resin, or a polyurethane resin mixed with a black pigment.
  • the tip 16a is located in the vicinity of the tip 61 of the inner needle 60” means light emitted from the tip 16a of the optical fiber 16 in a state where the inner needle 60 is punctured inside the subject M.
  • the tip 16a of the optical fiber 16 is at a position where the photoacoustic wave emitted from the light absorber 64 that has absorbed the light propagates outward from the tip 61 of the inner needle 60 and can be detected by the probe 11 of FIG. Say that it exists.
  • the above-described light absorber 64 also acts as an adhesive, and bonds and fixes the optical fiber 16 to the inner needle 60. Note that the optical fiber 16 may be more firmly fixed to the inner needle 60 using an adhesive or the like other than this.
  • the outer diameter of the portion of the inner needle 60 where the sample collection part 62 is not formed is about 0.9 to 1.2 mm, and the outer diameter of the optical fiber 16 is about 0.1 to 0.2 mm.
  • the optical fiber 16 is preferably thinner in the range that does not impair the light guide property from the viewpoint that it is easy to handle between the laser unit 13 and the grip portion 55 and is not easily broken.
  • the biopsy needle is defined by JIS T-3228 “Biopsy needle for collecting biological tissue”. Among these, the thickness of the inner needle is described as “A.1.2 Thickness of the inner needle with the specimen collection space for histological examination (thickness)” to ensure the rigidity, but the numerical value is specified in particular.
  • the outer diameter of the inner needle 60 is also an example.
  • the optical fiber 16 is emitted from the laser unit 13 shown in FIG.
  • the incident light enters from the rear end side (right end side in FIG. 3).
  • this light is the same laser light L as the light emitted from the probe 11.
  • This light propagates in the optical fiber 16, exits from the tip 16 a of the optical fiber 16, and is absorbed by the light absorber 64.
  • a photoacoustic wave is emitted from the portion of the light absorber 64 that has absorbed light, that is, from the portion near the tip of the optical fiber 16.
  • the laser beam L is also emitted from the probe 11 shown in FIG. 1, so that the photoacoustic image of the subject M is displayed on the display unit as described above. 14 is displayed. At this time, a photoacoustic wave is emitted from the portion of the light absorber 64 close to the tip 16a of the optical fiber 16 as described above, and this photoacoustic wave is detected by the probe 11. A photoacoustic image is also displayed on the display unit 14 together.
  • the surgeon refers to this display and the tip 16a of the optical fiber 16, that is, the tip 61 of the inner needle 60 is detected. Since it is possible to confirm where it is located, it is possible to perform safe puncture and appropriate tissue collection when collecting a biological sample.
  • FIGS. 2 and 3 the same elements as those in FIGS. 2 and 3 described above are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted unless necessary (the same applies hereinafter). .
  • FIG. 4 is a partially broken side view showing the puncture device 15 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the retracted position described above.
  • FIG. 5 is a partially broken side view showing the puncture device 15 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position described above.
  • the first suspension portion 81 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position is also indicated by a broken line.
  • the inner needle base 70 is composed of, for example, a disk-shaped member.
  • the inner needle injection means 71 includes a coil spring 71a and a trigger member 71b having a shape as shown in the figure.
  • the trigger member 71b has a triangular piece-like lower portion and an upper portion that slightly protrudes outward from the opening of the grip portion 55, and is held so as to be reciprocally rotatable around the rotation shaft 71c.
  • the inner needle base 70 is prevented from moving forward by the trigger member 71b while the coil spring 71a is compressed, and sets the inner needle 60 to the retracted position.
  • the inner needle base 70 pushes the lower slope of the trigger member 71b, thereby causing the trigger member 71b to move on the rotation shaft 71c. 4 is rotated counterclockwise in the figure, and the vehicle goes over the slope and returns to the state shown in FIG. As a result, the coil spring 71a is compressed again and returns to the stored state.
  • the configuration for injecting the outer needle 50 is basically the same as described above. That is, the outer needle base 72 is made of, for example, a disk-shaped member.
  • the outer needle injection means 73 includes a coil spring 73a and a trigger member 73b having a shape as shown in the drawing.
  • the trigger member 73b has a triangular piece-like lower portion and an upper portion slightly protruding outward from the opening of the grip portion 55, and is held so as to be reciprocally rotatable around the rotation shaft 73c.
  • the outer needle base 72 is prevented from moving forward by the trigger member 73b in a state where the coil spring 73a is compressed, and sets the outer needle 50 to the retracted position.
  • the outer needle base 72 pushes the lower slope of the trigger member 73b, thereby causing the trigger member 73b to turn the rotation shaft 73c. 4 is rotated counterclockwise in the figure, and the vehicle goes over the slope and returns to the state shown in FIG. Thereby, the coil spring 73a is compressed again and returns to the stored state.
  • the operation of retracting the outer needle 50 or the inner needle 60 is not limited to manual operation, and may be performed using a spring force or the like.
  • the optical fiber 16 is fixed to the grip portion 55 at a fixing portion 16F that is separated from the rear end of the inner needle 60 toward the rear end of the optical fiber 16.
  • the rear end of the inner needle 60 coincides with the rear end of the inner needle base 70.
  • the length of the optical fiber 16 from the part aligned with the rear end of the inner needle 60 to the fixing part 16F is such that the rear end of the inner needle 60 and the grip portion 55 when the inner needle 60 is in the projecting position.
  • the fiber delivery adjusting mechanism 52 suspends the optical fiber 16 between the rear end of the inner needle 60 and the optical fiber fixing position 55b in a state in which no slack occurs, and the inner needle 60 has a retracted position and a protruding position.
  • the detour length is continuously changed according to the movement, and the state in which the optical fiber 16 is not slack is maintained.
  • state in which no slack occurs means that the optical fiber 16 is in tension so that no slack is generated, and that the optical fiber 16 is in tension with a slight slack so that the suspension cannot be removed.
  • the above-mentioned “detour length” refers to the length of the optical fiber that is longer than the linear distance between the rear end of the inner needle 60 and the optical fiber fixing position 55b.
  • the fiber delivery adjusting mechanism 52 suspends the optical fiber 16 extending rearward from the rear end of the inner needle 60 and changes the extending direction of the optical fiber 16, and the light passing through the first suspension portion 81.
  • the second suspension portion 82 that suspends the fiber 16 and guides it backward, and the first suspension portion 81 are linked with the injection operation of the inner needle 60 in the same direction as this injection direction, that is, on the left side in FIG. And a suspension linear drive means to be moved.
  • the first suspension portion 81 and the second suspension portion 82 are each configured to suspend the optical fiber 16 on a rotating pulley, and the optical fiber 16 is substantially S-shaped by the suspension portions 81 and 82. Suspended by.
  • the suspension part linear drive means includes the above-described inner needle injection means 71 and the optical fiber 16 that transmits the moving force of the inner needle 60 emitted by the inner needle injection means 71 to the first suspension part 81. And a pedestal 80.
  • the pedestal 80 is held in the fiber delivery adjusting mechanism 52 by a guide holding means (not shown) so as to be movable in the same direction as the movement direction of the inner needle 60, that is, in the left-right direction in FIG.
  • the pedestal 80 that is, the first suspension portion 81 is urged in a direction opposite to the injection direction of the inner needle 60, that is, rightward in FIG. 4 by suspension portion urging means such as a spring (not shown).
  • the urging force is set to be smaller than the radiant power of the coil spring 71a constituting the inner needle injection means 71.
  • the length of the optical fiber 16 that is detoured by the first suspension part 81 and the second suspension part 82 is continuously shortened. Therefore, the optical fiber 16 between the rear end of the inner needle 60 and the optical fiber fixing position 55b of the gripping portion 55 is maintained in a state where there is no slack and no large tension acts. Thereby, the optical fiber 16 is prevented from being cut or damaged due to the injection of the inner needle 60, and the optical fiber 16 is detached from the first suspension part 81 or the second suspension part 82. Is also prevented.
  • the situation where the optical fiber 16 is broken or damaged as described above is not only when the optical fiber is connected to the puncture needle for photoacoustic imaging, but as shown in Patent Document 4, for example.
  • the same can occur when the optical fiber is connected to the puncture needle for other purposes such as illumination.
  • the above-described detour length of the optical fiber 16 is the length of the optical fiber 16 corresponding to the inner needle ejection distance (the distance between the retracted position and the protruding position) when the inner needle 60 is in the retracted position. And it changes continuously with the movement of the inner needle 60 from the relatively long detour length that absorbs the extra length described above to the relatively short detour length that absorbs only the extra length when the inner needle 60 is in the protruding position. To do.
  • the pedestal 80 is urged by the suspension urging means such as the spring described above. To the position indicated by the solid line.
  • FIG. 6 is a partially broken side view showing the puncture device 215 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the retracted position described above.
  • FIG. 7 is a partially broken side view showing the puncture device 215 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position described above.
  • the 1st suspension part 81 when the outer needle 50 and the inner needle 60 exist in a protrusion position is collectively shown with the broken line.
  • the optical fiber fixing position 55b of the grip portion 55 is the same position as the fixing portion 16F in the optical fiber 16.
  • the puncture device 215 of this embodiment is replaced with the 1st suspension part 81 and the 2nd suspension part 82 which suspended the optical fiber 16 on the rotating pulley compared with the puncture apparatus 15 of 1st Embodiment.
  • the difference is that the first suspension portion 84 and the second suspension portion 85 are applied so as to suspend the optical fiber 16 on a member having a convex curved surface.
  • a columnar member or a member having a shape obtained by cutting the columnar member in a state in which a part of the peripheral surface is left is preferably used.
  • a member having a shape in which a cylindrical member is divided in half by a plane including the central axis is used as an example of the latter member.
  • Such a member is desirably a member having a small coefficient of friction on the convex curved surface, and can be produced by using, for example, a synthetic resin.
  • the suspension linear drive means for moving the first suspension 84 in the same direction as the injection direction in conjunction with the injection operation of the inner needle 60 is the same as in the first embodiment.
  • the inner needle injection means 71, the optical fiber 16 that transmits the moving force of the inner needle 60 emitted by the inner needle injection means 71 to the first suspension portion 84, and the base 80 are configured.
  • the puncture device 115 shown in these drawings is a modification of the puncture device 15 of the first embodiment, and the configuration other than the suspension linear drive means described later is basically the same as the configuration of the puncture device 15 described above. 8 and 9 is also the same as that shown in FIGS.
  • the suspension part linear drive means of the present example includes a moving base 90 that is mounted with the first suspension part 81 and is movable in the movement direction of the inner needle 60, that is, the left-right direction in the figure, a rod-shaped link member 91, An inner needle base 70 and an inner needle injection means 71 are included.
  • the link member 91 constitutes a link mechanism together with the movable table 90, and has engaging pins 92 and 93 in the vicinity of the upper end and the vicinity of the lower end, respectively.
  • the upper engaging pin 92 is engaged with a connecting portion (not shown) connected to the inner needle base 70.
  • the lower engaging pin 93 includes a long hole 90a provided in the moving base 90 and a long hole 94 (shown by a broken line in the figure) formed in a guide member (not shown) provided in the grip portion 55. Engage with both.
  • the moving table 90 and the link member 91 constitute a link mechanism in the present invention.
  • the optical fiber fixing position 55 b of the grip portion 55 is the same position as the fixing portion 16 F in the optical fiber 16.
  • the force with which the inner needle ejecting means 71 ejects the inner needle 60 from the state of FIG. 8 is transmitted from the engaging pin 92 portion to the link member 91 via the inner needle base 70 and the connecting portion. Is done.
  • the link member 91 moves forward together with the inner needle base 70 and moves the moving base 90 to the left in the drawing via the engagement pin 93.
  • the moving amount of the moving base 90 is also set to a predetermined value. In this way, the first suspension portion 81 mounted on the moving base 90 moves in conjunction with the injection of the inner needle 60 from the position shown in FIG. 8 to the position shown in FIG.
  • the suspension part linear drive means of this example includes a movement base 100 that is mounted with the first suspension part 81 and is movable in the movement direction of the inner needle 60, that is, the left-right direction in the figure, and the vicinity of the front end of the movement base 100
  • a rack 101 which is attached upward to the portion and extends in a direction parallel to the moving direction of the inner needle 60, an inner needle base 170 having an L-shaped cross section used in place of the inner needle base 70 of FIG.
  • a rack 102 attached downward to the lower surface of the inner needle base 170 and extending in a direction parallel to the moving direction of the inner needle 60, a pinion (spur gear) 103 meshing with the rack 102, the pinion 103 and the rack 101 And a pinion 104 that meshes with each other.
  • the force with which the coil spring 71a constituting the inner needle injection means in the state of FIG. 10 injects the inner needle 60 is further passed through the inner needle base 170, and the rack 102, pinion 103, pinion 104 and rack 101. Is transmitted to the movable table 100 through a gear mechanism. As a result, the movable table 100 moves forward, and the first suspension portion 81 mounted on the movable table 100 is ejected from the position shown in FIG. 10 in the same direction as the inner needle ejection direction. It will move in conjunction.
  • the first suspension portion 81 made of a pulley acts as a moving pulley for the optical fiber 16
  • the first suspension portion 81 is mounted with respect to the movement amount of the inner needle base 170.
  • the moving amount of the moving platform 100 needs to be set to 1 ⁇ 2. Therefore, the pinion ratio between the pinion 103 and the pinion 104 is set to 1: 2.
  • FIG. 11 is a partially broken side view showing the puncture apparatus 315 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the retracted position described above.
  • FIG. 12 is a partially broken side view showing the puncture device 315 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position described above.
  • the second suspension portion 82 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position is also indicated by a broken line.
  • the puncture device 315 of the present embodiment moves the second suspension portion 82 instead of moving the first suspension portion 81 in conjunction with the injection of the inner needle 60. It is different in that it is configured so as to be made. That is, in this embodiment, the fiber delivery adjusting mechanism 52 holds the pedestal 380 so as to be movable in the moving direction of the inner needle 60, that is, in the left-right direction in the figure, and the second suspending portion made of a pulley, for example, is held on the pedestal 380. 82 is held.
  • the force with which the inner needle ejecting means 71 ejects the inner needle 60 from the state of FIG. 11 is transmitted to the pedestal 380 via, for example, a link mechanism (not shown), whereby the pedestal 380 ejects the inner needle 60. It is moved in the opposite direction, that is, to the right in the figure.
  • the pedestal 380 and the second suspension part 82 held there move to the position shown in FIG.
  • another link member is interposed between the moving table 90 and the link member 91 to move the moving table 90.
  • a mechanism or the like that switches the direction in the opposite direction to that in FIGS. 8 and 9 can be used.
  • a gear mechanism can be used instead of the link mechanism.
  • a gear mechanism specifically, in the gear mechanism shown in FIG. 10, another pinion is interposed between the two pinions 103 and 104, and the moving direction of the movable table 100 is as shown in FIG. 10.
  • a mechanism or the like that switches the opposite can be used.
  • the optical fiber 16 between the rear end of the inner needle 60 and the optical fiber fixing position 55b of the gripping portion 55 is maintained in a state where there is no slack and no large tension acts.
  • the optical fiber 16 is prevented from being cut or damaged due to the injection of the inner needle 60, and the optical fiber 16 is detached from the first suspension part 81 or the second suspension part 82. Is also prevented.
  • the optical fiber fixing position 55b of the grip portion 55 is the same position as the fixing portion 16F in the optical fiber 16.
  • the above-described detour length of the optical fiber 16 is the length of the optical fiber 16 corresponding to the inner needle ejection distance (the distance between the retracted position and the protruding position) when the inner needle 60 is in the retracted position. From the relatively long detour length that absorbs the surplus length described above to the relatively short detour length that absorbs only the surplus length when the inner needle 60 is in the protruding position, the inner needle 60 is continuously moved. Change.
  • FIG. 13 is a partially broken side view showing the puncture device 415 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the retracted position described above.
  • FIG. 14 is a partially broken side view showing the puncture device 415 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position described above.
  • the first suspension portion 81 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position is also indicated by a broken line.
  • the puncture device 315 of the present embodiment uses the first suspension portion 81 instead of linearly moving the first suspension portion 81 in conjunction with the injection of the inner needle 60. It is different in that it is configured to rotate. That is, in the present embodiment, the fiber delivery adjusting mechanism 52 is provided with a rotating base 400 that holds the first suspension portion 81 and the second suspension portion 82 and is rotatable. The rotating pedestal 400 is rotatable about an axis perpendicular to a surface (that is, one surface including the center line of the optical fiber 16) on which the optical fiber 16 suspended from the suspension portions 81 and 82 extends. ing. In the present embodiment, the axis coincides with the rotation axis of the pulley that constitutes the second suspension portion 82.
  • the present invention includes the rotating pedestal 400, the inner needle ejecting means 71, and a mechanism (not shown) that transmits the moving force of the inner needle 60 ejected by the needle ejecting means 71 to the rotating pedestal 400.
  • the suspension part rotation driving means in FIG. As said mechanism, a link mechanism and a gear mechanism can be used, for example.
  • the force with which the inner needle ejecting means 71 ejects the inner needle 60 from the state of FIG. 13 is transmitted to the rotary base 400 via the link mechanism or the like, whereby the rotary base 400 is rotated around the axis. Rotate counterclockwise in the figure. Therefore, in conjunction with the injection operation of the inner needle 60, the first suspension portion 81 is rotationally moved in a direction approaching the inner needle 60. When the inner needle 60 reaches the protruding position, the rotary base 400 and the first suspension part 81 held there move to the position shown in FIG.
  • the optical fiber 16 between the rear end of the inner needle 60 and the optical fiber fixing position 55b of the gripping portion 55 is maintained in a state where there is no slack and no large tension acts.
  • the optical fiber 16 is prevented from being cut or damaged due to the injection of the inner needle 60, and the optical fiber 16 is detached from the first suspension part 81 or the second suspension part 82. Is also prevented.
  • the optical fiber fixing position 55b of the grip portion 55 is the same position as the fixing portion 16F in the optical fiber 16.
  • the above-described detour length of the optical fiber 16 is the length of the optical fiber 16 corresponding to the inner needle ejection distance (the distance between the retracted position and the protruding position) when the inner needle 60 is in the retracted position. From the relatively long detour length that absorbs the surplus length described above to the relatively short detour length that absorbs only the surplus length when the inner needle 60 is in the protruding position, the inner needle 60 is continuously moved. Change.
  • FIG. 15 is a partially broken side view showing the puncture device 515 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the retracted position described above.
  • FIG. 16 is a partially broken side view showing the puncture device 515 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position described above.
  • the first suspension portion 81 when the outer needle 50 and the inner needle 60 are in the protruding position is also indicated by a broken line.
  • the puncture device 515 according to the present embodiment is different from the puncture device 415 according to the fourth embodiment in that a rotary pedestal 500 is used instead of the rotary pedestal 400 and a guide pulley 501 is further provided.
  • the guide pulley 501 is provided between the rear end of the inner needle 60 and the first suspension portion 81, and constitutes guide means for changing the extending direction of the optical fiber 16.
  • the optical fiber fixing position 55b of the grip portion 55 is the same position as the fixing portion 16F in the optical fiber 16.
  • the rotary pedestal 500 rotates in the same manner as the rotary pedestal 400 in the fourth embodiment, and thus the same effects as those in the fourth embodiment can be obtained in this embodiment.
  • the degree of freedom of arrangement of the rotary base 500 that is, the degree of freedom of arrangement of the first suspension part 81 and the second suspension part 82, is provided. Can be high.
  • the present invention is not limited to such a puncture needle unit, and the puncture has one puncture needle.
  • the present invention can also be applied to a device.
  • the puncture needle constituting the puncture apparatus is not limited to the biopsy needle for sample collection, and may be a puncture needle for performing other treatments such as treatment and injection of a liquid medicine on the subject.
  • the photoacoustic measurement device 110 shown in FIG. 17 has a relatively high output for sending the laser light L to the probe 11 in order to acquire the photoacoustic image of the subject M, as compared with the photoacoustic measurement device 10 shown in FIG.
  • This is different in that another laser unit 113 is provided in addition to the laser unit 13.
  • a laser light source having a relatively low output such as an LD (laser diode) or an LED (light emitting diode) can be applied.
  • the drive of the laser unit 113 is controlled by the control unit 34 that controls the drive of the laser unit 13, but is not limited thereto, and may be controlled by another control unit other than the control unit 34.
  • the laser light emitted from the laser unit 113 is sent to the puncture device 15 through the optical fiber 16. Also in this case, a part of the optical fiber 16 constitutes the puncture device 15.
  • the puncture apparatus 15 of the first embodiment described above is used as the puncture apparatus, but any of the puncture apparatuses of the first to fifth embodiments may be applied.
  • different light sources that is, the laser unit 13 and the laser unit 113 are used for acquiring a photoacoustic image indicating a blood vessel or the like in the subject M and for acquiring a photoacoustic image indicating the tip of the puncture needle.
  • the light sources can be driven independently of each other. Therefore, in this case, the photoacoustic image and ultrasonic image of the subject M and the photoacoustic image of the puncture needle can be acquired and displayed separately.
  • the tissue such as a blood vessel and the vicinity of the tip of the inner needle may be displayed in different colors. Is possible. Since tissue such as a blood vessel and a portion near the tip of the inner needle can be more clearly distinguished and recognized, it is possible to more safely collect a sample with the inner needle 60 while avoiding a tissue such as a blood vessel.
  • the light emitted from the light source is branched into two optical paths, a shutter is provided in each optical path, and the shutters are opened and closed.
  • the open / closed state of the two shutters is switched within a short time, and the photoacoustic wave detection signal relating to the former photoacoustic image.
  • the photoacoustic wave detection signal relating to the latter photoacoustic image can be acquired alternately, and the same effect can be obtained.
  • the photoacoustic measurement apparatus 210 shown in FIG. 18 is configured to acquire a photoacoustic image of the subject M, that is, the laser unit 13, the optical fiber 42, and the light emission.
  • the portion 40 is omitted. That is, the probe 11 in this embodiment does not have a light irradiation function.
  • an ultrasonic image of the subject M and a photoacoustic image of the puncture needle are acquired, and a photoacoustic image showing the vicinity of the tip of the inner needle 60 (see FIG. 4) of the puncture device 15 is obtained. Is superimposed on the ultrasonic image of the subject M on the display unit 14 and displayed.
  • the photoacoustic measuring device 210 having the above configuration can be configured by simply adding the puncture device 15, the laser unit 113, and the program software for photoacoustic image acquisition to the existing ultrasonic image acquisition device. It is possible to meet the demand for confirmation of the tip of the puncture needle at a low cost.

Abstract

光ファイバが連結されている穿刺針をばね等によって射出する穿刺装置、およびこの種の穿刺装置を有する光音響計測装置において、穿刺針の射出に起因する光ファイバの切断や損傷を防止する。穿刺針６０の後端に揃った部位から固定部位１６Ｆまでの光ファイバ１６の長さを、穿刺針６０が突出位置（穿刺位置）にある場合の穿刺針後端と、把持部５５における光ファイバ固定位置５５ｂとの間の直線距離に、予め定められた余長を加えた長さとする。その上で、穿刺針６０の後端と光ファイバ固定位置５５ｂとの間の光ファイバ１６を、第１の懸架部８１および第２の懸架部８２により弛みが生じない状態に懸架して迂回させ、穿刺針６０が退避位置と突出位置との間で移動する際にこの移動に応じて迂回長を連続的に変化させて、光ファイバ１６を弛みが無く懸架している状態を維持させるファイバ送出調整機構５２を設ける。

Description

穿刺装置および光音響計測装置
　本発明は、被検体に向けて光を出射させ、その光を受けて被検体内で発生した光音響波を検出する光音響計測装置に関するものである。
　また本発明は、上述のような光音響計測装置において用いられる穿刺装置に関するものである。
　近年、光音響効果を利用した非侵襲の計測法が注目されている。この計測法は、ある適宜の波長（例えば、可視光、近赤外光または中間赤外光の波長帯域）を有するパルス光を被検体に照射し、被検体内の吸収物質がこのパルス光のエネルギーを吸収した結果生じる弾性波である光音響波を検出して、その吸収物質の濃度を定量的に計測するものである。被検体内の吸収物質とは、例えば血液中に含まれるグルコースやヘモグロビンなどである。また、このような光音響波を検出しその検出信号に基づいて光音響画像を生成する技術は、光音響イメージング（ＰＡＩ：Photo Acoustic Imaging）あるいは光音響トモグラフィー（ＰＡＴ：Photo Acoustic Tomography）と呼ばれている。
　また、従来、生体である被検体に各種穿刺針を穿刺して、手術や試料採取、さらには薬液注入等の処置をすることがなされている。例えば特許文献１および２には、そのような穿刺針の例が示されている。またこれらの特許文献１および２には、穿刺針を被検体に穿刺するために、圧縮ばね等が発生する付勢力により穿刺針を先端側に射出するようにした穿刺装置も示されている。
　上述のような穿刺針を使って各種処置を行う場合は、被検体の安全のために、穿刺針の先端位置を確認可能としておくことが望まれる。特許文献３には、光音響イメージングを適用して穿刺針の先端位置を確認可能とした技術が開示されている。この技術は、穿刺針の先端近傍まで達する状態にして穿刺針内に光ファイバ等の導光部材を配設し、この導光部材の先端を覆う光吸収体を配置し、導光部材を伝搬させた光を導光部材先端から光吸収体に入射させるようにしたものである。この穿刺針によって各種処置を行う際には、導光部材先端から光を光吸収体に入射させて光吸収体から光音響波を発生させ、その光音響波を検出して光吸収体の光音響画像を表示させることにより、導光部材の先端、つまりは穿刺針の先端を確認可能となる。
　他方、特許文献４には、穿刺針（針状アプリケータ）の試料採取部内に有る試料の光音響画像を取得するために、穿刺針の後端と試料採取部との間において穿刺針内部に光ファイバを挿通し、試料採取部内に露出したその光ファイバの先端から試料に光を照射させるようにした考案が示されている。
特開２０１１－６７５６５号公報 特開２００８－２４６０９７号公報 国際公開２０１４／１０９１４８号公報 実公平７－５４８５５号公報
　特許文献３に示される、導光部材を穿刺針の先端まで這わせる技術を、特許文献１や２に示された穿刺装置、つまり圧縮ばね等が発生する付勢力により穿刺針を先端側に射出するようにした穿刺装置に対して適用しようとした場合は、穿刺針の射出に伴って導光部材も勢い良く引っ張られることになるので、導光部材が光ファイバであると、その光ファイバが切断したり損傷したりする可能性がある。
　本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、光ファイバが連結されている穿刺針をばね等によって射出するように構成された穿刺装置において、穿刺針の射出に起因して光ファイバが切断したり損傷したりすることを防止することを目的とする。
　また本発明は、そのような穿刺装置を備えた光音響計測装置を提供することを目的とする。
　本発明の一態様に係る穿刺装置は、
　先端から被検体に穿刺される穿刺針と、
　穿刺針を穿刺針の軸方向に移動可能に保持する把持部と、
　穿刺針を、退避位置から、この退避位置よりも穿刺針先端側に予め定められた射出距離離れた突出位置まで射出する針射出手段と、
　穿刺針内に配置され、穿刺針の後端から光を導く光ファイバとを有する穿刺装置において、
　光ファイバが、穿刺針の後端から光ファイバの上記他端側に離れた固定部位において把持部に固定され、
　穿刺針の後端と把持部における上記固定部位との間の光ファイバを弛みが生じない状態に懸架して迂回させ、穿刺針が退避位置と突出位置との間で移動する際にこの移動に応じて迂回長を連続的に変化させて、光ファイバを、弛みを生じないで懸架している状態を維持させるファイバ送出調整機構が設けられたことを特徴とするものである。
　なお、穿刺針の「後端」は、先端と反対側の端部を意味するものである。
　また、上記の「後方」は、穿刺針の後端から見て、穿刺針の先端とは反対側の方向を意味するものである。
　また、上記の「迂回長」は、穿刺針の後端と把持部における光ファイバ固定位置（これは、光ファイバにおける固定部位と同じ位置である）との間の直線距離よりも長くなっている分の光ファイバ長さを言うものとする。
　また、上記の「弛みが生じない状態」とは、全く弛みが生じないように光ファイバが緊張している状態に加えて、懸架が外れない程度の微小な弛みを持って光ファイバが緊張している状態も含んで意味するものとする。
　ここで、上述したファイバ送出調整機構は、光ファイバを懸架する懸架部を複数有し、これらの懸架部の少なくとも１つを穿刺針の移動と連動して移動させることにより、複数の懸架部による光ファイバの迂回長を、穿刺針が退避位置にある場合に上記射出距離に相当する光ファイバの長さおよび上記余長を吸収する迂回長と、穿刺針が突出位置にある場合に上記余長を吸収する迂回長との間で連続的に変化させるように構成されることが望ましい。
　そのようなファイバ送出調整機構として、さらに具体的には、
　穿刺針の後端から後方に延びた光ファイバを懸架して光ファイバの延びる方向を変える第１の懸架部と、
　第１の懸架部を経た光ファイバを懸架して後方に導く第２の懸架部と、
　第１の懸架部を、穿刺針の射出動作と連動して穿刺針の射出方向と同じ方向に移動させる懸架部直線駆動手段と、
を含んで構成されるのが好ましい。
　そして上記の懸架部直線駆動手段は一例として、針射出手段と、この針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を第１の懸架部に伝達する上記光ファイバとを含んで構成されるのが望ましい。
　懸架部直線駆動手段が上記のように構成される場合は、第１の懸架部を、穿刺針の射出方向と反対の方向に付勢する懸架部付勢手段がさらに設けられるのが望ましい。
　また、懸架部直線駆動手段が上記のように構成される場合は、移動する第１の懸架部に当接して、この第１の懸架部の最大移動距離を規定する当接部がさらに設けられるのが望ましい。
　また、懸架部直線駆動手段はその他に、針射出手段と、この針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を第１の懸架部に伝達するリンク機構とを含んで構成されてもよい。
　さらに懸架部直線駆動手段は、針射出手段と、この針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を第１の懸架部に伝達する歯車機構とを含んで構成されてもよい。
　また、本発明の一態様に係る穿刺装置において、上記ファイバ送出調整機構は、
　穿刺針の後端から後方に延びた光ファイバを懸架して光ファイバの延びる方向を変える第１の懸架部と、
　第１の懸架部を経た光ファイバを懸架して後方に導く第２の懸架部と、
　第２の懸架部を、穿刺針の射出動作と連動して穿刺針の射出方向と反対の方向に移動させる懸架部直線駆動手段と、
を含んで構成されてもよい。
　ファイバ送出調整機構が上記のように構成される場合、上記懸架部直線駆動手段は、針射出手段と、この針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を第２の懸架部に伝達するリンク機構とを含んで構成されるのが望ましい。
　さらに懸架部直線駆動手段は、針射出手段と、この針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を第２の懸架部に伝達する歯車機構とを含んで構成されてもよい。
　他方、本発明の一態様に係る穿刺装置において、第１の懸架部および第２の懸架部は、光ファイバをＳ字形に懸架する状態に配置されていることが望ましい。
　また、本発明の一態様に係る穿刺装置においてファイバ送出調整機構は、
　穿刺針の後端から後方に延びた光ファイバを懸架して該光ファイバの延びる方向を変える第１の懸架部と、
　第１の懸架部を経た光ファイバを懸架して後方に導く第２の懸架部と、
　第１の懸架部および第２の懸架部を保持して、これら２つの懸架部に懸架されている光ファイバが延在している面に直角な軸の周りに回転可能とされた回転台座と、
　穿刺針の射出動作と連動して上記回転台座を、第１の懸架部が穿刺針に近付く方向に回転する懸架部回転駆動手段と、
を含んで構成されてもよい。
　なお、上記の「光ファイバが延在している面」は、光ファイバの中心線を含む一つの面を意味するものである。
　ここで、上記の懸架部回転駆動手段は、針射出手段と、針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を回転台座に伝達するリンク機構とを含んで構成されるのが望ましい。
　あるいは、懸架部回転駆動手段は、針射出手段と、この針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を回転台座に伝達する歯車機構とを含んで構成されてもよい。
　また、本発明の一態様に係る穿刺装置においては、第１の懸架部および第２の懸架部の少なくとも一方が、プーリに光ファイバを懸架するように構成されるのが望ましい。
　あるいは、本発明の一態様に係る穿刺装置においては、第１の懸架部および第２の懸架部の少なくとも一方が、光ファイバを滑動させる凸状湾曲面を有する部材に光ファイバを懸架するように構成されてもよい。
　また、本発明の一態様に係る穿刺装置においては、穿刺針の後端と第１の懸架部との間に、光ファイバの延びる方向を変える案内手段がさらに設けられてもよい。
　また、本発明の一態様に係る穿刺装置においては、穿刺針の後端が基台に固定され、この基台を介して穿刺針が射出されるように構成されるのが望ましい。
　また、本発明の一態様に係る穿刺装置においては、針射出手段が、ばね力によって穿刺針を射出するように構成されるのが望ましい。
　また、本発明の一態様に係る穿刺装置において、穿刺針は、外周面から内方に切り込んだ凹部状の試料採取部を有する生検針であることが望ましい。
　また、本発明の一態様に係る穿刺装置において、穿刺針は、中空管状の外針と、この外針の中に収容されて外針の管軸方向に移動自在とされた内針とを有する穿刺針ユニットにおける内針であることが望ましい。
　そして、上記のような穿刺針ユニットが適用される場合は、外針を、穿刺針である内針の射出方向と同じ方向に射出する外針射出手段がさらに設けられてもよい。
　他方、本発明の一態様に係る光音響計測装置は、以上説明した本発明による穿刺装置を備えたことを特徴とするものである。
　本発明の一態様に係る穿刺装置は、穿刺針の後端と把持部における固定部位との間の光ファイバを弛みが生じない状態に懸架して迂回させ、穿刺針が退避位置と突出位置との間で移動する際に穿刺針の移動に応じて迂回長を連続的に変化させて、光ファイバを弛みが無く懸架している状態を維持させるように構成されたので、穿刺針の射出に起因して光ファイバが切断したり損傷したりすることを防止可能となる。
本発明の一実施形態による光音響計測装置の全体構成を示す概略図 本発明の第１実施形態による穿刺装置の使用時の３つの状態を示す概略図 本発明の第１実施形態による穿刺装置の構成をブロック化して示す概略図 上記第１実施形態の穿刺装置を示す一部破断側面図 図４の穿刺装置が別の状態にあるところを示す一部破断側断面図 本発明の第２実施形態による穿刺装置を示す一部破断側断面図 図６の穿刺装置が別の状態にあるところを示す一部破断側断面図 第１実施形態の穿刺装置の変形例である穿刺装置を示す一部破断側面図 図８の穿刺装置が別の状態にあるところを示す一部破断側断面図 本発明に適用される懸架部直線駆動手段の別の例を示す側面図 本発明の第３実施形態による穿刺装置を示す一部破断側断面図 図１１の穿刺装置が別の状態にあるところを示す一部破断側断面図 本発明の第４実施形態による穿刺装置を示す一部破断側断面図 図１３の穿刺装置が別の状態にあるところを示す一部破断側断面図 本発明の第５実施形態による穿刺装置を示す一部破断側断面図 図１５の穿刺装置が別の状態にあるところを示す一部破断側断面図 本発明の別の実施形態による光音響計測装置の全体構成を示す概略図 本発明のさらに別の実施形態による光音響計測装置の全体構成を示す概略図
　以下、図面を参照して、本発明の実施形態を詳しく説明する。
　まず、本発明の一つの実施形態である光音響計測装置について説明する。図１は本実施形態の光音響計測装置１０の全体構成を示す概略図である。なお図１において、後述するプローブ１１および穿刺装置１５の形状は概略的に示してある。
　本実施形態の光音響計測装置１０は、一例として、光音響信号に基づいて光音響画像を生成する機能を有するものであり、図１に概略的に示すように、プローブ（超音波探触子）１１、超音波ユニット１２、レーザユニット１３、表示部１４および穿刺装置１５等を備えている。以下、それらの構成要素について順次説明する。
　プローブ１１は、例えば生体である被検体Ｍに向けて測定光および超音波を照射する機能と、被検体Ｍ内を伝搬する音響波Ｕを検出する機能とを有する。すなわちプローブ１１は、被検体Ｍに対する超音波の照射（送信）、および被検体Ｍで反射して戻って来た反射超音波（反射音響波）の検出（受信）を行うことができる。さらにプローブ１１は、被検体Ｍ内で発生した光音響波も検出可能である。本明細書において「音響波」とは、超音波および光音響波を含む用語である。ここで、「超音波」とはプローブにより送信された弾性波およびその反射波を意味し、「光音響波」とは吸収体１９が測定光を吸収することにより発する弾性波を意味する。なお被検体Ｍ内の吸収体１９としては、例えば血管、金属部材等が挙げられる。
　プローブ１１は、音響波検出素子である振動子アレイ２０と、この振動子アレイ２０を間に置いて、該振動子アレイ２０の両側に各々１つずつ配設された合計２つの光出射部４０と、振動子アレイ２０および２つの光出射部４０を内部に収容した筐体４１とを備えている。
　本実施形態において振動子アレイ２０は、超音波送信素子としても機能する。振動子アレイ２０は配線２０ａを介して、送信制御回路３３内の超音波送信用回路および、受信回路２１内の音響波受信用回路と接続される。またプローブ１１には、後述するレーザユニット１３から発せられた測定光であるレーザ光Ｌを、光出射部４０まで導光させる接続部としての光ファイバ４２が接続されている。
　上記振動子アレイ２０は、例えば一次元または二次元に配列された複数の超音波振動子から構成されている。この超音波振動子は、例えば圧電セラミクス、またはポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）のような高分子フィルムから構成された圧電素子である。超音波振動子は、受信した音響波Ｕを電気信号に変換する機能を有している。振動子アレイ２０が出力する上記電気信号は、後述する受信回路２１に入力される。プローブ１１は一般に、セクタ走査対応のもの、リニア走査対応のもの、コンベックス走査対応のもの等が用意され、それらの中から適宜のものが撮像部位に応じて選択使用される。なお、振動子アレイ２０は音響レンズを含んでもよい。
　上記超音波振動子は、超音波を送信する機能も有する。すなわち、この超音波振動子に交番電圧が印加されると、超音波振動子は交番電圧の周波数に対応した周波数の超音波を発生させる。なお、超音波の送信と受信は互いに分離させてもよい。つまり、例えばプローブ１１とは異なる位置から超音波の送信を行い、その送信された超音波に対する反射超音波をプローブ１１で受信するようにしてもよい。
　光出射部４０は、光ファイバ４２によって導光されたレーザ光Ｌを被検体Ｍに照射する部分である。本実施形態では２つの光出射部４０が、振動子アレイ２０を間に置いて、振動子アレイ２０の例えばエレベーション方向（複数の超音波振動子が一次元に配列された場合、その配列方向に直角で検出面に平行な方向）の両側に配置されている。
　レーザユニット１３は、例えばＱスイッチアレキサンドライトレーザ等のフラッシュランプ励起Ｑスイッチ固体レーザを有し、被検体Ｍに照射する測定光としてのレーザ光Ｌを発する。レーザユニット１３は、例えば超音波ユニット１２の制御部３４からのトリガ信号を受けてレーザ光Ｌを出力するように構成されている。レーザユニット１３は、１～１００ｎｓｅｃ（ナノ秒）のパルス幅を有するパルスレーザ光Ｌを出力するものであることが好ましい。
　レーザ光Ｌの波長は、計測の対象となる被検体Ｍ内の吸収体１９の光吸収特性に応じて適宜選択される。例えば計測対象が生体内のヘモグロビンである場合、つまり血管を撮像する場合、一般的にその波長は、近赤外波長域に属する波長であることが好ましい。近赤外波長域とはおよそ７００～８５０ｎｍの波長域を意味する。しかし、レーザ光Ｌの波長は当然これに限られるものではない。またレーザ光Ｌは、単波長のものでもよいし、例えば７５０ｎｍおよび８００ｎｍ等の複数波長を含むものでもよい。レーザ光Ｌが複数の波長を含む場合、これらの波長の光は、同時に被検体Ｍに照射されてもよいし、交互に切り替えられながら照射されてもよい。
　なおレーザユニット１３は、上に述べたアレキサンドライトレーザの他、同様に近赤外波長域のレーザ光を出力可能なＹＡＧ－ＳＨＧ（Second harmonic generation：第二次高調波発生）－ＯＰＯ（Optical Parametric Oscillation：光パラメトリック発振）レーザや、Ｔｉ－Ｓａｐｐｈｉｒｅ（チタン－サファイア）レーザ等を用いて構成することもできる。
　光ファイバ４２は、レーザユニット１３から出射されたレーザ光Ｌを、２つの光出射部４０まで導く。光ファイバ４２は特に限定されず、石英ファイバ等の公知のものを使用することができる。例えば１本の太い光ファイバが用いられてもよいし、あるいは複数の光ファイバが束ねられてなるバンドルファイバが用いられてもよい。一例としてバンドルファイバが用いられる場合、１つにまとめられたファイバ部分の光入射端面から上記レーザ光Ｌが入射するようにバンドルファイバが配置され、そしてバンドルファイバの２つに分岐されたファイバ部分の光出射端面にそれぞれ光出射部４０が結合される。
　超音波ユニット１２は、受信回路２１、受信メモリ２２、データ分離手段２３、光音響画像生成部２４、超音波画像生成部２９、表示制御部３０、送信制御回路３３および制御部３４を有する。
　制御部３４は、光音響計測装置１０の各部を制御するものであり、本実施形態では図示外のトリガ制御回路を備える。このトリガ制御回路は、例えば光音響画像を取得する場合には、レーザユニット１３に光トリガ信号を送る。これによりレーザユニット１３のＱスイッチ固体レーザにおいて励起源のフラッシュランプが点灯し、レーザロッドの励起が開始される。このレーザロッドの励起状態が維持されている間、レーザユニット１３はレーザ光Ｌを出力可能な状態となる。
　制御部３４は、その後トリガ制御回路からレーザユニット１３へＱスイッチトリガ信号を送信する。つまり制御部３４は、このＱスイッチトリガ信号によって、レーザユニット１３からのレーザ光Ｌの出力タイミングを制御する。また制御部３４は、Ｑスイッチトリガ信号の送信と同期して、サンプリングトリガ信号を受信回路２１に送信する。このサンプリングトリガ信号は、受信回路２１のＡＤ変換器（Analog to Digital convertor）における光音響信号のサンプリングの開始タイミングを規定する。このように、サンプリングトリガ信号を使用することにより、レーザ光Ｌの出力と同期して光音響信号をサンプリングすることが可能となる。
　制御部３４は、超音波画像を取得する場合は、送信制御回路３３に超音波送信を指示する超音波送信トリガ信号を送信する。送信制御回路３３は、超音波送信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。制御部３４は、超音波送信のタイミングに合わせて受信回路２１にサンプリングトリガ信号を送信し、反射超音波信号のサンプリングを開始させる。
　受信回路２１は、プローブ１１が出力する検出信号を受信し、受信した検出信号を受信メモリ２２に格納する。受信回路２１は典型的には、低ノイズアンプ、可変ゲインアンプ、ローパスフィルタ、およびＡＤ変換器を含んで構成される。プローブ１１の検出信号は、低ノイズアンプで増幅された後に、可変ゲインアンプで深度に応じたゲイン調整がなされ、ローパスフィルタで高周波成分がカットされた後にＡＤ変換器でデジタル信号に変換され、受信メモリ２２に格納される。受信回路２１は、例えば１つのＩＣ（Integrated Circuit）で構成される。
　本実施形態においてプローブ１１は、光音響波の検出信号と反射超音波の検出信号とを出力する。そこで受信メモリ２２には、デジタル化された光音響波および反射超音波の検出信号（サンプリングデータ）が格納される。データ分離手段２３は、受信メモリ２２から光音響波検出信号のサンプリングデータ（光音響データ）を読み出して、光音響画像生成部２４に送信する。またデータ分離手段２３は、受信メモリ２２から反射超音波検出信号のサンプリングデータ（反射超音波データ）を読み出して、超音波画像生成部２９に送信する。
　光音響画像生成部２４は、受信メモリ２２に格納された上記光音響データを、プローブ１１の振動子アレイ２０の位置に応じた遅延時間で互いに加算して１ライン分のデータを再構成し、各ラインの光音響データに基づいて断層画像（光音響画像）のデータを生成する。なお、この光音響画像生成部２４は、遅延加算法に代えて、ＣＢＰ法（Circular Back Projection）により再構成を行うものでもよい。あるいは光音響画像生成部２４は、ハフ変換法またはフーリエ変換法を用いて再構成を行うものでもよい。光音響画像生成部２４は、上記のようにして生成された光音響画像のデータを表示制御部３０に出力する。
　超音波画像生成部２９は、受信メモリ２２に格納された反射超音波データに対して、基本的に上記光音響データに対するのと同様の処理を施して、断層画像（超音波画像）のデータを生成する。超音波画像生成部２９は、そのようにして生成された超音波画像のデータを表示制御部３０に出力する。
　表示制御部３０は、上記光音響画像のデータに基づいて光音響画像を、また上記超音波画像のデータに基づいて超音波画像を、それぞれ表示部１４に表示させる。これら２つの画像は別々に、あるいは合成されて合成画像として表示部１４に表示される。後者の場合、表示制御部３０は、例えば光音響画像と超音波画像とを重畳させて画像合成を行う。このように、光音響画像に加えて超音波画像を生成、表示させれば、光音響画像では画像化することができない部分を超音波画像において観察可能となる。それにより、超音波画像で描出される骨や神経などの組織をランドマークとして、光音響画像が示す例えば血管や穿刺針等がどの位置に存在しているのかが、光音響画像を単独で観察する場合に比べて、より分かりやすくなる。
　なお、超音波画像と光音響画像の取得を交互に行うようにすることで、光音響画像と超音波画像の取得タイミングによる画像位置ずれを低減することができる。
　またプローブ１１を、被検体Ｍに対して前述したエレベーション方向に走査して複数の光音響画像あるいは超音波画像を得られるようにすることで、３次元画像を構築することができる。なお上記走査は、術者がプローブ１１を手操作で動かすことによってなされてもよいし、あるいは自動走査機構を用いてなされてもよい。
　また、本実施形態の光音響計測装置１０においては、穿刺針の一種である生検針を備えた穿刺装置１５が設けられている。穿刺装置１５は、生検針を被検体Ｍ内に穿刺して、被検体Ｍの内部の生体組織（生体試料）を採取するためのものである。穿刺装置１５は導光部材としての光ファイバ１６を含み、この光ファイバ１６はレーザユニット１３に接続されている。
　次に、本発明の穿刺装置の実施形態について説明する。
　＜穿刺装置の第１の実施形態＞
　最初に、本発明の第１の実施形態による穿刺装置１５について説明する。まず図２を参照して、穿刺装置１５の基本構造について説明する。穿刺装置１５は、術者によって把持される把持部（ハンドル）５５に保持された中空管状の外針５０と、この外針５０に対して管軸方向に相対移動可能にして、外針５０の中空部内に配された内針６０とを有している。内針６０は棒状のものであり、その軸方向は外針５０の管軸方向と一致している。つまり内針６０は、自身の軸方向に外針５０内を相対移動する。内針６０には、上述した光ファイバ１６が接続されている。なお図２では、把持部５５および内針６０内における光ファイバ１６の配置状態については図示を省略してある。
　外針５０は例えば金属からなるもので、その先端５１は斜めにカットされている。一方、内針６０は例えば金属製の概略円柱状部材からなるもので、その先端６１も斜めにカットされている。外針５０と内針６０とは、例えば各先端のカットの向きが互いに例えば１８０°異なる状態に組み合わされて、穿刺針ユニットを構成している。なお、外針５０の先端５１および内針６０の先端６１は、光ファイバ１６が接続される側と反対側の、被検体Ｍに穿刺される側の端部である。内針６０には、その先端から後端側に所定の距離をあけた位置に、試料採取部６２が設けられている。この試料採取部６２は、内針６０の周面６０ａから内方に切り込んだ凹部状の部分である。
　把持部５５内には、外針５０と内針６０の各後端部、つまり後述する針の基台が装着される側の端部が収容されている。また把持部５５内には、外針５０および内針６０を前端側に射出させるための針射出手段がそれぞれの針毎に設けられている。この針射出手段および上記基台については、後に詳しく説明する。
　以下、この穿刺装置１５による生体試料の採取操作について説明する。まず図２の（ａ）に示すように、例えば外針５０の先端５１と内針６０の先端６１とが概略揃った状態にして外針５０および内針６０が、生体である被検体Ｍ（図１参照）の内部に穿刺される。このとき外針５０および内針６０は、それらの先端５１、６１が被検体Ｍの試料採取部位のやや手前に位置するように刺し込まれる。以上の穿刺操作は、術者が穿刺装置１５の把持部５５を把持して行われる。
　次に図２の（ｂ）に示すように内針６０が上記針射出手段によって先端側に射出（前進動）され、試料採取部６２が試料採取部位の中に送られる。次いで図２の（ｃ）に示すように、先端５１が試料採取部６２を越える位置まで外針５０が前進動される。この外針５０の前進動も、上記針射出手段によってなされる。そこで、外針先端５１によって生体試料が切り取られ、切り取られた試料が外針５０内において試料採取部６２に保持される。その後、外針５０および内針６０が被検体Ｍから抜去され、外針５０を把持部５１側に後退させて、試料採取部６２に保持されている試料が取り出される。
　次に図３～図５を参照して、本実施形態の穿刺装置１５のさらに詳細な構成について説明する。図３は穿刺装置１５の構成要素をブロック化して概略的に示しており、また図４および図５は、使用時の向きにある穿刺装置１５を、外針５０および内針６０の中心軸を含む垂直面で切断して示すものである。なお、上記「使用時の向き」とは、図２に示した試料採取部６２の底面６２ａが鉛直方向上方を向くようになる向きである。
　図３に示されるように穿刺装置１５は、上述した外針５０、内針６０および把持部５５に加えて、把持部５５内に配設されたファイバ送出調整機構５２、内針保持部５３および外針保持部５４を有している。
　内針保持部５３内には、内針６０の後端部を固定した内針基台７０および内針射出手段７１が取り付けられている。内針保持部５３は、図中左右方向に延びる空間を画成する内針案内部５３ａと、上記空間の前端となる前壁５３ｂとを有している。内針基台７０は上記空間内に配置され、内針案内部５３ａに沿って図中左右方向、つまり内針６０の軸方向に移動自在に保持されている。内針射出手段７１は、上記のように移動自在とされた内針基台７０を図中左方向に、つまり内針６０の先端６１側に射出（前進動）させる。この射出がなされる前、内針基台７０は図３に示す位置にある。この状態のとき内針６０は、図２の（ａ）に示す位置（退避位置）にある。そして上記射出がなされると、内針基台７０はその前端７０ａが内針保持部５３の前壁５３ｂに当接する位置まで前進動する。このとき内針６０は、図２の（ｂ）および（ｃ）に示す位置（突出位置）に来る。つまり本発明における当接部である前壁５３ｂは、内針６０の最大移動距離を正確に規定するものとなる。
　他方、外針保持部５４内には、外針５０の後端部を固定した外針基台７２および外針射出手段７３が取り付けられている。外針保持部５４は、図中左右方向に延びる空間を画成する外針案内部５４ａと、上記空間の前端となる前壁５４ｂとを有している。外針基台７２は上記空間内に配置され、外針案内部５４ａに沿って図中左右方向、つまり外針５０の軸方向に移動自在に保持されている。外針射出手段７３は、上記のように移動自在とされた外針基台７２を図中左方向に、つまり外針５０の先端５１（図２参照）側に射出させる。この射出がなされる前、外針基台７２は図３に示す位置にある。この状態のとき外針５０は、図２の（ａ）および（ｂ）に示す位置（退避位置）にある。そして上記射出がなされると、外針基台７２はその前端７２ａが外針保持部５４の前壁５４ｂに当接する位置まで前進動する。このとき外針５０は、図２の（ｃ）に示す位置（突出位置）に来る。
　なお外針５０は、把持部５５の前壁部に設けられた開口５５ａを通って前進および後退が可能となっている。また内針６０は、上記の通りの外針５０の中に、該外針５０の管軸方向に移動可能に収められているので、結局、開口５５ａを通過する形で前進および後退が可能となっている。
　以上のようにして突出位置まで射出された外針５０および内針６０を、元の退避位置に戻す操作については、後に詳述する。
　内針６０内には、先端１６ａ（図３中の左端で、本発明における光ファイバの一端）が内針６０の先端６１の近傍に位置するようにして、図中太い線で示す光ファイバ１６が配設されている。この光ファイバ１６の配設は、例えば内針６０内にその全長に亘って延びる内孔が穿設され、その内孔に光ファイバ１６を挿通させることによってなされる。光ファイバ１６には、後端（図３中の右端で、本発明における光ファイバの他端）の側から光が入射される。光ファイバ１６はこの光を導光させて、先端１６ａから出射させる。そして内針６０の先端６１の近傍には、光ファイバ１６の先端１６ａを覆う状態にして、光吸収体６４が配されている。光吸収体６４は、光ファイバ１６の先端１６ａから出射する光を吸収する材料、例えば黒色顔料が混合されたエポキシ樹脂、フッ素樹脂、またはポリウレタン樹脂等の合成樹脂から構成されている。
　なお、上記の「先端１６ａが内針６０の先端６１の近傍に位置する」とは、内針６０が被検体Ｍの内部に穿刺された状態下で、光ファイバ１６の先端１６ａから出射した光を吸収した光吸収体６４から発せられた光音響波が、内針６０の先端６１から外に伝搬して図１のプローブ１１によって検出され得るようになる位置に、光ファイバ１６の先端１６ａが存在していることを言うものとする。
　上記の光吸収体６４は接着剤としても作用し、光ファイバ１６を内針６０に接着固定する。なお、これ以外の接着剤等を用いて、光ファイバ１６をさらに強固に内針６０に固定するようにしてもよい。
　一例として、内針６０の試料採取部６２が形成されていない部分の外径は０．９～１．２ｍｍ程度で、光ファイバ１６の外径は０．１～０．２ｍｍ程度である。なお光ファイバ１６は、レーザユニット１３から把持部５５までの間での取り回しがしやすい、折れ難いといった点から、導光性を損なわない範囲で、より細い方が好ましい。一方生検針は、JIS T 3228「生体組織採取用生検針」によって規定されている。このうち内針の肉厚については、“A.1.2　組織診用の検体採取空間部をもつ内針の厚さ（肉厚）”で剛性を担保するように記載されているが、特に数値規定は無く、上記内針６０の外径も一つの例である。
　先に図２を参照して説明したように、穿刺装置１５を被検体Ｍの内部に穿刺して生体試料を採取する際、光ファイバ１６には、図１に示したレーザユニット１３から発せられた光が後端側（図３の右端側）から入射される。なお本例において、この光はプローブ１１から発せられる光と同じレーザ光Ｌである。この光は光ファイバ１６内を伝搬して、光ファイバ１６の先端１６ａから出射し、光吸収体６４に吸収される。光を吸収した光吸収体６４の部分、つまり光ファイバ１６の先端に近い部分からは、光音響波が発せられる。
　上記のようにして生体試料を採取する際には、図１に示したプローブ１１からもレーザ光Ｌが発せられ、それにより、先に述べた通りにして被検体Ｍの光音響画像が表示部１４に表示される。このとき、光ファイバ１６の先端１６ａに近い光吸収体６４の部分から、上述した通り光音響波が発せられ、この光音響波がプローブ１１によって検出されるので、この光吸収体６４の部分の光音響画像も併せて表示部１４に表示される。こうして光ファイバ１６の先端１６ａに近い光吸収体６４の部分の光音響画像が表示されれば、術者はこの表示を参照して、光ファイバ１６の先端１６ａつまりは内針６０の先端６１がどこに位置しているかを確認することができるため、生体試料を採取する際に、安全な穿刺と適切な組織採取が可能になる。
　次に図４および図５を参照して、本実施形態の穿刺装置１５のより具体的な構成について説明する。なおこれらの図において、先に説明した図２や図３中のものと同等の要素には同番号を付してあり、それらについての説明は、特に必要の無い限り省略する（以下、同様）。
　図４は、外針５０および内針６０が前述した退避位置にある場合の穿刺装置１５を示す一部破断側面図である。一方図５は、外針５０および内針６０が前述した突出位置にある場合の穿刺装置１５を示す一部破断側面図である。なお図４では、外針５０および内針６０が突出位置にあるときの第１の懸架部８１を併せて破線で示してある。
　図４および図５に示される通り、内針基台７０は、例えば円板状の部材から構成されている。内針射出手段７１は、コイルばね７１ａと、図示の通りの形状を有するトリガ部材７１ｂとから構成されている。トリガ部材７１ｂは、三角片状の下部と、把持部５５の開口から外にやや飛び出た上部とを有し、回動軸７１ｃの周りに往復回動自在にして保持されている。内針基台７０は、図４に示されるようにコイルばね７１ａを圧縮した状態でトリガ部材７１ｂによって前進動が阻止され、内針６０を退避位置に設定する。
　この状態から、トリガ部材７１ｂの上部が下方に押されると、トリガ部材７１ｂが回動軸７１ｃの周りに図中時計方向に回動し、内針基台７０がこのトリガ部材７１ｂから解放される。そこで、圧縮されて蓄勢していたコイルばね７１ａが伸長して図５の状態となり、内針基台７０を押して内針６０を前述したように射出（前進動）させる。こうして内針６０は突出位置に設定される。その後、例えば手操作によって内針６０が後退（図中、右方への動き）させられると、内針基台７０がトリガ部材７１ｂの下部の斜面を押して、該トリガ部材７１ｂを回動軸７１ｃの周りに図中反時計方向に回動させつつ、この斜面を乗り越えて図４の状態に戻る。それによりコイルばね７１ａが再度圧縮されて、蓄勢した状態に戻る。
　外針５０を射出するための構成も、上記と基本的に同様である。すなわち、外針基台７２は、例えば円板状の部材から構成されている。外針射出手段７３は、コイルばね７３ａと、図示の通りの形状を有するトリガ部材７３ｂとから構成されている。トリガ部材７３ｂは、三角片状の下部と、把持部５５の開口から外にやや飛び出た上部とを有し、回動軸７３ｃの周りに往復回動自在にして保持されている。外針基台７２は、図４に示されるようにコイルばね７３ａを圧縮した状態でトリガ部材７３ｂによって前進動が阻止され、外針５０を退避位置に設定する。
　この状態から、トリガ部材７３ｂの上部が下方に押されると、トリガ部材７３ｂが回動軸７３ｃの周りに図中時計方向に回動し、外針基台７２がこのトリガ部材７３ｂから解放される。そこで、圧縮されて蓄勢していたコイルばね７３ａが伸長して図５の状態となり、外針基台７２を押して外針５０を前述したように射出（前進動）させる。こうして内針６０は突出位置に設定される。その後、例えば手操作によって外針５０が後退（図中、右方への動き）させられると、外針基台７２がトリガ部材７３ｂの下部の斜面を押して、該トリガ部材７３ｂを回動軸７３ｃの周りに図中反時計方向に回動させつつ、この斜面を乗り越えて図４の状態に戻る。それによりコイルばね７３ａが再度圧縮されて、蓄勢した状態に戻る。
　なお、上に述べたように外針５０や内針６０を後退させる操作は、手操作に限らず、ばね力等を利用して行うようにしてもよい。
　次に、ファイバ送出調整機構５２について説明する。光ファイバ１６は、内針６０の後端から光ファイバ１６の後端側に離れた固定部位１６Ｆにおいて把持部５５に固定されている。なお本実施形態において、内針６０の後端は内針基台７０の後端と一致している。ここで、光ファイバ１６の、内針６０の後端に揃った部位から上記固定部位１６Ｆまでの長さは、内針６０が突出位置にある場合の内針６０の後端と把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂ（これは、上記固定部位１６Ｆと同じ位置となる）との間の直線距離に、予め定められた余長を加えた長さとされている。
　ファイバ送出調整機構５２は、内針６０の後端と上記光ファイバ固定位置５５ｂとの間の光ファイバ１６を弛みが生じない状態に懸架して迂回させ、内針６０が退避位置と突出位置との間で移動する際にその移動に応じて迂回長を連続的に変化させて、光ファイバ１６の弛みが無い状態を維持させるように構成されている。なお、上記の「弛みが生じない状態」とは、全く弛みが生じないように光ファイバ１６が緊張している状態と、懸架が外れない程度の微小な弛みを持って光ファイバ１６が緊張している状態とを含むものとする。また、上記の「迂回長」は、内針６０の後端と光ファイバ固定位置５５ｂとの間の直線距離よりも長くなっている分の光ファイバ長さを言うものとする。
　以下、ファイバ送出調整機構５２のさらに詳しい構成について説明する。ファイバ送出調整機構５２は、内針６０の後端から後方に延びた光ファイバ１６を懸架して光ファイバ１６の延びる方向を変える第１の懸架部８１と、第１の懸架部８１を経た光ファイバ１６を懸架して後方に導く第２の懸架部８２と、第１の懸架部８１を、内針６０の射出動作と連動してこの射出の方向と同じ方向、つまり図４中の左側に移動させる懸架部直線駆動手段とを有している。なお本実施形態において、第１の懸架部８１および第２の懸架部８２は各々、回転するプーリに光ファイバ１６を懸架する構成とされ、両懸架部８１および８２によって光ファイバ１６は概略Ｓ字形に懸架されている。
　本実施形態において上記懸架部直線駆動手段は、前述した内針射出手段７１と、この内針射出手段７１によって射出された内針６０の移動力を第１の懸架部８１に伝達する光ファイバ１６と、台座８０とを含んで構成されている。
　台座８０はファイバ送出調整機構５２において、図示外の案内保持手段により、内針６０の移動方向と同じ方向、すなわち図４中の左右方向に移動自在に保持されている。この台座８０は、つまりは第１の懸架部８１は、図示外のばね等の懸架部付勢手段により、内針６０の射出方向と反対の方向、つまり図４中の右方に付勢されている。なお、この付勢の力は、内針射出手段７１を構成するコイルばね７１ａの射出力よりも小さく設定されている。
　以上の構成において、図４の状態から先に述べたように内針６０を射出させると、内針６０に固定されている光ファイバ１６も一緒に前方に移動する。そこで、第１の懸架部８１が上記懸架部付勢手段の付勢力に抗しつつ光ファイバ１６によって引っ張られ、内針６０の移動と連動しながら、図４の位置から図５の位置まで連続的に移動する。
　こうして、光ファイバ１６が前方に移動するのに対応して、第１の懸架部８１および第
２の懸架部８２によって迂回されている分の光ファイバ１６の長さが連続的に短くなって行くので、内針６０の後端と把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂとの間の光ファイバ１６は、弛みの無い状態で、かつ大きな張力が作用することも無い状態を維持する。それにより、内針６０の射出に起因して光ファイバ１６が切断したり損傷したりすることが防止され、また、第１の懸架部８１あるいは第２の懸架部８２から光ファイバ１６が外れることも防止される。
　なお、以上のように光ファイバ１６が破断したり損傷したりする事態は、光ファイバが、光音響イメージングのために穿刺針に連結されている場合のみならず、例えば特許文献４に示されるように、その他の照明等の目的で光ファイバが穿刺針に連結されている場合にも同様に生じ得るものである。
　より詳しく説明すると、光ファイバ１６の前述した迂回長は、内針６０が退避位置にあるときに内針射出距離（退避位置と突出位置との間の距離）に相当する光ファイバ１６の長さおよび前述した余長を吸収する比較的長い迂回長から、内針６０が突出位置にあるとき上記余長だけを吸収する比較的短い迂回長まで、内針６０の移動に伴って連続的に変化する。
　なお、突出位置にある内針６０が、前述したように例えば手操作により後退させて退避位置に戻される際、台座８０は前述したばね等の懸架部付勢手段により付勢されて、図４に実線で示す位置まで戻る。
　＜穿刺装置の第２の実施形態＞
　次に、本発明の第２の実施形態による穿刺装置２１５について、図６および図７を参照して説明する。図６は、外針５０および内針６０が前述した退避位置にある場合の穿刺装置２１５を示す一部破断側面図である。一方図７は、外針５０および内針６０が前述した突出位置にある場合の穿刺装置２１５を示す一部破断側面図である。なお図６では、外針５０および内針６０が突出位置にあるときの第１の懸架部８１を、併せて破線で示してある。なお本実施形態でも、把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂは、光ファイバ１６における固定部位１６Ｆと同じ位置である。
　本実施形態の穿刺装置２１５は、第１実施形態の穿刺装置１５と比べると、回転するプーリに光ファイバ１６を懸架するようにした第１の懸架部８１および第２の懸架部８２に代えて、凸状湾曲面を有する部材に光ファイバ１６を懸架するようにした第１の懸架部８４および第２の懸架部８５が適用されている点で異なるものである。上述のような部材としては、円柱状部材、または円柱状部材を周面の一部を残す状態に切り取った形の部材が好適に用いられる。本実施形態では、後者の部材の一例として、円柱状部材を、中心軸を含む面で半割りにした形の部材が用いられている。このような部材は、凸状湾曲面の摩擦係数が小さい部材であることが望ましく、例えば合成樹脂を好適に用いて作製することができる。
　なお本実施形態において、第１の懸架部８４を、内針６０の射出動作と連動してこの射出の方向と同じ方向に移動させる懸架部直線駆動手段は、第１の実施形態と同様に、内針射出手段７１と、この内針射出手段７１によって射出された内針６０の移動力を第１の懸架部８４に伝達する光ファイバ１６と、台座８０とを含んで構成されている。
　以上の構成を有する本実施形態の穿刺装置２１５においても、基本的に、第１実施形態の穿刺装置１５によるものと同様の効果を得ることができる。
　ここで、懸架部直線駆動手段の他の例について、図８および図９を説明して説明する。これらの図に示す穿刺装置１１５は第１の実施形態の穿刺装置１５の変形例であり、後述する懸架部直線駆動手段以外の構成は基本的に上記穿刺装置１５の構成と同じである。また、図８および図９の表示の仕方も図４および図５と同じである。
　本例の懸架部直線駆動手段は、第１の懸架部８１を搭載して内針６０の移動方向つまり図中の左右方向に移動自在とされた移動台９０と、棒状のリンク部材９１と、内針基台７０と、内針射出手段７１とを含んで構成されている。リンク部材９１は、移動台９０と共にリンク機構を構成するものであって、上端近傍および下端近傍にそれぞれ係合ピン９２、９３を有している。上側の係合ピン９２は、内針基台７０に連結された図示外の連結部と係合している。また、下側の係合ピン９３は移動台９０に設けられた長孔９０ａと、把持部５５に設けられた図示外の案内部材に穿設された長孔９４（図中破線表示）との双方に係合している。なお、上記移動台９０およびリンク部材９１により、本発明におけるリンク機構が構成されている。また本例でも、把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂは、光ファイバ１６における固定部位１６Ｆと同じ位置である。
　上記の構成において、図８の状態から内針射出手段７１が内針６０を射出する力は、内針基台７０および上記連結部を介して、係合ピン９２の部分からリンク部材９１に伝達される。それによりリンク部材９１は内針基台７０と共に前進動し、係合ピン９３を介して移動台９０を図中左方に移動させる。またこのとき、係合ピン９３が長孔９４に係合していることにより、移動台９０の移動量も予め定められた値に設定される。こうして、移動台９０に搭載されている第１の懸架部８１が、図８に示される位置から、図９に示される位置まで、内針６０の射出と連動して移動することになる。
　次に図１０を参照して、懸架部直線駆動手段のさらに別の例について説明する。本例の懸架部直線駆動手段は、第１の懸架部８１を搭載して内針６０の移動方向つまり図中の左右方向に移動自在とされた移動台１００と、この移動台１００の前端近傍部分に上向きに取り付けられて内針６０の移動方向と平行な方向に延びるラック１０１と、図９等の内針基台７０に代えて用いられた断面Ｌ字形の内針基台１７０と、この内針基台１７０の下面に下向きに取り付けられて内針６０の移動方向と平行な方向に延びるラック１０２と、このラック１０２に噛合するピニオン（平歯車）１０３と、このピニオン１０３および上記ラック１０１に噛合するピニオン１０４とを含んで構成されている。
　上記の構成において、図１０の状態において内針射出手段を構成するコイルばね７１ａが内針６０を射出する力は、内針基台１７０を介し、さらにラック１０２、ピニオン１０３、ピニオン１０４およびラック１０１からなる歯車機構を介して移動台１００に伝達される。それにより、移動台１００が前進動し、この移動台１００に搭載されている第１の懸架部８１が、図１０に示される位置から内針射出方向と同じ方向に、内針６０の射出と連動して移動することになる。
　なお本例においては、プーリからなる第１の懸架部８１が光ファイバ１６に対して動滑車として作用するので、内針基台１７０の移動量に対して、第１の懸架部８１を搭載している移動台１００の移動量は１／２に設定する必要がある。そこでピニオン１０３とピニオン１０４は、歯数比が１：２に設定されている。
　＜穿刺装置の第３の実施形態＞
　次に、本発明の第３の実施形態による穿刺装置３１５について、図１１および図１２を参照して説明する。図１１は、外針５０および内針６０が前述した退避位置にある場合の穿刺装置３１５を示す一部破断側面図である。一方図１２は、外針５０および内針６０が前述した突出位置にある場合の穿刺装置３１５を示す一部破断側面図である。なお図１１では、外針５０および内針６０が突出位置にあるときの第２の懸架部８２を、併せて破線で示してある。
　本実施形態の穿刺装置３１５は、第１実施形態の穿刺装置１５と比べると、内針６０の射出と連動させて第１の懸架部８１を移動させる代わりに、第２の懸架部８２を移動させるように構成されている点で異なるものである。すなわち本実施形態では、ファイバ送出調整機構５２には、内針６０の移動方向つまり図中の左右方向に移動自在にして台座３８０が保持され、この台座３８０に例えばプーリからなる第２の懸架部８２が保持されている。
　上記の構成において、図１１の状態から内針射出手段７１が内針６０を射出する力は、例えば図示外のリンク機構を介して台座３８０に伝達され、それにより台座３８０は内針６０の射出方向とは反対の方向、つまり図中の右方に移動される。そして内針６０が突出位置に達したとき、台座３８０およびそこに保持された第２の懸架部８２は図１２に示す位置に移動する。なお、上述のリンク機構として具体的には、図８および図９に示したリンク機構において、移動台９０とリンク部材９１との間にもう一つのリンク部材を介在させて、移動台９０の移動方向を図８および図９におけるのとは反対に切り替えるようにした機構等を用いることができる。またリンク機構に代えて、歯車機構を用いることも可能である。そのような歯車機構として具体的には、図１０に示した歯車機構において、２つのピニオン１０３、１０４の間にさらに別のピニオンを介在させて、移動台１００の移動方向を図１０におけるのとは反対に切り替えるようにした機構等を用いることができる。
　こうして、光ファイバ１６が前方に移動するのに対応して、第１の懸架部８１および第２の懸架部８２によって迂回されている分の光ファイバ１６の長さが連続的に短くなって行くので、内針６０の後端と把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂとの間の光ファイバ１６は、弛みの無い状態で、かつ大きな張力が作用することも無い状態を維持する。それにより、内針６０の射出に起因して光ファイバ１６が切断したり損傷したりすることが防止され、また、第１の懸架部８１あるいは第２の懸架部８２から光ファイバ１６が外れることも防止される。なお本実施形態でも、把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂは、光ファイバ１６における固定部位１６Ｆと同じ位置である。
　本実施形態においても、光ファイバ１６の前述した迂回長は、内針６０が退避位置にあるときに内針射出距離（退避位置と突出位置との間の距離）に相当する光ファイバ１６の長さおよび前述した余長を吸収する比較的長い迂回長から、内針６０が突出位置にあるとき上記余長だけを吸収する比較的短い迂回長まで、内針６０の移動に伴って連続的に変化する。
　＜穿刺装置の第４の実施形態＞
　次に、本発明の第４の実施形態による穿刺装置４１５について、図１３および図１４を参照して説明する。図１３は、外針５０および内針６０が前述した退避位置にある場合の穿刺装置４１５を示す一部破断側面図である。一方図１４は、外針５０および内針６０が前述した突出位置にある場合の穿刺装置４１５を示す一部破断側面図である。なお図１３では、外針５０および内針６０が突出位置にあるときの第１の懸架部８１を、併せて破線で示してある。
　本実施形態の穿刺装置３１５は、第１実施形態の穿刺装置１５と比べると、内針６０の射出と連動させて第１の懸架部８１を直線移動させる代わりに、第１の懸架部８１を回転移動させるように構成されている点で異なるものである。すなわち本実施形態では、ファイバ送出調整機構５２には、第１の懸架部８１および第２の懸架部８２を保持して、回転可能とされた回転台座４００が設けられている。回転台座４００は、懸架部８１および８２に懸架されている光ファイバ１６が延在している面（つまり光ファイバ１６の中心線を含む一つの面）に直角な軸の周りに回転可能とされている。本実施形態において上記軸は、第２の懸架部８２を構成するプーリの回転軸と一致している。
　本実施形態では、回転台座４００と、内針射出手段７１と、この針射出手段７１によって射出された内針６０の移動力を回転台座４００に伝達する図示外の機構とを含んで、本発明における懸架部回転駆動手段が構成されている。なお上記の機構としては、例えばリンク機構や歯車機構を用いることができる。
　上記の構成において、図１３の状態から内針射出手段７１が内針６０を射出する力は、上記のリンク機構等を介して回転台座４００に伝達され、それにより回転台座４００は上記軸の周りに図中反時計方向に回転する。そこで、内針６０の射出動作と連動して第１の懸架部８１が、内針６０に近付く方向に回転移動される。内針６０が突出位置に達したとき、回転台座４００およびそこに保持された第１の懸架部８１は図１４に示す位置に移動する。
　こうして、光ファイバ１６が前方に移動するのに対応して、第１の懸架部８１および第２の懸架部８２によって迂回されている分の光ファイバ１６の長さが連続的に短くなって行くので、内針６０の後端と把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂとの間の光ファイバ１６は、弛みの無い状態で、かつ大きな張力が作用することも無い状態を維持する。それにより、内針６０の射出に起因して光ファイバ１６が切断したり損傷したりすることが防止され、また、第１の懸架部８１あるいは第２の懸架部８２から光ファイバ１６が外れることも防止される。なお本実施形態でも、把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂは、光ファイバ１６における固定部位１６Ｆと同じ位置である。
　本実施形態においても、光ファイバ１６の前述した迂回長は、内針６０が退避位置にあるときに内針射出距離（退避位置と突出位置との間の距離）に相当する光ファイバ１６の長さおよび前述した余長を吸収する比較的長い迂回長から、内針６０が突出位置にあるとき上記余長だけを吸収する比較的短い迂回長まで、内針６０の移動に伴って連続的に変化する。
　＜穿刺装置の第５の実施形態＞
　次に、本発明の第５の実施形態による穿刺装置について、図１５および図１６を参照して説明する。図１５は、外針５０および内針６０が前述した退避位置にある場合の穿刺装置５１５を示す一部破断側面図である。一方図１６は、外針５０および内針６０が前述した突出位置にある場合の穿刺装置５１５を示す一部破断側面図である。なお図１５では、外針５０および内針６０が突出位置にあるときの第１の懸架部８１を、併せて破線で示してある。
　本実施形態の穿刺装置５１５は、第４実施形態の穿刺装置４１５と比べると、回転台座４００に代えて回転台座５００が用いられ、そして案内プーリ５０１がさらに設けられている点で異なるものである。案内プーリ５０１は、内針６０の後端と第１の懸架部８１との間に設けられて、光ファイバ１６の延びる向きを変える案内手段を構成している。なお本実施形態でも、把持部５５の光ファイバ固定位置５５ｂは、光ファイバ１６における固定部位１６Ｆと同じ位置である。
　回転台座５００は第４実施形態における回転台座４００と同様に回転するものであり、よって本実施形態においても基本的に第４実施形態におけるのと同様の効果が得られる。それに加えて本実施形態においては、上述の通りの案内プーリ５０１を設けることにより、回転台座５００の配置の自由度、つまりは第１の懸架部８１および第２の懸架部８２の配置の自由度を高くすることができる。
　以上、外針５０と内針６０とが組み合わされてなる穿刺針ユニットに適用された実施形態について説明したが、本発明はこのような穿刺針ユニットに限らず、１本の穿刺針を有する穿刺装置に対しても適用可能である。
　また穿刺装置を構成する穿刺針も、試料採取用の生検針に限らず、被検体に対して治療や薬液注入等のその他の処置を施すための穿刺針であってもよい。
　ここで、光音響計測装置の別の実施形態について説明する。図１７に示す光音響計測装置１１０は、図１に示した光音響計測装置１０と比べると、被検体Ｍの光音響画像を取得するためにプローブ１１にレーザ光Ｌを送る比較的高出力のレーザユニット１３の他に、もう１つのレーザユニット１１３が設けられている点で異なるものである。このレーザユニット１１３は、例えばＬＤ（laser diode）やＬＥＤ（light emitting diode）等の比較的低出力のレーザ光源が適用可能である。なぜならば、光ファイバを用いて穿刺針先端まで導光するため、組織での吸収散乱の影響を受ける体表からレーザ光Ｌを照射する場合に比べて、光の減衰が少ないためである。本例においてレーザユニット１１３の駆動は、レーザユニット１３の駆動を制御する制御部３４によって制御されるが、それに限らず、制御部３４以外の別の制御部によって制御されてもよい。
　上記レーザユニット１１３から発せられたレーザ光は、光ファイバ１６を導光させて穿刺装置１５に送られる。なお、この場合も、光ファイバ１６の一部は穿刺装置１５を構成している。また本実施形態では穿刺装置として、先に説明した第１実施形態の穿刺装置１５を用いているが、第１～５実施形態のいずれの穿刺装置が適用されてもよい。
　このように、被検体Ｍ内の血管等を示す光音響画像の取得用と、穿刺針先端部を示す光音響画像の取得用に互いに別の光源、つまりレーザユニット１３とレーザユニット１１３とを用いる場合は、それらの光源を互いに独立して駆動させることができる。したがってこの場合は、被検体Ｍの光音響画像および超音波画像、穿刺針の光音響画像を、別個に取得、表示可能となる。被検体Ｍの光音響画像と内針６０の先端近傍部分とを併せて表示部１４に表示させる場合、血管等の組織と、内針先端近傍部分とを互いに異なる色に分けて表示させることも可能である。血管等の組織と内針先端近傍部分とをより明確に区別して認識可能となるので、血管等の組織を避けて内針６０による試料採取をより安全に行うことができる。
　なお、図１のようにレーザユニット等の光源を１つだけ有する場合においても、その光源から発せられた光を２つの光路に分岐し、各光路にシャッタを設け、それらのシャッタの開閉により、プローブ１１と穿刺装置１５のいずれかに選択的に光が送られるように構成した場合には、２つのシャッタの開閉状態を短時間内に切り替えて、前者の光音響画像に関する光音響波検出信号と、後者の光音響画像に関する光音響波検出信号とを交互に取得することが可能であるため、同様の効果を得ることができる。
　次に、光音響計測装置のさらに異なる実施形態について説明する。図１８に示す光音響計測装置２１０は、図１７に示す光音響計測装置１１０と比べると、被検体Ｍの光音響画像を取得するための構成すなわち、レーザユニット１３、光ファイバ４２、および光出射部４０が省かれている点が異なるものである。つまり本実施形態におけるプローブ１１は、光照射機能を持たないものとなっている。
　このような光音響計測装置２１０によれば、被検体Ｍの超音波画像と穿刺針の光音響画像が取得され、穿刺装置１５の内針６０（図４参照）の先端近傍を示す光音響画像は、表示部１４において被検体Ｍの超音波画像に重畳して表示される。
　以上の構成を有する光音響計測装置２１０は、既存の超音波画像取得装置に対して、穿刺装置１５と、レーザユニット１１３、並びに光音響画像取得用のプログラムソフトウェアを追加するだけで構成できるので、穿刺針の先端確認という要求に低コストで対応可能となる。
　　　１０、１１０、２１０　　光音響計測装置
　　　１１　　プローブ
　　　１２　　超音波ユニット
　　　１３　　レーザユニット
　　　１４　　表示部
　　　１５、１１５、２１５、３１５、４１５、５１５　　穿刺装置
　　　１６　　光ファイバ
　　　１６Ｆ　光ファイバの固定部位
　　　２０　　振動子アレイ
　　　２１　　受信回路
　　　２２　　受信メモリ
　　　２３　　データ分離手段
　　　２４　　光音響画像生成部
　　　２９　　超音波画像生成部
　　　３０　　表示制御部
　　　３３　　送信制御回路
　　　３４　　制御部
　　　４０　　光出射部
　　　５０　　外針
　　　５１　　外針の先端
　　　５２　　ファイバ送出調整機構
　　　５３　　内針保持部
　　　５３ａ　内針案内部
　　　５３ｂ　内針保持部の前壁
　　　５４　　外針保持部
　　　５４ａ　外針案内部
　　　５４ｂ　外針保持部の前壁
　　　５５　　把持部
　　　５５ａ　把持部の開口
　　　５５ｂ　把持部の光ファイバ固定位置
　　　６０　　内針
　　　６１　　内針の先端
　　　６２　　試料採取部
　　　６４　　光吸収材
　　　７０　　内針基台
　　　７１　　内針射出手段
　　　７１ａ、７３ａ　コイルばね
　　　７１ｂ、７３ｂ　トリガ部材
　　　７２　　外針基台
　　　７３　　外針射出手段
　　　８０、３８０　　台座
　　　８１、８４　　第１の懸架部
　　　８２、８５　　第２の懸架部
　　　９０、１００　　移動台
　　　９１　　リンク部材
　　　１０１、１０２　　ラック
　　　１０３、１０４　　ピニオン
　　　４００、５００　　回転台座
　　　５０１　　案内プーリ（案内手段）
　　　Ｌ　　レーザ光
　　　Ｍ　　被検体
　　　Ｕ　　音響波

Claims (23)

  1. 　先端から被検体に穿刺される穿刺針と、
    　前記穿刺針を該穿刺針の軸方向に移動可能に保持する把持部と、
    　前記穿刺針を、退避位置から、該退避位置よりも穿刺針先端側に予め定められた射出距離離れた突出位置まで射出する針射出手段と、
    　前記穿刺針内に配置され、前記穿刺針の後端から光を導く光ファイバとを有する穿刺装置において、
    　前記光ファイバが、穿刺針の後端から該光ファイバの前記他端側に離れた固定部位において前記把持部に固定され、
    　前記穿刺針の後端と前記把持部における前記固定部位との間の光ファイバを弛みが生じない状態に懸架して迂回させ、穿刺針が前記退避位置と前記突出位置との間で移動する際に該移動に応じて迂回長を連続的に変化させて、該光ファイバを弛みが生じなく懸架している状態を維持させるファイバ送出調整機構が設けられたことを特徴とする穿刺装置。
  2. 　前記ファイバ送出調整機構が、
    　前記穿刺針の後端から後方に延びた光ファイバを懸架して該光ファイバの延びる方向を変える第１の懸架部と、
    　前記第１の懸架部を経た光ファイバを懸架して後方に導く第２の懸架部と、
    　前記第１の懸架部を、前記穿刺針の射出動作と連動して該穿刺針の射出方向と同じ方向に移動させる懸架部直線駆動手段と、
    を含んで構成されている請求項１記載の穿刺装置。
  3. 　前記懸架部直線駆動手段が、前記針射出手段と、該針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を前記第１の懸架部に伝達する前記光ファイバとを含んで構成されている請求項２記載の穿刺装置。
  4. 　前記第１の懸架部を、前記穿刺針の射出方向と反対の方向に付勢する懸架部付勢手段をさらに有する請求項３記載の穿刺装置。
  5. 　移動する前記第１の懸架部に当接して、該第１の懸架部の最大移動距離を規定する当接部をさらに有する請求項３または４記載の穿刺装置。
  6. 　前記懸架部直線駆動手段が、前記針射出手段と、該針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を前記第１の懸架部に伝達するリンク機構とを含んで構成されている請求項２記載の穿刺装置。
  7. 　前記懸架部直線駆動手段が、前記針射出手段と、該針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を前記第１の懸架部に伝達する歯車機構とを含んで構成されている請求項２記載の穿刺装置。
  8. 　前記ファイバ送出調整機構が、
    　前記穿刺針の後端から後方に延びた光ファイバを懸架して該光ファイバの延びる方向を変える第１の懸架部と、
    　前記第１の懸架部を経た光ファイバを懸架して後方に導く第２の懸架部と、
    　前記第２の懸架部を、前記穿刺針の射出動作と連動して該穿刺針の射出方向と反対の方向に移動させる懸架部直線駆動手段と、
    を含んで構成されている請求項１記載の穿刺装置。
  9. 　前記懸架部直線駆動手段が、前記針射出手段と、該針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を前記第２の懸架部に伝達するリンク機構とを含んで構成されている請求項８記載の穿刺装置。
  10. 　前記懸架部直線駆動手段が、前記針射出手段と、該針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を前記第２の懸架部に伝達する歯車機構とを含んで構成されている請求項８記載の穿刺装置。
  11. 　前記第１の懸架部および前記第２の懸架部が、光ファイバをＳ字形に懸架する状態に配置されている請求項２から１０いずれか１項記載の穿刺装置。
  12. 　前記ファイバ送出調整機構が、
    　前記穿刺針の後端から後方に延びた光ファイバを懸架して該光ファイバの延びる方向を変える第１の懸架部と、
    　前記第１の懸架部を経た光ファイバを懸架して後方に導く第２の懸架部と、
    　前記第１の懸架部および第２の懸架部を保持して、該２つの懸架部に懸架されている前記光ファイバが延在している面に直角な軸の周りに回転可能とされた回転台座と、
    　前記穿刺針の射出動作と連動して前記回転台座を、前記第１の懸架部が前記穿刺針に近付く方向に回転する懸架部回転駆動手段と、
    を含んで構成されている請求項１記載の穿刺装置。
  13. 　前記懸架部回転駆動手段が、前記針射出手段と、該針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を前記回転台座に伝達するリンク機構とを含んで構成されている請求項１２記載の穿刺装置。
  14. 　前記懸架部回転駆動手段が、前記針射出手段と、該針射出手段によって射出された穿刺針の移動力を前記回転台座に伝達する歯車機構とを含んで構成されている請求項１２記載の穿刺装置。
  15. 　前記第１の懸架部および前記第２の懸架部の少なくとも一方が、プーリに光ファイバを懸架する構成を有する請求項２から１４いずれか１項記載の穿刺装置。
  16. 　前記第１の懸架部および前記第２の懸架部の少なくとも一方が、光ファイバを滑動させる凸状湾曲面を有する部材に光ファイバを懸架する構成を有する請求項２から１４いずれか１項記載の穿刺装置。
  17. 　前記穿刺針の後端と前記第１の懸架部との間に、光ファイバの延びる方向を変える案内手段をさらに有する請求項２から１６いずれか１項記載の穿刺装置。
  18. 　前記穿刺針の後端が基台に固定され、この基台を介して穿刺針が射出される請求項１から１７いずれか１項記載の穿刺装置。
  19. 　前記針射出手段が、ばね力によって穿刺針を射出する手段である請求項１から１８いずれか１項記載の穿刺装置。
  20. 　前記穿刺針が、外周面から内方に切り込んだ凹部状の試料採取部を有する生検針である請求項１から１９いずれか１項記載の穿刺装置。
  21. 　前記穿刺針が、中空管状の外針と、該外針の中に収容されて外針の管軸方向に移動自在とされた内針とを有する穿刺針ユニットにおける内針である請求項１から２０いずれか１項記載の穿刺装置。
  22. 　前記外針を、前記穿刺針である内針の射出方向と同じ方向に射出する外針射出手段をさらに有する請求項２１記載の穿刺装置。
  23. 　請求項１から２２いずれか１項記載の穿刺装置を備えた光音響計測装置。
PCT/JP2016/054770 2015-03-31 2016-02-19 穿刺装置および光音響計測装置 WO2016158060A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201680018921.8A CN107427292B (zh) 2015-03-31 2016-02-19 穿刺装置及光声测量装置
JP2017509367A JP6374099B2 (ja) 2015-03-31 2016-02-19 穿刺装置および光音響計測装置
US15/711,807 US10485631B2 (en) 2015-03-31 2017-09-21 Insertion device and photoacoustic measurement apparatus

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015-071945 2015-03-31
JP2015071945 2015-03-31

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US15/711,807 Continuation US10485631B2 (en) 2015-03-31 2017-09-21 Insertion device and photoacoustic measurement apparatus

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2016158060A1 true WO2016158060A1 (ja) 2016-10-06

Family

ID=57005734

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2016/054770 WO2016158060A1 (ja) 2015-03-31 2016-02-19 穿刺装置および光音響計測装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10485631B2 (ja)
JP (1) JP6374099B2 (ja)
CN (1) CN107427292B (ja)
WO (1) WO2016158060A1 (ja)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018187750A1 (en) * 2017-04-06 2018-10-11 Alec Goldenberg Biopsy needle
JP2018202042A (ja) * 2017-06-08 2018-12-27 株式会社テクノサイエンス 穿刺システム、穿刺制御装置及び穿刺針
US11589753B2 (en) * 2018-01-31 2023-02-28 Fujifilm Corporation Acoustic wave device and control method of acoustic wave device

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20210282857A1 (en) * 2018-07-17 2021-09-16 The Johns Hopkins University Internal laser light delivery for photoacoustic-guided drilling
CN109589158A (zh) * 2018-12-10 2019-04-09 杭州德柯医疗科技有限公司 穿刺驱动机构及其穿刺装置
CN111588421B (zh) * 2020-05-29 2022-11-18 南方医科大学珠江医院 一种肝胆外科穿刺设备

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014068468A1 (en) * 2012-11-02 2014-05-08 Koninklijke Philips N.V. System with photonic biopsy device for obtaining pathological information
WO2014109148A1 (ja) * 2013-01-09 2014-07-17 富士フイルム株式会社 光音響画像生成装置及び挿入物

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0754855Y2 (ja) 1989-06-16 1995-12-18 アロカ株式会社 光音響センサ
US6564087B1 (en) * 1991-04-29 2003-05-13 Massachusetts Institute Of Technology Fiber optic needle probes for optical coherence tomography imaging
US5785663A (en) * 1992-12-21 1998-07-28 Artann Corporation Method and device for mechanical imaging of prostate
US5987346A (en) * 1993-02-26 1999-11-16 Benaron; David A. Device and method for classification of tissue
US6152918A (en) * 1996-04-05 2000-11-28 Eclipse Surgical Technologies, Inc. Laser device with auto-piercing tip for myocardial revascularization procedures
JP4545696B2 (ja) * 2005-09-30 2010-09-15 富士フイルム株式会社 光プローブ
JP4866773B2 (ja) 2007-03-30 2012-02-01 テルモ株式会社 穿刺装置
US9226731B2 (en) * 2007-05-21 2016-01-05 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Optically guided needle biopsy system using multi-modal spectroscopy in combination with a transrectal ultrasound probe
WO2009109879A2 (en) * 2008-03-03 2009-09-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Biopsy guidance by electromagnetic tracking and photonic needle
US9125562B2 (en) * 2009-07-01 2015-09-08 Avinger, Inc. Catheter-based off-axis optical coherence tomography imaging system
WO2010041473A1 (ja) 2008-10-09 2010-04-15 パナソニック株式会社 穿刺針カートリッジ及び穿刺装置
US10390805B2 (en) * 2012-06-26 2019-08-27 Koninklijke Philips N.V. Biopsy needle with large fiber distance at the tip

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014068468A1 (en) * 2012-11-02 2014-05-08 Koninklijke Philips N.V. System with photonic biopsy device for obtaining pathological information
WO2014109148A1 (ja) * 2013-01-09 2014-07-17 富士フイルム株式会社 光音響画像生成装置及び挿入物

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018187750A1 (en) * 2017-04-06 2018-10-11 Alec Goldenberg Biopsy needle
JP2020516421A (ja) * 2017-04-06 2020-06-11 ゴールデンバーグ，アレク 生検用針
US11612383B2 (en) 2017-04-06 2023-03-28 FullCore, LLC Biopsy needle
JP7348453B2 (ja) 2017-04-06 2023-09-21 フルコア，エルエルシー 生検用針
JP2018202042A (ja) * 2017-06-08 2018-12-27 株式会社テクノサイエンス 穿刺システム、穿刺制御装置及び穿刺針
JP7182240B2 (ja) 2017-06-08 2022-12-02 株式会社テクノサイエンス 穿刺システム及び穿刺制御装置
US11589753B2 (en) * 2018-01-31 2023-02-28 Fujifilm Corporation Acoustic wave device and control method of acoustic wave device

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2016158060A1 (ja) 2018-01-11
CN107427292B (zh) 2020-04-17
US10485631B2 (en) 2019-11-26
CN107427292A (zh) 2017-12-01
US20180008369A1 (en) 2018-01-11
JP6374099B2 (ja) 2018-08-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6374099B2 (ja) 穿刺装置および光音響計測装置
JP6408136B2 (ja) 生検針および光音響計測装置
JP6482695B2 (ja) 光音響画像生成装置及び挿入物
CN107252304B (zh) 光声图像生成装置及插入物
JP4768494B2 (ja) 画像診断装置およびその処理方法
JP4619803B2 (ja) 蛍光断層画像取得装置
JP5702313B2 (ja) 光音響分析用プローブユニットおよび光音響分析装置
JP5907918B2 (ja) 光音響計測装置および光音響計測方法並びにプローブの接触判断方法
WO2016153427A1 (en) Photo-acoustic imaging apparatus and methods of operation
JP2013022171A (ja) カテーテル型光音響用プローブ
JP2006204430A (ja) 断層画像取得装置
JP2012249739A (ja) 光音響撮像装置およびその作動方法
JP6396580B2 (ja) 生検針および光音響計測装置
WO2013080539A1 (ja) 光音響画像生成装置および光音響画像生成方法
KR101657163B1 (ko) 광음향 프로브 모듈, 이를 포함하는 광음향 영상장치
EP3100684A1 (en) Probe for photoacoustic measurement and photoacoustic measurement device including same
JP2014079485A (ja) 被検体情報取得装置および被検体情報取得装置の制御方法
JP2016187484A (ja) 注液針および光音響計測装置
WO2018061806A1 (ja) 挿入物およびその挿入物を備えた光音響計測装置並びに挿入物の製造方法
WO2016111103A1 (ja) 光音響計測用プローブ並びにそれを備えたプローブユニットおよび光音響計測装置
JP6129694B2 (ja) 光音響計測用プローブおよびそれを備えた光音響計測装置
EP3243443A1 (en) Probe for photoacoustic measurement, probe unit comprising same, and photoacoustic measuring device

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: 16771944

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2017509367

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 16771944

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1