專利名稱：生物體觀測(cè)設(shè)備和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種生物體觀測(cè)設(shè)備和方法，尤其涉及一種使 用聲波和光來(lái)獲得表示活體組織的內(nèi)部狀態(tài)的信息的生物體觀 測(cè)設(shè)備和方法。
背景技術(shù)：
近年來(lái)，作為用于活體的光學(xué)斷層成像(optical tomographic imaging), 已殺口有光學(xué)CT(computed tomography, 計(jì)算機(jī)斷層成像)、光學(xué)相干斷層成像(optical coherence tomography ，下文中稱為"OCT")和光聲斷層成像(photoacoustic tomography)。
光學(xué)C T利用受活體內(nèi)散射的影響相對(duì)較弱的波長(zhǎng)范圍為 700nm 1200nm的近紅外線光。因此，光學(xué)CT使得能夠獲得黏 膜下方直至幾cm等的活體深部的斷層像(tomogram)。
利用干涉的OCT可以在短時(shí)間內(nèi)以高的分辨率(幾pni至幾 十pm)獲得活體的直到約2mm深度的斷層圖像。在眼科領(lǐng)域已 經(jīng)將OCT投入診斷視網(wǎng)膜病的實(shí)際應(yīng)用中。因此，OCT在醫(yī)學(xué) 界已經(jīng)引起了極大關(guān)注。
盡管光學(xué)CT可以獲得活體深部的信息，但其空間分辨率低 至幾毫米。與之相反，OCT難以在黏膜下方約2mm或更深的深 度處進(jìn)行觀測(cè)并提供如癌等肺瘤組織的良好質(zhì)量的圖像。這是 因?yàn)樵诨铙w的深部和肺瘤組織中，光學(xué)相干受血液的吸收或強(qiáng) 散射的影響而被極大地干擾。
考慮到這種情況，在日本特開(kāi)2000-88743號(hào)公報(bào)中已經(jīng)公 開(kāi)了不使用光學(xué)CT和OCT來(lái)獲得活體的內(nèi)部信息的技術(shù)。在該技術(shù)中，將超聲波和光輻射至活體內(nèi)部的對(duì)象部位以便在對(duì)象 部位檢測(cè)光被超聲波調(diào)制的程度。因此，能夠獲得與活體的對(duì) 象部位有關(guān)的信息。
通常，當(dāng)治療如癌等腫瘤組織時(shí)，才艮據(jù)包括腫瘤組織的觀 測(cè)部位的狀況和侵入該部位的程度，選擇適當(dāng)?shù)募夹g(shù)。因此， 當(dāng)治療如癌等腫瘤組織時(shí)，有必要在選擇技術(shù)之前識(shí)別腫瘤組 織和正常組織之間的邊界所存在的區(qū)域在對(duì)象部位的深度方向 上的位置。
然而，根據(jù)在日本特開(kāi)2000-88743號(hào)公報(bào)中公開(kāi)的光學(xué)測(cè) 量設(shè)備，在用于獲得活體信息的條件不適合時(shí)，不能限定胂瘤 組織和正常組織之間的邊界所存在的區(qū)域。因此，存在對(duì)腫瘤 組織進(jìn)行外科手術(shù)期間醫(yī)生負(fù)擔(dān)過(guò)重的問(wèn)題。

發(fā)明內(nèi)容
考慮到前述傳統(tǒng)情況做出了本發(fā)明，并且本發(fā)明的目的在 于提供一種在治療腫瘤組織時(shí)減輕手術(shù)者的負(fù)擔(dān)的生物體觀測(cè) 設(shè)備和方法。
根據(jù)本發(fā)明的生物體觀測(cè)設(shè)備包括聲波輻射單元，用于 將聲波輻射至活體組織中要檢查的對(duì)象；光輻射單元，用于將 光輻射至所述對(duì)象；光千涉單元，用于使從所述光輻射單元輻 射出的所述光與從所述聲波到達(dá)的區(qū)域反射來(lái)的光進(jìn)行干涉， 并輻射千涉光；光檢測(cè)器，用于檢測(cè)從所述光干涉單元輻射出 的所述千涉光，并輸出與所述干涉光相對(duì)應(yīng)的干涉信號(hào)；以及 計(jì)算單元，用于基于從所述光檢測(cè)器輸出的所述干涉信號(hào)來(lái)計(jì) 算所輻射出的光的頻率調(diào)制量，并順序計(jì)算相鄰的兩個(gè)頻率調(diào) 制量之間的差值。
根據(jù)本發(fā)明的生物體觀測(cè)方法包括將聲波輻射至活體組織中要檢查的對(duì)象；將光輻射至所述對(duì)象；使所輻射的光與從 所述聲波到達(dá)的區(qū)域反射來(lái)的光進(jìn)行干涉，并輻射干涉光；輸 出與所述干涉光相對(duì)應(yīng)的干涉信號(hào)；基于所述干涉信號(hào)計(jì)算所 輻射出的光的頻率調(diào)制量；以及順序計(jì)算相鄰的兩個(gè)頻率調(diào)制 量之間的差值。


在附圖中
圖l是舉例示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的生物體觀測(cè)設(shè)備的概
要的框圖2是詳細(xì)示出光學(xué)耦合器的結(jié)構(gòu)的圖3是舉例示出光纖的端部的結(jié)構(gòu)的截面圖4是示出生物體觀測(cè)設(shè)備的操作的流程圖5是舉例示出存在于活體組織中的腫瘤組織的狀態(tài)的截
面圖6是舉例示出使包括圖5所示的胂瘤組織的區(qū)域可視化的 斷層像的圖7是舉例示出根據(jù)本發(fā)明另 一 實(shí)施例的生物體觀測(cè)設(shè)備
的概要的框圖8是示出生物體觀測(cè)設(shè)備的操作的流程圖9A舉例示出由圖7所示的生物體觀測(cè)設(shè)備輻射至活體組
織的超聲波的波形；
圖9B詳細(xì)示出圖9A所示的波形的始端部分；以及 圖9C詳細(xì)示出圖9A所示的波形的末端部分。
具體實(shí)施例方式
在下文中，將結(jié)合

本發(fā)明的實(shí)施例?，F(xiàn)在將參考圖1 圖9C,說(shuō)明根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的生物體觀 測(cè)設(shè)備。
圖l概述了生物體觀測(cè)設(shè)備l。如圖1所示，生物體觀測(cè)設(shè)備 1包括作為主要部件的掃描單元3、驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4、放大器5、 信號(hào)處理器6、個(gè)人計(jì)算機(jī)(下文中，稱為"PC,，)7、顯示單元8、 掃描信號(hào)生成器9、光源21、參照反射鏡25、中心處形成有開(kāi)口 的超聲換能器(ultrasound transducer)26和聲學(xué)透鏡26a、光檢測(cè) 器27、光纖52a、 52b、 52c和52d、光學(xué)耦合器53和準(zhǔn)直透鏡 (collimating lens)56。
另外，如圖2所示，光學(xué)耦合器53包括第一耦合器53a和第 二耦合器53b。
每當(dāng)掃描單元3接收從掃描信號(hào)生成器9輸出的掃描信號(hào) 時(shí)，掃描單元3沿圖1所示的X軸或Y軸方向改變超聲換能器26 相對(duì)于活體組織LT的位置(掃描位置)。
驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4產(chǎn)生超聲波驅(qū)動(dòng)信號(hào)以使超聲換能器26 和聲學(xué)透鏡26a輻射具有預(yù)定波長(zhǎng)(或預(yù)定頻率)的超聲波，并將 所產(chǎn)生的超聲波驅(qū)動(dòng)信號(hào)輸出至放大器5。另外，驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成 器4向掃描信號(hào)生成器9輸出定時(shí)信號(hào)。該定時(shí)信號(hào)表示向放大 器5輸出超聲波驅(qū)動(dòng)信號(hào)的定時(shí)。此外，當(dāng)掃描單元3的掃描位 置到達(dá)掃描單元3的掃描范圍的末端位置時(shí)，驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4 向PC 7和掃描信號(hào)生成器9輸出觸發(fā)信號(hào)。
放大器5包括功率放大器。該放大器5對(duì)從驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4 輸出的超聲波驅(qū)動(dòng)信號(hào)的功率進(jìn)行放大，并將放大后的超聲波 驅(qū)動(dòng)信號(hào)提供給超聲換能器26。
基于掃描信號(hào)生成器9從驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4接收定時(shí)信號(hào)和 觸發(fā)信號(hào)的定時(shí)，掃描信號(hào)生成器9將用于改變掃描位置的掃描 信號(hào)提供給掃描單元3。盡管沒(méi)有示出，然而光源21包括發(fā)出能夠進(jìn)入活體組織LT 內(nèi)部要檢查的對(duì)象部位的光的激光器以及聚光透鏡。
如圖l和圖2所示，光纖52a—端(第一端)連接至光源21并且 另 一端(第二端)連接至第一耦合器53a。
如圖2所示，光纖52b包括光接收纖維束60a和光發(fā)送纖維束 60b。纖維束60a—端(第一端)連接至第二耦合器53b，并且另一 端(第二端)連接至在超聲換能器26和聲學(xué)透鏡26a的中心處形 成的開(kāi)口(未示出)，使得另 一端(第二端)從中插入。同時(shí)，纖維 束60b—端(第 一端)連接至第一耦合器53a并且另 一端(第二端) 連接至在超聲換能器26和聲學(xué)透鏡26a的中心處形成的開(kāi)口 ，使 得另 一端(第二端)從中插入。如圖3所示，纖維束60a和60b的另 一端(第二端)都布置在超聲換能器26和聲學(xué)透鏡26a的開(kāi)口處。 在圖3中，纖維束60a適合作為芯(core)并且被纖維束60b所圍繞。
超聲換能器26和聲學(xué)透鏡26a在使超聲波會(huì)聚的同時(shí)，沿從 布置在開(kāi)口處的纖維束60b并且向著活體組織LT內(nèi)部的對(duì)象部 位輻射光的方向，輻射與從放大器5接收到的超聲波驅(qū)動(dòng)信號(hào)相 對(duì)應(yīng)的預(yù)定超聲波。由此，從超聲換能器26和聲學(xué)透鏡26a輻射 來(lái)的超聲波作為循環(huán)壓縮波(cyclic compressional wave)在活體 組織LT內(nèi)部傳播。該超聲波在位于活體組織LT的深度方向(圖1 所示的Z軸方向)上的預(yù)定區(qū)域處會(huì)聚。
注意，在例如掃描單元3的控制下，本實(shí)施例的聲學(xué)透鏡2 6 a 可以沿活體組織LT的深度方向(圖1所示的Z軸方向)適當(dāng)?shù)馗淖?超聲波會(huì)聚的位置。
如圖2所示，光纖52c包括光接收纖維束60c和光發(fā)送纖維束 60d。纖維束60c—端(第一端)連接至第二耦合器53b并且另 一端 (第二端)布置在光可以從準(zhǔn)直透鏡56進(jìn)入的位置處。此外，纖 維束60d—端(第一端)連接至第一耦合器53a并且另 一端(第二端)布置在光可以輻射至準(zhǔn)直透鏡56的位置處。
準(zhǔn)直透鏡56將來(lái)自纖維束60d的光作為平行光束 (parallel-flux light)輻射至參照反射鏡25。另外，準(zhǔn)直透鏡56使 從參照反射鏡25反射來(lái)的光會(huì)聚以將其輻射至纖維束60c。
如圖l和圖2所示，光纖52d—端(第一端)連接至第二耦合器 53b并且另 一端(第二端)連接至光檢測(cè)器27。
根據(jù)上述結(jié)構(gòu)，將從光源21發(fā)出的光通過(guò)光纖52a、第一耦 合器53a和纖維束60b輻射到活體組織LT，并通過(guò)光纖52a、第 一耦合器53a和纖維束60d輻射到準(zhǔn)直透鏡56。
將進(jìn)入準(zhǔn)直透鏡56的光轉(zhuǎn)換成平行光束并輻射到參照反射 鏡25。該光從參照反射鏡25反射。所反射的光再次通過(guò)準(zhǔn)直透 鏡56，并作為參照光進(jìn)入纖維束60c。然后將入射在纖維束60c 上的該參照光輻射至第二耦合器5 3 b 。
同時(shí)，通過(guò)纖維束60b輻射到活體組織LT的光沿深度方向 (圖1所示的Z軸方向)在活體組織LT內(nèi)部傳4番。該光到達(dá)與從超 聲換能器26和聲學(xué)透鏡26a輻射出的預(yù)定超聲波會(huì)聚的區(qū)域相 對(duì)應(yīng)的部位。光從該部位反射。從該部位反射來(lái)的光作為對(duì)象 光進(jìn)入纖維束60a。
在第二耦合器53b中，來(lái)自纖維束60a的對(duì)象光與來(lái)自纖維 束60c的參照光進(jìn)行干涉，從而產(chǎn)生干涉光。該千涉光通過(guò)光纖 52d進(jìn)入光檢測(cè)器27。
光檢測(cè)器2 7對(duì)來(lái)自第二耦合器5 3 b的千涉光應(yīng)用外差檢測(cè) (heterodyne detection)，并將檢測(cè)到的干涉光轉(zhuǎn)換成作為電信號(hào) 的干涉信號(hào)。光檢測(cè)器2 7將該干涉信號(hào)輸出至信號(hào)處理器6 。
信號(hào)處理器6設(shè)置有存儲(chǔ)器6a和光譜分析器或數(shù)字示波器 (未示出)。
信號(hào)處理器6檢測(cè)從光檢測(cè)器2 7輸出的干涉信號(hào)。在第 一 定時(shí)，信號(hào)處理器6基于檢測(cè)到的干涉信號(hào)計(jì)算從光源21輻射的光 的多普勒頻移量(Doppler shift amount)(即，頻率調(diào)制量)。信號(hào) 處理器6將該多普勒頻移量寫(xiě)入存儲(chǔ)器6a。
接著，在第一定時(shí)之后的第二定時(shí)處，信號(hào)處理器6以與在 第一定時(shí)相同的方式計(jì)算多普勒頻移量。信號(hào)處理器6計(jì)算在第 一定時(shí)計(jì)算出并寫(xiě)入存儲(chǔ)器6a的多普勒頻移量與在第二定時(shí)計(jì) 算出的多普勒頻移量之間的差值(多普勒頻移量的變化)。信號(hào) 處理器6將該差值輸出至PC 7。同時(shí)，信號(hào)處理器6利用在第二 定時(shí)計(jì)算出的多普勒頻移量覆蓋存儲(chǔ)器6a中的數(shù)據(jù)，從而更新 存儲(chǔ)器6a中的數(shù)據(jù)。隨后，信號(hào)處理器6將第二定時(shí)設(shè)置為當(dāng)前 的(現(xiàn)在的，更新后的)第一定時(shí)。信號(hào)處理器6計(jì)算在當(dāng)前的第 一定時(shí)計(jì)算出的多普勒頻移量與在當(dāng)前的第二定時(shí)計(jì)算出的多 普勒頻移量之間的差值(多普勒頻移量的變化)。信號(hào)處理器6將 該差值輸出至PC 7，并以與如上所述相同的方式更新存儲(chǔ)器6a 中的數(shù)據(jù)。信號(hào)處理器6重復(fù)上述處理。
PC 7包括CPU(中央處理單元)7a和存儲(chǔ)器7b，其中CPU 7a 進(jìn)行各種類型的計(jì)算和處理。
CPU 7a將從信號(hào)處理器6順序輸出的多普勒頻移量的變化 與表示掃描單元3可以進(jìn)行掃描的活體組織LT的掃描范圍內(nèi)的 位置的掃描位置信息相關(guān)聯(lián)。將彼此相關(guān)的多普勒頻移量的變 化和掃描位置信息存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器7b中。
然后，當(dāng)CPU 7a基于從驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4輸出的觸發(fā)信號(hào) 檢測(cè)掃描完成的狀態(tài)時(shí)，CPU 7a進(jìn)行映射以產(chǎn)生 一 幀的圖像數(shù) 據(jù)?；诖鎯?chǔ)在存儲(chǔ)器7b中的在輸入前一觸發(fā)信號(hào)的時(shí)刻與輸 入當(dāng)前觸發(fā)信號(hào)的時(shí)刻之間的多普勒頻移量的變化以及與所述 多普勒頻移量的變化相關(guān)的掃描位置信息，進(jìn)行映射。CPU7a 將 一 幀的圖像數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成視頻信號(hào)并將該視頻信號(hào)輸出至顯示單元8。由此，顯示單元8顯示活體組織LT的內(nèi)部在如圖l所示 的X-Z平面等的平面上的圖像(斷層像，斷層圖像)。
接著，現(xiàn)在將參考圖4所示的流程圖說(shuō)明根據(jù)本實(shí)施例的生 物體觀測(cè)設(shè)備1的纟喿作。
首先，手術(shù)者為生物體觀測(cè)設(shè)備1的各部分通電并定位超聲 換能器26(和聲學(xué)透鏡26a)，從而使得沿圖1所示的Z軸方向(即， 活體組織LT的深度方向)輻射超聲波和光。同時(shí)，將超聲換能器 26(和聲學(xué)透鏡26a)與活體組織LT之間的空間填充例如水等的 超聲傳輸介質(zhì)UM。
然后，手術(shù)者接通安裝在操作裝置(未示出)中的開(kāi)關(guān)，以 指示開(kāi)始獲得活體組織LT的生物體信息。
在步驟S1，光源21響應(yīng)于來(lái)自操作裝置的指令向光纖52a 發(fā)出光。
從光源21發(fā)出的頻率為f^的光通過(guò)光纖52a、第一耦合器 53a和纖維束60b，并且該光沿圖1所示的Z軸方向(活體組織LT 中的深度方向)通過(guò)纖維束60b的末端而輻射。
驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4響應(yīng)于來(lái)自操作裝置的指令，將用于輻射 預(yù)定超聲波的超聲波驅(qū)動(dòng)信號(hào)通過(guò)放大器5輸出至超聲換能器 26。
超聲換能器26和聲學(xué)透鏡26a響應(yīng)于所輸入的超聲波驅(qū)動(dòng) 信號(hào)，向著活體組織LT輻射預(yù)定超聲波。沿從纖維束60b的末 端輻射光的方向輻射超聲波。從超聲換能器26和聲學(xué)透鏡26a 輻射出的超聲波作為循環(huán)壓縮波在活體組織LT內(nèi)部傳播。超聲 波在位于活體組織LT的深度方向(圖1所示的Z軸方向)上的預(yù)定 區(qū)域處會(huì)聚。
輻射至活體組織LT的光從與超聲波會(huì)聚的區(qū)域相對(duì)應(yīng)的 部位反射。從該部位反射來(lái)的光作為對(duì)象光進(jìn)入纖維束60a。
12在第二耦合器53b中，來(lái)自纖維束60a的對(duì)象光與來(lái)自纖維 束60c的參照光進(jìn)行干涉，從而產(chǎn)生頻率4的分量減少的干涉 光。通過(guò)光纖52d將該干涉光輻射至光檢測(cè)器27。
在步驟S2，光檢測(cè)器27對(duì)來(lái)自第二耦合器53b的干涉光應(yīng) 用外差檢測(cè)，并將檢測(cè)到的千涉光轉(zhuǎn)換成作為電信號(hào)的干涉信 號(hào)。光檢測(cè)器27將該干涉信號(hào)輸出至信號(hào)處理器6。
在步驟S3，信號(hào)處理器6檢測(cè)從光檢測(cè)器27輸出的干涉信
號(hào)。信號(hào)處理器6基于該干涉信號(hào)計(jì)算區(qū)域Ai(bl、 2..... n、
n+l、…)的多普勒頻移量(即，頻率調(diào)制量)fdi。區(qū)域Aj包括位于 活體組織LT的深度方向上的第i部位。對(duì)于位置從活體組織LT 的表層至活體組織LT的內(nèi)部順次漸深的各個(gè)部位，使"i"遞增1 。 第i部位反射光。在步驟S4，信號(hào)處理器6將多普勒頻移量&寫(xiě) 入存儲(chǔ)器6a。
在步驟S5，信號(hào)處理器6檢測(cè)從光檢測(cè)器27輸出的干涉信
號(hào)。信號(hào)處理器6基于該干涉信號(hào)計(jì)算區(qū)域Aw(i-l、 2..... n、
n+l、...)的多普勒頻移量fa(i+D。區(qū)域Aw包括位于活體組織LT 的深度方向上的第(i+l)部位。第(i+l)部位反射光。在步驟S6， 信號(hào)處理器6從存儲(chǔ)器6a讀取包括位于活體組織LT的深度方向 上的第i部位的區(qū)域Ai的多普勒頻移量fdi。在步驟S7，信號(hào)處理 器6計(jì)算多普勒頻移量f&與多普勒頻移量fd(i+D之間的差值 (fdi-fd(i+D)作為多普勒頻移量的變化。在步驟S8，信號(hào)處理器6 將多普勒頻移量的變化輸出至PC7。同時(shí)，信號(hào)處理器6利用區(qū) 域Ai+ i的多普勒頻移量fd(i+i)覆蓋存儲(chǔ)器6a中的數(shù)據(jù)，從而更新 存儲(chǔ)器6a中的數(shù)據(jù)。
同時(shí)，通常已知光的折射率在腫瘤組織和正常組織之間發(fā) 生變化。由于折射率的變化與多普勒頻移量的變化相關(guān)，因此 腫瘤組織中的兩個(gè)區(qū)域的多普勒頻移量之間的差值近似為O,并且正常組織中的兩個(gè)區(qū)域的多普勒頻移量之間的差值也近似為
0。然而，腫瘤組織中的區(qū)域的多普勒頻移量與正常組織中的區(qū)
域的多普勒頻移量之間的差值遠(yuǎn)非為o。即，腫瘤組織中的區(qū)域
的多普勒頻移量與正常組織中的區(qū)域的多普勒頻移量大不相 同。
圖5是舉例示出存在于活體組織LT中的腫瘤組織的狀態(tài)的 截面圖。在圖5中，在活體組織LT中存在腫瘤組織102a和正常 組織102b。在圖5中，A廣An-!表示肺瘤組織102a中的區(qū)域，并 且An An+2...表示正常組織102b中的區(qū)域。注意，將區(qū)域 Ai-An-An+2...的多普勒頻移量分別表示為fdi-fdn-fd(n+2)...。在這種
情況下，表示為(fd廠fd2)、 (fd2-fd3)..... (fd(n-2)-fd(n-D)的多普勒頻
移量的變化近似為O。表示為(f^ 的多
普勒頻移量的變化也近似為0 。表示為(fd(n_i)-fdn)的多普勒頻移
量的變化是遠(yuǎn)非為o的最大值。
即，根據(jù)本實(shí)施例的信號(hào)處理器6可以獲得與腫瘤組織102a 和正常組織102b之間的邊界所存在的區(qū)域有關(guān)的信息。該信息 對(duì)應(yīng)于特定區(qū)域的多普勒頻移量的變化的值，該值與其它區(qū)域 的值相比較是非常大的。
在步驟S9， PC 7的CPU 7a將作為多普勒頻移量的變化的
(fdi-fd2)、 (fd2-fd3)、…的值與表示掃描單元:3可以進(jìn)行掃描的掃 描范圍內(nèi)的位置的掃描位置信息相關(guān)聯(lián)。CPU7a將多普勒頻移 量的變化和掃描位置信息存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器7b中。
在步驟SIO，當(dāng)CPU7a未接收到來(lái)自驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4的觸 發(fā)信號(hào)時(shí)，CPU 7a^r測(cè)當(dāng)前掃描位置不是掃描單元3的掃描范 圍的末端位置的狀態(tài)。在這種情況下，在步驟Sll， CPU 7a控 制掃描信號(hào)生成器9以沿圖1所示的X軸或Y軸方向改變掃描位 置。在改變了掃描位置之后，進(jìn)行步驟S1 S9的上述操作。在步驟SIO，當(dāng)CPU 7a已從驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4接收到觸發(fā)信 號(hào)時(shí)，CPU 7a檢測(cè)當(dāng)前掃描位置是掃描單元3的掃描范圍的末 端位置并且掃描完成的狀態(tài)。在步驟S12， CPU 7a進(jìn)行映射以 產(chǎn)生一幀的圖像數(shù)據(jù)?；诖鎯?chǔ)在存儲(chǔ)器7b中的在輸入前一觸 發(fā)信號(hào)的時(shí)刻與輸入當(dāng)前觸發(fā)信號(hào)的時(shí)刻之間的多普勒頻移量 的變化以及與所述多普勒頻移量的變化相關(guān)的掃描位置信息， 進(jìn)行映射。在步驟S13， CPU 7a將一幀的圖像數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成視頻 信號(hào)并將該視頻信號(hào)輸出至顯示單元8。由此，如圖6所示，顯 示單元8顯示活體組織LT內(nèi)部要4企查的對(duì)象部位在如圖l和圖5 所示的X-Z平面等的平面中的圖像(斷層像)。在圖6中，顯示單 元8顯示與腫瘤組織102a和正常組織102b之間的邊界相對(duì)應(yīng)的 區(qū)域102c(邊界線)以及包括勦膜層103a、肌板103b、翁膜下層 103c和肌層103d的層結(jié)構(gòu)，從而使得與其它 一樣清楚地顯示區(qū) 域102c。
注意，可以在將圖像疊加在從獲得該圖像的相同部位獲得 的超聲波斷層像上的狀態(tài)下，顯示根據(jù)多普勒頻移量的變化而 生成的如圖6所示的圖像。在這種情況下，可以更清楚地顯示活 體組織的包括翻膜層103a、肌板103b、都膜下層103c和肌層103d 的層結(jié)構(gòu)的圖像。
如上所述，由于根據(jù)本實(shí)施例的生物體觀測(cè)設(shè)備1可以限定 由活體組織內(nèi)部的胂瘤組織所侵入的部位，因此手術(shù)者可以容 易地選擇用于治療腫瘤組織的技術(shù)。因此，生物體觀測(cè)設(shè)備l 在治療腫瘤組織時(shí)可以減輕手術(shù)者的負(fù)擔(dān)。
用于根據(jù)多普勒頻移量的變化來(lái)生成圖像的上述方法不限 于單獨(dú)地獲得位于活體組織LT的深度方向上的部位的多普勒 頻移量的生物體觀測(cè)設(shè)備l。該方法可以用于圖7所示的能夠一 次獲得位于活體組織LT的深度方向上的多個(gè)部位的多普勒頻移量的生物體觀測(cè)設(shè)備1 A 。
如圖7所示，生物體觀測(cè)設(shè)備1A包括作為主要部件的掃描 單元3、驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4、放大器5、信號(hào)處理器6、 PC 7、顯 示單元8、掃描信號(hào)生成器9、光源21、參照反射鏡25、超聲換 能器26、光檢測(cè)器27、光纖52a、 52b、 52c和52d、光學(xué)耦合器 53和準(zhǔn)直透鏡56。
接著，現(xiàn)在將參考圖8所示的流程圖說(shuō)明生物體觀測(cè)設(shè)備 1A的操作。注意，在下文中，適當(dāng)?shù)厥÷粤伺c生物體觀測(cè)設(shè)備 l的操作相同的生物體觀測(cè)設(shè)備1A的操作的說(shuō)明。
首先，手術(shù)者對(duì)生物體觀測(cè)設(shè)備1 A的各部分進(jìn)行通電并且 定位超聲換能器26,從而使得沿圖7所示的Z軸方向(即，活體組 織LT的深度方向)輻射超聲波和光。同時(shí)，將超聲換能器26和活 體組織LT之間的空間填充例如水等的超聲傳輸介質(zhì)U M 。
然后，手術(shù)者接通安裝在操作裝置(未示出)中的開(kāi)關(guān)，以 指示開(kāi)始獲得活體組織LT的生物體信息。
響應(yīng)于來(lái)自操作裝置的指令，驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4通過(guò)放大器 5向超聲換能器26輸出超聲波驅(qū)動(dòng)信號(hào)，其中，該超聲波驅(qū)動(dòng)信 號(hào)用于向活體組織LT輻射具有例如圖9A所示的波形的超聲波。 圖9B詳細(xì)示出了圖9A所示的波形的始端部分，而圖9C詳細(xì)示出 了圖9A所示的波形的末端部分。
實(shí)際上，如圖9A 9C所示，隨著時(shí)間過(guò)去，超聲波的頻率 變高(即，各周期變短)，并且超聲波在一個(gè)掃描位置處具有在 不同定時(shí)最大的強(qiáng)度。
因此，具有圖9A所示的波形的超聲波從超聲換能器26輻 射，并且該超聲波作為頻率相繼改變的循環(huán)壓縮波在活體組織 LT內(nèi)部傳播。隨后，活體組織LT的密度在活體組織LT中沿深度 方向(圖7所示的Z軸方向)的各個(gè)位置(部位)處最大。這些位置與
16超聲波的強(qiáng)度最大的定時(shí)相對(duì)應(yīng)。即，從超聲換能器26輻射出
的超聲波從其低頻波部分(即，較長(zhǎng)波長(zhǎng))開(kāi)始順序作為縱向壓
縮波沿活體組織LT的深度方向在活體組織LT內(nèi)部傳播。因此， 進(jìn)入活體組織的超聲波的頻率隨時(shí)間的過(guò)去而變高(即，波長(zhǎng)變 短)。注意，從超聲換能器26輻射出的超聲波可以是脈沖波，但 不限于連續(xù)波。
從超聲換能器26輻射出的并在活體組織LT內(nèi)部傳播的超 聲波根據(jù)其壓縮程度向活體組織LT施壓，這將對(duì)組織產(chǎn)生局部 壓縮從而^f吏得組織密度局部改變。這導(dǎo)致如在圖7中由UW所示 的，活體組織LT的密度在活體組織L T中的各Z軸方向(深度方向) 位置(部位)處最大，在這些位置處，超聲波的強(qiáng)度最大。
這些被局部壓縮的組織部位在密度上大于其它部位，從而 使得這種局部密度最大的組織部位能夠強(qiáng)烈地反射(和散射) 光。在圖7中，將活體組織LT內(nèi)部位于Z軸方向上的這些局部密 度最大的組織部位表示為超聲波的波陣面(wave front)Rj 、
R2..... RN。在剛剛完成了超聲波輻射的瞬時(shí)時(shí)刻，超聲波陣
面R^ R2..... RN在空間上順序位于超聲波的傳輸方向(Z軸方
向)上。
驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4向光源21輸出表示在一個(gè)掃描位置輸出 超聲波驅(qū)動(dòng)信號(hào)的定時(shí)的定時(shí)信號(hào)。
在步驟S21,光源21在輸入定時(shí)信號(hào)之后立即向光纖52a發(fā) 出光。
從光源21發(fā)出的頻率為fL的光通過(guò)光纖52a、第一耦合器 5 3 a和纖維束6 0 b,并且該光沿圖7所示的Z軸方向(活體組織LT 中的深度方向)通過(guò)纖維束60b的末端而輻射。
>Mv纖維束6 0 b的末端輻射出的光>^人活體組織LT內(nèi)部的如下 部位反射，并且作為對(duì)象光進(jìn)入纖維束60a,其中，在上述部位處，通過(guò)具有圖9A所示的波形的超聲波而使密度最大。
在第二耦合器53b中，來(lái)自纖維束60a的對(duì)象光與來(lái)自纖維 束60c的參照光進(jìn)行干涉，由此產(chǎn)生頻率&的分量減少的干涉 光。通過(guò)光纖52d將該干涉光輻射至光檢測(cè)器27。
在步驟S22，光檢測(cè)器27對(duì)來(lái)自第二耦合器53b的干涉光應(yīng) 用外差檢測(cè)，并將檢效'J到的干涉光轉(zhuǎn)換成作為電信號(hào)的干涉信 號(hào)。光檢測(cè)器27將該干涉信號(hào)輸出至信號(hào)處理器6。
在步驟S23，信號(hào)處理器6基于從光檢測(cè)器27輸出的干涉信 號(hào)和接收到定時(shí)信號(hào)的定時(shí)，計(jì)算包括活體組織LT內(nèi)部對(duì)光進(jìn)
行反射的位置的區(qū)域A,、 A2.....Ad(n-1}、 An、…的多普勒頻移
量(即，頻率調(diào)制量)fcn、 fd2..... fd0vl)、 fdn、…。在步驟S24,
信號(hào)處理器6將計(jì)算出的多普勒頻移量存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器6a中。在步
驟S25 ，信號(hào)處理器6順序計(jì)算由(fdl-fd2) 、 (fd2-fd3).....
(fd(n-n-fdn))、…所表示的多普勒頻移量的變化，并且在步驟S26, 將所述變化輸出至PC 7。
在步驟S27, PC 7的CPU 7a將作為多普勒頻移量的變化的 (fcH-fd2)、 (fd2-fd3)、…的值與表示掃描單元3可以進(jìn)行掃描的掃 描范圍內(nèi)的位置的掃描位置信息相關(guān)聯(lián)。C P U 7 a將多普勒頻移 量的變化和掃描位置信息存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器7b中。
在步驟S28,當(dāng)CPU 7a已從驅(qū)動(dòng)信號(hào)生成器4接收到觸發(fā)信 號(hào)時(shí)，CPU7a檢測(cè)掃描完成的狀態(tài)。CPU 7a進(jìn)行映射以產(chǎn)生一 幀的圖像數(shù)據(jù)?；诖鎯?chǔ)在存儲(chǔ)器7b中的在輸入前一觸發(fā)信號(hào) 的時(shí)刻與輸入當(dāng)前觸發(fā)信號(hào)的時(shí)刻之間的多普勒頻移量的變化 以及與所述多普勒頻移量的變化相關(guān)的掃描位置信息，進(jìn)行映 射。在步驟S29, CPU 7a將一幀的圖像數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成視頻信號(hào)并 將該視頻信號(hào)輸出至顯示單元8。由此，如圖6所示，顯示單元8 顯示活體組織LT內(nèi)部要檢查的對(duì)象部位在如圖5和圖7所示的x-z平面等的平面中的圖像(斷層像)。
如上所述，才艮據(jù)另 一實(shí)施例的生物體觀測(cè)i殳備lA可以提供 與生物體觀測(cè)設(shè)備1的優(yōu)點(diǎn)相同的優(yōu)點(diǎn)。
根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的生物體觀測(cè)設(shè)備和方法，在治療腫瘤 組織時(shí)可以減輕手術(shù)者的負(fù)擔(dān)。
盡管上面的說(shuō)明包含了很多特征，但不應(yīng)將這些特征理解 為限制本發(fā)明的范圍，而是僅提供了本發(fā)明的一些現(xiàn)有優(yōu)選實(shí) 施例的示例。因此，應(yīng)由所附權(quán)利要求書(shū)來(lái)確定本發(fā)明的范圍。
權(quán)利要求
1. 一種生物體觀測(cè)設(shè)備，包括聲波輻射單元，用于將聲波輻射至活體組織中要檢查的對(duì)象；光輻射單元，用于將光輻射至所述對(duì)象；光干涉單元，用于使從所述光輻射單元輻射出的所述光與從所述聲波到達(dá)的區(qū)域反射來(lái)的光進(jìn)行干涉，并輻射干涉光；光檢測(cè)器，用于檢測(cè)從所述光干涉單元輻射出的所述干涉光，并輸出與所述干涉光相對(duì)應(yīng)的干涉信號(hào)；以及計(jì)算單元，用于基于從所述光檢測(cè)器輸出的所述干涉信號(hào)來(lái)計(jì)算所輻射出的光的頻率調(diào)制量，并順序計(jì)算相鄰的兩個(gè)頻率調(diào)制量之間的差值。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 所述計(jì)算單元基于所述差值生成所述對(duì)象的斷層圖像。
3. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 所述計(jì)算單元存儲(chǔ)在第 一定時(shí)計(jì)算出的第 一頻率調(diào)制量，并計(jì)算所述第一頻率調(diào)制量與在第二定時(shí)計(jì)算出的第二頻率調(diào)制量 之間的差值。
4. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 所述計(jì)算單元利用所述第二頻率調(diào)制量覆蓋所存儲(chǔ)的所述第一 頻率調(diào)制量，并將所述第二定時(shí)設(shè)置為當(dāng)前的第一定時(shí)。
5. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 所述計(jì)算單元存儲(chǔ)所計(jì)算出的頻率調(diào)制量。
6. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 還包括聲波會(huì)聚單元，所述聲波會(huì)聚單元用于在使所述聲波會(huì) 聚時(shí)將所述聲波輻射至所述對(duì)象。
7. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 從所述聲波輻射單元輻射出的所述聲波是超聲波。
8. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于，還包括掃描單元，所述掃描單元用于改變所述聲波輻射單元和 所述光輻射單元相對(duì)于所述活體組織的位置。
9. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 所述計(jì)算單元將所述差值與相對(duì)于所述活體組織的位置相關(guān) 聯(lián)，并存儲(chǔ)所述差值和所述位置。
10. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 所述計(jì)算單元基于所述差值和相對(duì)于所述活體組織的所述位置 產(chǎn)生所述活體組織的圖像數(shù)據(jù)。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 還包括顯示單元，所述顯示單元用于基于所述圖像數(shù)據(jù)顯示所 述活體組織的圖像。
12. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的生物體觀測(cè)設(shè)備，其特征在于， 所述聲波輻射單元在相繼改變所述聲波的頻率時(shí)輻射所述聲 波。
13. —種生物體)C測(cè)方法，包括將聲波輻射至活體組織中要檢查的對(duì)象； 將光輻射至所述對(duì)象；使所輻射出的光與從所述聲波到達(dá)的區(qū)域反射來(lái)的光進(jìn)行 干涉，并輻射干涉光；輸出與所述干涉光相對(duì)應(yīng)的干涉信號(hào)； 基于所述干涉信號(hào)計(jì)算所輻射出的光的頻率調(diào)制量；以及 順序計(jì)算相鄰的兩個(gè)頻率調(diào)制量之間的差值。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的生物體觀測(cè)方法，其特征在于， 還包括基于所述差值生成所述對(duì)象的斷層圖像。
15. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的生物體觀測(cè)方法，其特征在于， 將所述聲波作為會(huì)聚波輻射至所述對(duì)象。
16. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的生物體觀測(cè)方法，其特征在于， 所述聲波是超聲波。
17. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的生物體觀測(cè)方法，其特征在于， 在相繼改變所述聲波的頻率時(shí)輻射所述聲波。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種生物體觀測(cè)設(shè)備和方法。根據(jù)本發(fā)明的生物體觀測(cè)設(shè)備包括聲波輻射單元，用于將聲波輻射至活體組織中要檢查的對(duì)象；光輻射單元，用于將光輻射至所述對(duì)象；光干涉單元，用于使從光輻射單元輻射出的光與從聲波到達(dá)的區(qū)域反射來(lái)的光進(jìn)行干涉，并輻射干涉光；光檢測(cè)器，用于檢測(cè)從光干涉單元輻射出的干涉光，并輸出與干涉光相對(duì)應(yīng)的干涉信號(hào)；以及計(jì)算單元，用于基于從光檢測(cè)器輸出的干涉信號(hào)來(lái)計(jì)算所輻射出的光的頻率調(diào)制量，并順序計(jì)算相鄰的兩個(gè)頻率調(diào)制量之間的差值。
文檔編號(hào)A61B5/00GK101518440SQ200910117808
公開(kāi)日2009年9月2日 申請(qǐng)日期2009年2月25日 優(yōu)先權(quán)日2008年2月25日
發(fā)明者五十嵐誠(chéng) 申請(qǐng)人:奧林巴斯醫(yī)療株式會(huì)社