JP2008079835A

JP2008079835A - Tumor detection device

Info

Publication number: JP2008079835A
Application number: JP2006263302A
Authority: JP
Inventors: Taeko Urano; 妙子浦野; Masahide Nishiura; 正英西浦
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2006-09-27
Filing date: 2006-09-27
Publication date: 2008-04-10

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a tumor detection device capable of accurately detecting presence of malignancy. <P>SOLUTION: The tumor detection device comprises an image obtaining means 1 to obtain a biological image of an inside of a living body, an extracting means 2 to extract a suspected tumor region based on the biological image, a first light having a first wavelength of a light absorption band of a benign tumor in the inside of the living body, an irradiation means 3 to irradiate a beam of second light having a second wavelength of a light absorption band of a malignant tumor, a detection means 4 to detect an outgoing beam from inside of the living body based on the irradiation means 3, and a determination means 5 to analyze of optical powers in the first and second wavelengths of the outgoing beam and to determine a category of cellular structure of the region. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、悪性腫瘍の早期発見に用いることができる腫瘍検出装置に関する。 The present invention relates to a tumor detection apparatus that can be used for early detection of malignant tumors.

従来、生体内の腫瘍を非侵襲的に測定する技術として、例えば、超音波エコーで得た生
体組織形態画像と、該生体組織に光照射／光音響信号の検出で得たヘモグロビン等の濃度
分布画像とを重ね、形態学的構造、又は、ヘモグロビンなどの濃度の分布等により前記生
体組織が腫瘍であるかどうかを判別する技術が開示されている（例えば、特許文献１）。
特開２００５−２１８６８４公報 Conventionally, as a technique for noninvasively measuring a tumor in a living body, for example, a biological tissue morphological image obtained by ultrasonic echoes and a concentration distribution of hemoglobin or the like obtained by light irradiation / photoacoustic signal detection on the biological tissue A technique is disclosed in which an image is superimposed and whether or not the biological tissue is a tumor is determined based on a morphological structure, a distribution of a concentration of hemoglobin, or the like (for example, Patent Document 1).
JP 2005-218684 A

しかしながら、光照射を用いて生体内を画像化する技術は、生体は、屈折率の異なる微
小領域の集合体で構成されているため、生体内に入った光が強い散乱を起こす性質があり
、空間分解能が低くなるという問題がある。更に、反射光の検出結果から位置情報を演算
する場合に、正しい情報を得るためには、数多くのデータを複雑なアルゴリズムで演算す
る必要がある。更に、光音響を用いた技術は、通常、音響信号の検出にマイクロフォン或
いはＰＺＴ等の圧電振動子が用いられる。しかしながら、生体に損傷を与えないレベルの
音響信号は非常に微弱であり、繰り返し測定による加算平均化等の処理を施しても、十分
に信号検出能が得られないという問題がある。更に、形態学的構造、ヘモグロビンの濃度
分布においても、腫瘍かどうかを判別する点が過去の結果、経験等にどうしても依存され
てしまうため、正確に、悪性腫瘍のみを検出するには限界がある。
そこで、本発明は、悪性腫瘍の有無を正確に検出することができる腫瘍検出装置を提供
することを目的とする。 However, the technology for imaging the inside of a living body using light irradiation has the property that the light entering the living body causes strong scattering because the living body is composed of a collection of minute regions having different refractive indexes. There is a problem that the spatial resolution is lowered. Further, when calculating position information from the detection result of reflected light, in order to obtain correct information, it is necessary to calculate a large amount of data with a complicated algorithm. Furthermore, in the technology using photoacoustics, a piezoelectric vibrator such as a microphone or PZT is usually used for detecting an acoustic signal. However, an acoustic signal at a level that does not damage the living body is very weak, and there is a problem that sufficient signal detection ability cannot be obtained even if processing such as addition averaging by repeated measurement is performed. Furthermore, in the morphological structure and hemoglobin concentration distribution, the point of discriminating whether or not it is a tumor is inevitably dependent on past results and experience, so there is a limit to accurately detecting only malignant tumors. .
Then, an object of this invention is to provide the tumor detection apparatus which can detect the presence or absence of a malignant tumor correctly.

本発明に係る腫瘍検出装置は、超音波を送受信させて生体内部の生体画像を取得する画
像取得手段と、前記生体画像に基づいて腫瘍の疑いがある部位を抽出する抽出手段と、前
記生体内部に良性腫瘍の光吸収帯の第１の波長を有する第１の光と、悪性腫瘍の光吸収帯
の第２の波長を有する第２の光を照射する照射手段と、前記照射手段に基づく前記生体内
部からの出射光を検出する検出手段と、前記出射光の前記第１及び第２の波長における光
強度変化を解析して、前記部位の細胞組織の種類を判定する判定手段と、を備えたことを
特徴する。 The tumor detection apparatus according to the present invention includes an image acquisition unit that transmits and receives ultrasonic waves to acquire a living body image inside the living body, an extraction unit that extracts a portion suspected of being a tumor based on the living body image, and the inside of the living body A first light having a first wavelength of a light absorption band of a benign tumor, an irradiation means for irradiating a second light having a second wavelength of a light absorption band of a malignant tumor, and the irradiation means based on the irradiation means Detection means for detecting light emitted from inside the living body, and determination means for analyzing a change in light intensity of the emitted light at the first and second wavelengths to determine the type of cellular tissue at the site. It is characterized by that.

本発明によれば、悪性腫瘍の有無を正確に検出することができる腫瘍検出装置が提供さ
れる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the tumor detection apparatus which can detect correctly the presence or absence of a malignant tumor is provided.

以下、本発明の実施の形態について図面を参照して詳細に説明する。以下の図面の記載
において、同一の部分には同一の符号を付し、重複する記載は省略する。また、図面は模
式的なものであり、厚みと平面寸法との関係、各層の厚みの比率等は現実のものと異なる
。更に、図面相互間においても互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれている。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In the following description of the drawings, the same portions are denoted by the same reference numerals, and overlapping descriptions are omitted. The drawings are schematic, and the relationship between the thickness and the planar dimensions, the ratio of the thickness of each layer, and the like are different from the actual ones. Further, there are included portions having different dimensional relationships and ratios between the drawings.

図１は、本発明の一実施形態に係る腫瘍検出装置全体の概略構成を示すブロック図であ
る。 FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the entire tumor detection apparatus according to an embodiment of the present invention.

本発明の一実施形態に係る腫瘍検出装置は、図１に示すように、超音波を送受信させて
生体内部の生体画像を取得する画像取得手段１と、前記生体画像に基づいて腫瘍の疑いが
ある関心部位を抽出する抽出手段２と、前記生体画像を取得した前記生体内部に良性腫瘍
の光吸収帯の第１の波長を有する第１の光と、悪性腫瘍の光吸収帯の第２の波長を有する
第２の光を照射する照射手段３と、前記照射手段３に基づく前記生体内部からの出射光を
検出する検出手段４と、前記出射光の前記第１及び第２の波長における光強度変化を解析
して、前記関心部位の細胞組織の種類を判定する判定手段５と、を備えている。 As shown in FIG. 1, a tumor detection apparatus according to an embodiment of the present invention includes an image acquisition unit 1 that transmits and receives ultrasonic waves to acquire a living body image inside a living body, and a suspected tumor based on the living body image. Extraction means 2 for extracting a region of interest, first light having a first wavelength of a light absorption band of a benign tumor inside the living body from which the biological image was acquired, and a second light absorption band of a malignant tumor Irradiation means 3 for irradiating second light having a wavelength, detection means 4 for detecting emitted light from the inside of the living body based on the irradiating means 3, and light at the first and second wavelengths of the emitted light Determination means 5 for analyzing the intensity change and determining the type of cellular tissue of the region of interest.

画像取得手段１は、生体５０に超音波を送受信する超音波送受信部１０と、超音波送受
信部１０で受信した信号を解析して生体５０内部の生体画像を演算する第１演算回路１１
とを備えている。 The image acquisition means 1 includes an ultrasonic transmission / reception unit 10 that transmits / receives ultrasonic waves to / from the living body 50, and a first calculation circuit 11 that calculates a biological image inside the living body 50 by analyzing a signal received by the ultrasonic transmission / reception unit 10.
And.

抽出手段２は、画像取得手段１で取得した生体画像に基づいて腫瘍の疑いがある関心部
位を抽出する第２演算回路１２で構成されている。第２演算回路１２による生体画像の解
析は、生体画像上のコントラスト差により、周辺に比べてエコーレベルが低い領域（生体
画像において黒い領域、以下、低エコー領域という）の有無を解析する。 The extraction unit 2 includes a second arithmetic circuit 12 that extracts a region of interest suspected of being a tumor based on the biological image acquired by the image acquisition unit 1. The analysis of the biological image by the second arithmetic circuit 12 analyzes the presence / absence of an area having a lower echo level than the surroundings (a black area in the biological image, hereinafter referred to as a low echo area) due to a contrast difference on the biological image.

図２は、抽出手段２の解析方法を説明するための参考生体画像である。 FIG. 2 is a reference biological image for explaining the analysis method of the extraction means 2.

画像取得手段１により取得した生体画像を、エコーレベルが高い領域Ｈｃ（生体画像に
おいて白い領域、以下、高エコー領域という）と、低エコー領域Ｌｃとの境界線を検出し
て、低エコー領域Ｌｃを抽出する。ここで、高エコー領域Ｈｃは、超音波のエコーレベル
が高い領域であり、低エコー領域Ｌｃは、エコーレベルが低い領域である。特に、乳癌等
の腫瘍の場合は、周辺の乳腺と比較すると、超音波のエコーレベルが低く、その周辺のコ
ントラストと異なることが多い。そのため、超音波測定における生体画像において、低エ
コー領域Ｌｃは、腫瘍の疑いがある関心部位として抽出することができる（図２中点線部
）。 The living body image acquired by the image acquisition means 1 is detected by detecting the boundary line between the high echo level area Hc (white area in the living body image, hereinafter referred to as high echo area) and the low echo area Lc. To extract. Here, the high echo area Hc is an area where the ultrasonic echo level is high, and the low echo area Lc is an area where the echo level is low. In particular, in the case of a tumor such as breast cancer, the ultrasonic echo level is low compared to the surrounding mammary gland and often differs from the surrounding contrast. Therefore, in the biological image in the ultrasonic measurement, the low echo area Lc can be extracted as a site of interest suspected of being a tumor (dotted line portion in FIG. 2).

また、超音波測定における生体画像においては、腫瘍とその周辺においては、組織形状
の違いから画像上のテクスチャーが異なることが多い。そのため、超音波測定による生体
画像上のテクスチャーの違いにより、周辺と異なる領域を解析し、その領域を腫瘍の疑い
がある関心部位として抽出しても良い。 Further, in a biological image in ultrasonic measurement, the texture on the image is often different between the tumor and its periphery due to the difference in tissue shape. Therefore, a region different from the surroundings may be analyzed based on the difference in texture on the biological image obtained by ultrasonic measurement, and the region may be extracted as a region of interest suspected of being a tumor.

なお、抽出手段２で抽出された関心部位は、現段階では何の組織か断定することが出来
ない。この時点では、抽出されたこの関心部位は、脂肪細胞良性腫瘍（嚢胞、腺腫など）
、悪性腫瘍（硬癌、充実腺管癌など）のいずれかに分類される。 It should be noted that the region of interest extracted by the extracting means 2 cannot be determined to be any tissue at this stage. At this point, this extracted site of interest is a fat cell benign tumor (cyst, adenoma, etc.)
And malignant tumors (hard cancer, solid ductal cancer, etc.).

なお、抽出手段２での関心部位の抽出は、コントラストやテクスチャーの違いだけでは
関心部位が抽出できない場合がある。前述した超音波測定は、生体の組織毎の音響インピ
ーダンスの違いから画像のコントラスト差を発生させる方法である。しかしながら、腫瘍
によっては周りの正常組織と音響インピーダンスが近い値のものが存在する場合がまれに
存在する。この場合には、超音波測定における生体画像上のコントラスト差やテクスチャ
ーの違いでは抽出することが出来ない。また、腫瘍を形成しないタイプの乳癌も同様に超
音波測定の生体画像上ではコントラスト差やテクスチャーの違いからは抽出されない場合
が存在する。 It should be noted that there is a case where the region of interest cannot be extracted only by the difference in contrast and texture in the extraction of the region of interest by the extraction means 2. The ultrasonic measurement described above is a method of generating a contrast difference of an image from a difference in acoustic impedance for each tissue of a living body. However, depending on the tumor, there is rarely a case where the acoustic impedance is close to that of the surrounding normal tissue. In this case, extraction cannot be performed due to a difference in contrast or texture on a biological image in ultrasonic measurement. Similarly, breast cancer of a type that does not form a tumor may not be extracted from a difference in contrast or texture on a biological image obtained by ultrasonic measurement.

このように、生体画像上のコントラスト差やテクスチャーの違いから関心部位が抽出さ
れない場合は、生体画像上の皮膚近傍の界面に発生する境界線の断絶の有無と、生体画像
内の後方エコー領域における高エコー領域の有無をそれぞれ解析する。 In this way, when the region of interest is not extracted from the contrast difference or texture difference on the biological image, the presence or absence of the boundary line breakage at the interface near the skin on the biological image and the back echo area in the biological image The presence or absence of a high echo area is analyzed.

図３は、生体画像上の皮膚近傍の界面に発生する境界線の断絶の有無の解析を説明する
ための参考生体画像である。 FIG. 3 is a reference biometric image for explaining the analysis of the presence or absence of a break in the boundary line generated at the interface near the skin on the biometric image.

境界線の断絶の有無の解析は、生体画像上の皮膚近傍に発生する線状高エコー部６０、
６１の横方向に対するエコーレベルの変化によって判断する
図３（ａ）に示す線状高エコー部６０は、その横方向において、エコーレベルの変化が
少ない。なお、図３（ｂ）に示す線状高エコー部６１は、その横方向において、エコーレ
ベルの変化が大きい（特に、Ｂ近傍）。この場合において、図３（ｂ）に示すように、横
方向におけるエコーレベルの変化が大きい場合には、生体画像上の皮膚近傍の界面に発生
する境界線の断絶が有ると判断する。 The analysis of the presence or absence of the break of the boundary line is performed by analyzing the linear high echo portion 60 generated near the skin on the living body image,
The linear high echo portion 60 shown in FIG. 3 (a) has a small change in the echo level in the horizontal direction. In addition, the linear high echo part 61 shown in FIG.3 (b) has the change of an echo level large in the horizontal direction (especially B vicinity). In this case, as shown in FIG. 3B, when the change in the echo level in the lateral direction is large, it is determined that there is a break in the boundary line generated at the interface near the skin on the biological image.

図４は、生体画像内の後方エコー領域における高エコー領域の有無の解析を説明するた
めの参考生体画像である。生体画像内の後方エコー領域Ｃにおける高エコー領域の有無の
解析は、後方エコー領域Ｃ内のコントラスト差を解析し、周辺に比べてエコーレベルが高
い部分の有無を解析する。 FIG. 4 is a reference biological image for explaining the analysis of the presence or absence of the high echo area in the rear echo area in the biological image. In the analysis of the presence or absence of the high echo area in the rear echo area C in the biological image, the contrast difference in the rear echo area C is analyzed, and the presence or absence of a portion having a higher echo level than the surrounding area is analyzed.

このように、生体画像の皮膚近傍の界面に発生する境界線の断絶と、後方エコー領域Ｃ
に高エコー部がある場合には、その間の領域を関心部位として判断して抽出する（図５中
点線領域）。 In this way, the boundary line breakage occurring at the interface in the vicinity of the skin of the biological image and the rear echo area C
If there is a high echo portion, the region between them is determined as a region of interest and extracted (dotted line region in FIG. 5).

このように、生体画像上の皮膚近傍の界面に発生する境界線の断絶及び後方エコー領域
における高エコー領域の存在の有無を評価し、両方存在する場合は、その間の領域を関心
部位として判断するのは以下の理由による。 In this way, the presence or absence of a high-echo area in the rear echo area and the break of the boundary line occurring at the interface near the skin on the biological image are evaluated, and if both exist, the area between them is determined as the site of interest. The reason is as follows.

腫瘍は、その周辺の生体の組織と音響インピーダンスが同じである場合でも、その腫瘍
の存在する領域の周辺は、正常細胞と比べると何らかの影響が発生する。例えば、腫瘍は
、生体内の栄養素を吸収し、肥大化していく。この肥大化は、周りの正常細胞の配置状態
に応力を与え、その配置状態に変化を与える。そのため、腫瘍の周辺に位置する部分の状
況を解析することで、音響インピーダンスが周りの生体細胞のものと同じ腫瘍においても
、その存在を検出することができる。 Even if the tumor has the same acoustic impedance as that of the tissue of the surrounding living body, the periphery of the area where the tumor exists has some influence as compared with normal cells. For example, tumors absorb nutrients in the body and become enlarged. This enlargement gives stress to the arrangement state of surrounding normal cells and changes the arrangement state. Therefore, by analyzing the situation of the part located in the periphery of the tumor, the presence can be detected even in the tumor having the same acoustic impedance as that of the surrounding living cells.

なお、上述したように、ここで抽出された関心部位は、乳腺に対してコントラストが無
いことから脂肪は除外され、良性腫瘍と悪性腫瘍の２種類に分類される。 As described above, since the region of interest extracted here has no contrast with the mammary gland, fat is excluded and classified into two types, a benign tumor and a malignant tumor.

照射手段３は、光信号発信部１３と、光源部１４と、光合波部１５と、光導波部１６と
、光照射部１７とで構成されている。 The irradiation unit 3 includes an optical signal transmission unit 13, a light source unit 14, an optical multiplexing unit 15, an optical waveguide unit 16, and a light irradiation unit 17.

光信号発信部１３は、生体に照射する光の波長、強度等を制御する信号を発信する機能
を備えており、例えば、信号発信器で構成されている。 The optical signal transmission unit 13 has a function of transmitting a signal for controlling the wavelength, intensity, and the like of light applied to the living body, and is configured by a signal transmitter, for example.

光源部１４は、光信号発信部１３から発信された信号を検出して、良性腫瘍の光吸収帯
の第１の波長を有する第１の光を発生させる第１の光源１４ａと、悪性腫瘍の光吸収帯の
第２の波長を有する第２の光を発生させる第２の光源１４ｂとを備えている。光源１４ａ
、１４ｂとしては、半導体レーザ（ＬＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）、固体レーザ、ガ
スレーザ等の発光素子が好適に用いられる。なお、ここでいう良性腫瘍の光吸収帯の第１
の波長は、例えば、９８０ｎｍの波長帯である。また、ここでいう悪性腫瘍の光吸収帯の
第２の波長は、例えば、７６０ｎｍの波長帯である。 The light source unit 14 detects a signal transmitted from the optical signal transmission unit 13 and generates a first light having a first wavelength in a light absorption band of a benign tumor, and a malignant tumor And a second light source 14b for generating second light having a second wavelength in the light absorption band. Light source 14a
, 14b is preferably a light emitting element such as a semiconductor laser (LD), a light emitting diode (LED), a solid state laser, or a gas laser. The first light absorption band of benign tumor here
Is a wavelength band of 980 nm, for example. Moreover, the 2nd wavelength of the light absorption band of a malignant tumor here is a wavelength band of 760 nm, for example.

光合波部１５は、複数個（本実施形態では２個）の光源部１４で発生した第１及び第２
の光を同一光軸上に重ね合わせる機能を備えており、例えば、コリメートレンズ及び、直
角プリズム又はダイクロイックプリズムで構成されている。 The optical multiplexing unit 15 includes first and second optical units generated by a plurality of (two in the present embodiment) light source units 14.
For example, a collimating lens and a right-angle prism or a dichroic prism.

光導波部１６は、光合波部１５で合波された第１及び第２の光を生体５０まで導くため
のものであり、例えば、効率のよい光伝播を行うために光ファイバや薄膜光導波路で構成
されているが、直接空間伝播することも可能である。 The optical waveguide unit 16 is for guiding the first and second lights combined by the optical combining unit 15 to the living body 50. For example, an optical fiber or a thin-film optical waveguide is used for efficient light propagation. It is also possible to propagate directly in space.

光照射部１７は、光導波部１６の端部で構成されており、光導波部１６から伝播された
光を生体５０に直接、又は、間接的に接触させて照射する。 The light irradiation unit 17 is configured by an end of the optical waveguide unit 16 and irradiates the light propagated from the optical waveguide unit 16 by directly or indirectly contacting the living body 50.

検出手段４は、光検出部１８と、光導波部１９と、光解析部２０とを備えている。 The detection unit 4 includes a light detection unit 18, an optical waveguide unit 19, and an optical analysis unit 20.

光検出部１８は、光照射部１７からの光照射に基づく生体５０からの出射光を直接的に
接触させて、又は、間接的に検出する。光検出部１８は、例えば、複数の光ファイバの端
部で構成されている。 The light detection unit 18 directly detects or indirectly detects the light emitted from the living body 50 based on the light irradiation from the light irradiation unit 17. The light detection unit 18 includes, for example, end portions of a plurality of optical fibers.

光導波部１９は、光検出部１８で検出した出射光を後述する光解析部２０まで導くため
のものであり、例えば、効率のよい光伝播を行うために光ファイバや薄膜光導波路で構成
されているが、直接空間伝播することも可能である。 The optical waveguide unit 19 is for guiding outgoing light detected by the light detection unit 18 to an optical analysis unit 20 to be described later. For example, the optical waveguide unit 19 is composed of an optical fiber or a thin-film optical waveguide for efficient light propagation. However, direct spatial propagation is also possible.

超音波送受信部１０、光照射部１７及び光検出部１８で測定部３０を構成している。 The ultrasonic transmission / reception unit 10, the light irradiation unit 17, and the light detection unit 18 constitute a measurement unit 30.

図６に、測定部３０における具体的な構成の断面構成図を示す。 FIG. 6 shows a cross-sectional configuration diagram of a specific configuration in the measurement unit 30.

超音波送受信部１０は、図６に示すように、バッキング部材５１と、バッキング部材５
１上に設けられ、所望のスペース５２を有し、２次元方向に配列された複数のチャンネル
５３とで構成されている。複数のチャンネル５３は、バッキング部材５１上に設けられた
複数の圧電素子５４と、圧電素子５４上に設けられた音響整合層５５と、音響整合層５５
上に設けられた音響レンズ５６とを備える。なお、バッキング部材５１と圧電素子５４と
の間、圧電素子５４と音響整合層５５との間、及び音響整合層５５と音響レンズ５６との
間は、図示しないエポキシ樹脂系接着剤により接着、固定されている。 As shown in FIG. 6, the ultrasonic transmission / reception unit 10 includes a backing member 51 and a backing member 5.
1, a desired space 52, and a plurality of channels 53 arranged in a two-dimensional direction. The plurality of channels 53 include a plurality of piezoelectric elements 54 provided on the backing member 51, an acoustic matching layer 55 provided on the piezoelectric elements 54, and an acoustic matching layer 55.
And an acoustic lens 56 provided above. The backing member 51 and the piezoelectric element 54, the piezoelectric element 54 and the acoustic matching layer 55, and the acoustic matching layer 55 and the acoustic lens 56 are bonded and fixed by an epoxy resin adhesive (not shown). Has been.

圧電素子５４は、例えば、ジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）系圧電セラミック材料やリラ
クサ系単結晶材料からなる圧電体５４ａと、この圧電体５４ａの両面に形成された第１の
電極５４ｂ及び第２の電極５４ｃとで構成されている。 The piezoelectric element 54 includes, for example, a piezoelectric body 54a made of a lead zirconate titanate (PZT) -based piezoelectric ceramic material or a relaxor-based single crystal material, and a first electrode 54b and a second electrode 54b formed on both surfaces of the piezoelectric body 54a. It is comprised with the electrode 54c.

音響整合層５５は、例えば、圧電素子５４から音響レンズ５６にかけて、音響インピー
ダンスが徐々に減少するように、圧電素子５４の第２の電極５４ｃ上に設けられ、音響イ
ンピーダンスが２５℃で１０〜１５ＭＲａｙｌｓの第１音響整合層（図示せず）、第１音
響整合層上に設けられ、音響インピーダンスが２５℃で２．７〜８．０ＭＲａｙｌｓの第
２音響整合層（図示せず）、第２音響整合層上に設けられ、かつ、音響レンズ５６と接触
し、音響インピーダンスが２５℃で１．６〜２．５ＭＲａｙｌｓであり第３音響整合層（
図示せず）の３層構造で構成されている。 The acoustic matching layer 55 is provided on the second electrode 54c of the piezoelectric element 54 so that the acoustic impedance gradually decreases from the piezoelectric element 54 to the acoustic lens 56, for example, and the acoustic impedance is 10 to 15 MRayls at 25 ° C. A first acoustic matching layer (not shown), a second acoustic matching layer (not shown) provided on the first acoustic matching layer and having an acoustic impedance of 2.7 to 8.0 MRayls at 25 ° C., a second acoustic The third acoustic matching layer (provided on the matching layer and in contact with the acoustic lens 56 and having an acoustic impedance of 1.6 to 2.5 MRayls at 25 ° C.)
(Not shown).

また、複数のチャンネル５３には圧電素子５４の駆動タイミングを制御する制御回路（
図示せず）と、圧電素子５４に受信された受信信号を増幅するためのアンプ回路を含む信
号処理回路（図示せず）とが接続されている。また、圧電素子５４の第１及び第２の電極
５４ｂ、５４ｃには、延出された信号線及びアース線（図示せず）が接続されており、こ
れらは、音響レンズ５６と反対側の方向に延出され、制御回路（図示せず）に接続されて
いる。 In addition, a control circuit for controlling the driving timing of the piezoelectric element 54 is provided in the plurality of channels 53 (
A signal processing circuit (not shown) including an amplifier circuit for amplifying a received signal received by the piezoelectric element 54 is connected to the piezoelectric element 54. The first and second electrodes 54 b and 54 c of the piezoelectric element 54 are connected to an extended signal line and a ground line (not shown), which are in a direction opposite to the acoustic lens 56. And connected to a control circuit (not shown).

このような構成の超音波送受信部１０において、圧電素子５４の第１の電極５４ｂと第
２の電極５４ｃとの間に電圧を印加して、圧電体５４ａを共振させることにより各チャン
ネル５３の音響整合層５５、音響レンズ５６を通して、生体５０内に超音波を送信する。
生体５０内に送信された超音波を、生体５０から受信する場合には、各チャンネル５３の
音響レンズ５６、音響整合層５５を通して受信された超音波を各チャンネル５３の圧電体
５４ａを振動させて、この振動を電気信号に変換して第１演算回路１１に伝送される。な
お、図示はしていないが、スペース５２内には、例えば、低音響インピーダンス、高減衰
性のシリコーンゴムのような比較的に柔らかい樹脂を充填して超音波送受信部１０の機械
的な強度を保持してもよい。 In the ultrasonic transmission / reception unit 10 having such a configuration, a voltage is applied between the first electrode 54b and the second electrode 54c of the piezoelectric element 54 to resonate the piezoelectric body 54a, whereby the acoustic wave of each channel 53 is obtained. Ultrasound is transmitted into the living body 50 through the matching layer 55 and the acoustic lens 56.
When receiving the ultrasonic wave transmitted into the living body 50 from the living body 50, the ultrasonic wave received through the acoustic lens 56 of each channel 53 and the acoustic matching layer 55 is vibrated in the piezoelectric body 54a of each channel 53. The vibration is converted into an electric signal and transmitted to the first arithmetic circuit 11. Although not shown, the space 52 is filled with a relatively soft resin such as low acoustic impedance and high attenuation silicone rubber to increase the mechanical strength of the ultrasonic transmission / reception unit 10. It may be held.

光導波部１６及び光照射部１７は、図６に示すように、超音波送受信部１０のスペース
５２に、例えば、単数配置された構成を備えている。 As shown in FIG. 6, the optical waveguide unit 16 and the light irradiation unit 17 have a configuration in which, for example, a single unit is arranged in the space 52 of the ultrasonic transmission / reception unit 10.

光検出部１８及び光導波部１９は、図６に示すように、超音波送受信部１０のスペース
５２に、例えば、複数配置された構成を備えている。 As shown in FIG. 6, the light detection unit 18 and the optical waveguide unit 19 have a configuration in which, for example, a plurality of light detection units 18 and optical waveguide units 19 are arranged in the space 52 of the ultrasonic transmission / reception unit 10.

光解析部２０は、光検出部１８で検出された光の第１及び第２の波長の光強度変化を解
析する。光解析部２０で解析された光強度変化情報は、後述する判定手段５に出力される
。 The light analysis unit 20 analyzes the light intensity change of the first and second wavelengths of the light detected by the light detection unit 18. The light intensity change information analyzed by the light analysis unit 20 is output to the determination unit 5 described later.

判定手段５は、第３演算回路２１で構成されている。 The determination means 5 is composed of a third arithmetic circuit 21.

第３演算回路２１では、光解析部２０から出力された光強度変化情報を解析して、前記
関心部位の細胞（正常細胞、良性腫瘍、悪性腫瘍のいずれか）を判定する。 The third arithmetic circuit 21 analyzes the light intensity change information output from the light analysis unit 20 and determines a cell (a normal cell, a benign tumor, or a malignant tumor) of the region of interest.

具体的には、光検出部１８で検出した光の第１の波長における光強度変化が大きい（詳
しくは照射時よりも光強度が小さい）場合には、抽出した関心部位は「良性腫瘍」と判断
され、光検出部１８で検出した光の第２の波長における光強度変化が大きい（詳しくは照
射時よりも光強度が小さい）場合には、抽出した関心部位は「悪性腫瘍」と判断される。
また、光検出部１８で検出した光の第１及び第２の波長における光強度変化がいずれも小
さい場合には、抽出した関心部位は、「脂肪」と判断される。 Specifically, when the light intensity change at the first wavelength of the light detected by the light detection unit 18 is large (specifically, the light intensity is smaller than that at the time of irradiation), the extracted region of interest is “benign tumor”. If the light intensity change at the second wavelength of the light detected by the light detection unit 18 is large (specifically, the light intensity is smaller than that at the time of irradiation), the extracted region of interest is determined as a “malignant tumor”. The
When the light intensity changes at the first and second wavelengths of the light detected by the light detection unit 18 are both small, the extracted region of interest is determined to be “fat”.

なお、ここでいう「光強度変化が大きい」、「光強度変化が小さい」とは、測定者個人
毎に、また、測定部位毎によっても大きく変動する。そのため、良性腫瘍及び悪性腫瘍そ
れぞれの光強度変化を、生体５０とは異なるサンプルにて予め測定、ないし、生体５０自
身の脂肪、良性腫瘍及び悪性腫瘍が存在しない部分において、その光強度の変化量を予め
測定して、それを基準値とすることで個人差のばらつきを考慮して、その基準値を上回る
光強度変化が検出された場合には「光強度変化が大きい」として、その基準値を下回る光
強度変化が検出された場合には「光強度変化が小さい」としてそれぞれ定義してもよい。
さらに良性腫瘍と悪性腫瘍の両者で吸収が起こり、その吸収の大小によって両者を区別す
ることができる波長も存在する。 Here, “the light intensity change is large” and “the light intensity change is small” vary greatly depending on each individual measurer and also on each measurement site. Therefore, the light intensity change of each of the benign tumor and the malignant tumor is measured in advance in a sample different from the living body 50, or the amount of change in the light intensity in the part where the fat, benign tumor and malignant tumor of the living body 50 itself does not exist Is taken as a reference value, taking into account variations in individual differences, and if a change in light intensity exceeding the reference value is detected, it is assumed that the light intensity change is large and the reference value May be defined as “light intensity change is small”.
Furthermore, there is a wavelength at which absorption occurs in both benign and malignant tumors, and the two can be distinguished by the magnitude of the absorption.

以上の方法により光強度変化を解析することで、前記抽出した関心部位の細胞組織が判
定される。 By analyzing the light intensity change by the above method, the extracted cellular tissue of the region of interest is determined.

判定された関心部位の細胞組織は、例えば、関心部位が抽出された生体画像上に文字と
して腫瘍検出装置の内又は外部に取り付けられた表示部２２に、腫瘍検査結果として表示
される。 The determined cellular tissue of the region of interest is displayed as a tumor test result on, for example, the display unit 22 attached inside or outside the tumor detection apparatus as a character on the biological image from which the region of interest has been extracted.

また、図１に示すように、光解析部２０に接続され、光検出部１８で検出された生体５
０からの出射光の第１及び第２の波長における光強度の時間的変化を検出し、その時間的
変化を相殺するように、光源部１４の光源１４ａ、１４ｂの第１及び第２の光の強度を調
整する光強度調整部２３を設けても良い。 In addition, as shown in FIG. 1, the living body 5 connected to the light analyzing unit 20 and detected by the light detecting unit 18.
The first and second lights of the light sources 14a and 14b of the light source unit 14 are detected so as to detect temporal changes in the light intensity at the first and second wavelengths of the emitted light from 0 and cancel the temporal changes. A light intensity adjusting unit 23 for adjusting the intensity of the light may be provided.

なお、本発明の実施形態に係る腫瘍検出装置では、前述した光合波部１５、及び、光強
度調整部２３に関しては必須の構成ではないが、本実施形態においては、本構成を備えた
ほうがより高精度に腫瘍を検出できることは言うまでもない。 In the tumor detection apparatus according to the embodiment of the present invention, the optical multiplexing unit 15 and the light intensity adjustment unit 23 described above are not essential components, but in the present embodiment, it is more preferable to have this configuration. Needless to say, the tumor can be detected with high accuracy.

次に、本実施形態に係る腫瘍判定プロセスを説明する。図７は、本実施形態に係る腫瘍
判定プロセスを説明するプロセスフロー図である。 Next, the tumor determination process according to the present embodiment will be described. FIG. 7 is a process flow diagram illustrating a tumor determination process according to the present embodiment.

図７に示すように、最初に、画像取得手段１により生体画像を取得する（Ｓ１００）。
次に、取得した生体画像上のコントラスト差、又は、テクスチャーの違い等を用いて、腫
瘍の疑いがある関心部位の有無を解析する（第１の解析手段：Ｓ１０１）。この第１の解
析手段において、生体画像に関心部位が有ると判断した場合は、良性腫瘍、悪性腫瘍の各
々の組織の光学定数を関心部位にあてはめ、下記に示す拡散方程式または、モンテカルロ
シュミレーションなどの統計的な手法を用いて光検出手段で検出される光強度の理論値を
計算する（理論値算出手段：Ｓ１０２）。 As shown in FIG. 7, first, a biometric image is acquired by the image acquisition means 1 (S100).
Next, the presence / absence of a region of interest suspected of being a tumor is analyzed using a contrast difference or a texture difference on the obtained biological image (first analysis means: S101). In this first analysis means, when it is determined that there is a region of interest in the living body image, the optical constant of each tissue of benign tumor and malignant tumor is applied to the region of interest, and the diffusion equation shown below or Monte Carlo simulation or the like A theoretical value of the light intensity detected by the light detection means is calculated using a statistical method (theoretical value calculation means: S102).

理論値算出手段Ｓ１０２の一例を下記に示す。図８から図１０に、理論値算出手段Ｓ１
０２を説明するための説明図を示す。なお、これら図中は、説明を分かりやすくするため
Excelテスト版とは添字を変えている。座標方向は、図８に倣う）

周囲組織（添字１）の中に着目組織（添字２）が存在し，それぞれの方程式は
An example of the theoretical value calculation means S102 is shown below. 8 to 10 show the theoretical value calculation means S1.
An explanatory view for explaining 02 is shown. In these figures, the explanation is easy to understand.
The subscript has been changed from the Excel test version. (Coordinate direction follows Fig. 8)

The target organization (subscript 2) exists in the surrounding organization (subscript 1), and each equation is

Dは拡散係数，φは光強度［W/mm²］，μ_aは吸収係数［mm^-1］，Sは光源に対応する項で，
単位体積，単位時間あたりの放射エネルギー［W/mm³］（着目組織にはS無し）である。拡
散係数Dは以下の式で表す。
D is the diffusion coefficient, φ is the light intensity [W / mm ² ], μ _a is the absorption coefficient [mm ⁻¹ ], S is the term corresponding to the light source,
Radiation energy per unit volume and unit time [W / mm ³ ] (S is not present in the target tissue). The diffusion coefficient D is expressed by the following formula.

gは非等方散乱パラメータ［無次元］と称する係数，μ_sは散乱係数［mm^-1］である。今回
，周囲組織と着目組織の散乱係数は等しいとする。
（1）式のSは以下の式で表される。
g is a coefficient called anisotropic scattering parameter [dimensionless], and μ _s is a scattering coefficient [mm ⁻¹ ]. This time, it is assumed that the scattering coefficients of the surrounding tissue and the target tissue are the same.
(1) S in the formula is represented by the following formula.

Ｉ₀は入射放射束［W］（今回は連続光），aは入射光半径［mm］（光ファイバ半径），δ
はデルタ関数［mm^-1］，θはヘビサイド関数［無次元］である。z₀［mm］は以下の式で
表される。
I ₀ is the incident radiant flux [W] (continuous light this time), a is the incident light radius [mm] (optical fiber radius), δ
Is a delta function [mm ⁻¹ ], and θ is a snake side function [dimensionless]. z ₀ [mm] is expressed by the following formula.

k_aは補正係数である。
解析領域（周囲組織）から外への境界条件は
k _a is a correction coefficient.
The boundary condition from the analysis region (surrounding tissue) to the outside is

k_bは補正係数である。尚，nにおいては，周囲組織内側から解析領域外部への方向を正と
する。 k _b is a correction coefficient. For n, the direction from the inside of the surrounding tissue to the outside of the analysis region is positive.

また，周囲組織と着目組織の境界条件は以下の式で表される。
The boundary condition between the surrounding tissue and the target tissue is expressed by the following equation.

以上から，検出箇所の放射束Ｉは次式で求められる。
From the above, the radiant flux I at the detection location is obtained by the following equation.

Bは検出位置座標を中心とする入射光半径aの円板領域である。 B is a disc region having an incident light radius a centered on the detection position coordinate.

（10）式を用いてR＝[検出箇所の放射束Ｉ］／［入射放射束Ｉ₀］を計算する。 Using equation (10), R = [radiant flux I at the detection point] / [incident radiant flux I ₀ ] is calculated.

＜代表的入力値＞
着目組織の吸収係数 μ_a１=0.0041 ［mm^-1］
周囲組織の吸収係数 μ_a2=0.01 ［mm^-1］
散乱係数 μ_s=11 ［mm^-1］
光ファイバ直径 2a=0.8 ［mm］
非等方散乱パラメータ g=0.75
補正係数k_a k_a=0.7
補正係数k_b k_b=1

＜参考：無限空間領域における解析解＞
代表的入力値において着目組織が無い場合＝着目組織の吸収係数を0.01 ［mm^-1］とし
た場合
入射−検出間距離Ｒ
10mm 9.16×10^-6
20mm 3.00×10^-7

次に、理論値算出手段Ｓ１０２で算出された良性腫瘍及び悪性腫瘍の各々の理論値と検
出手段で検出された第１及び第２の波長での光強度の実測値との差分を計算する（差分算
出手段：Ｓ１０３）。次に、予め測定されている光検出手段で検出される光強度の測定ば
らつきの範囲を閾値として、計算された各々の差分と閾値との比較を行う（第１の閾値比
較手段：Ｓ１０４）。なお、ここで記載した「予め測定されている光検出手段で検出され
る光強度の測定ばらつきの範囲」とは、同装置における固有の測定値の「測定ばらつきの
範囲」（最大値−最小値）のことを示す。なお、「測定ばらつきの範囲」とは、最大値−
最小値に限定されるものではなく、例えば、リファレンスサンプル等において、同箇所に
対して連続で測定を行って、その測定値の平均値に対して３σ（σ：標準偏差）の範囲内
の最大値−最小値であってもよい。この測定ばらつきの範囲は、被検体個人別、装置等で
変化する機械固有のばらつきであるため、好ましくは、測定者個人において、脂肪、腫瘍
等が存在しない部分で予め測定しておくことが好ましい。

<Typical input values>
Absorption coefficient of target tissue μ _a1 = 0.0041 [mm ^-1 ]
Absorption coefficient of surrounding tissue μ _a2 = 0.01 [mm ^-1 ]
Scattering coefficient μ _s = 11 [mm ^-1 ]
Optical fiber diameter 2a = 0.8 [mm]
Anisotropic scattering parameter g = 0.75
Correction factor k _a k _a = 0.7
Correction factor k _b k _b = 1

<Reference: Analytical solution in infinite space>
When there is no target tissue in a typical input value = when the absorption coefficient of the target tissue is 0.01 [mm ⁻¹ ] Incident-detection distance R
10mm 9.16 × 10 ^-6
20mm 3.00 × 10 ^-7

Next, the difference between the theoretical value of each of the benign tumor and the malignant tumor calculated by the theoretical value calculating means S102 and the actually measured value of the light intensity at the first and second wavelengths detected by the detecting means is calculated ( Difference calculation means: S103). Next, each calculated difference is compared with the threshold value by using the range of the measurement variation of the light intensity detected by the light detection means measured in advance as a threshold value (first threshold value comparing means: S104). The “range of measurement variation of the light intensity detected by the pre-measured light detection means” described here is the “measurement variation range” (maximum value−minimum value) of the unique measurement value in the apparatus. ). The “measurement variation range” is the maximum value −
It is not limited to the minimum value. For example, in a reference sample or the like, the same location is continuously measured, and the maximum value within the range of 3σ (σ: standard deviation) with respect to the average value of the measured values. Value-minimum value may be used. Since the range of this measurement variation is a machine-specific variation that varies depending on the individual subject, the device, etc., it is preferable that measurement is performed in advance in a portion where there is no fat, tumor, etc. .

次に、第１の閾値比較手段（Ｓ１０４）で差分が閾値以下である場合（差分≦閾値）に
は、計算した各々の理論値が実測値と一致したと判定し、この関係を満たす該当組織（良
性腫瘍又は悪性腫瘍）のいずれかが存在すると判定する（第１の判定手段：Ｓ１０５）。
また、第１の閾値比較手段（Ｓ１０４）でいずれの組織においても差分が閾値よりも大き
い場合（差分＞閾値）には、関心部位は該当組織（良性腫瘍又は悪性腫瘍）では無いと判
定する（第２の判定手段：Ｓ１０６）。 Next, when the difference is equal to or smaller than the threshold value (difference ≦ threshold value) in the first threshold value comparison means (S104), it is determined that each calculated theoretical value matches the actual measurement value, and the corresponding organization satisfying this relationship It is determined that either (benign tumor or malignant tumor) is present (first determination means: S105).
Further, when the difference is larger than the threshold value in any tissue by the first threshold value comparison means (S104) (difference> threshold value), it is determined that the region of interest is not the corresponding tissue (benign tumor or malignant tumor) ( Second determination means: S106).

次に、第１の解析手段において、生体画像に関心部位が無いと判断した場合、又は、第
１の閾値比較手段でいずれの組織においても差分が閾値よりも大きい場合には、生体画像
の被検体の皮膚近傍に発生する境界線の断絶の有無及び生体画像の後方エコー領域におけ
る高エコー領域の有無を解析（第２の解析手段：Ｓ１０７）し、境界線の断絶及び高コン
トラスト領域がある場合には、前記境界線と前記高エコー領域の間を関心部位として抽出
する（Ｓ１０８）。この際の高エコー領域の横方向の幅が関心部位の幅となる。この時点
で抽出された関心部位は良性腫瘍と悪性腫瘍のどちらかである。 Next, if the first analysis unit determines that there is no region of interest in the biological image, or if the difference is larger than the threshold value in any tissue by the first threshold comparison unit, the biological image is not covered. When the presence or absence of a boundary line occurring near the skin of the specimen and the presence or absence of a high echo area in the rear echo area of the biological image are analyzed (second analysis means: S107), and there is a boundary line break and a high contrast area First, a region between the boundary line and the high echo region is extracted as a region of interest (S108). The horizontal width of the high echo area at this time is the width of the region of interest. The region of interest extracted at this point is either a benign tumor or a malignant tumor.

次に、第２の解析手段において前記関心部位があると判断した場合に、良性腫瘍及び悪
性腫瘍の各々の組織の光学定数を前記関心部位にあてはめ、前述した拡散方程式または、
モンテカルロシュミレーションなどの統計的な手法を用いて光検出手段で検出される光強
度の各々の理論値を計算する（理論値算出手段：Ｓ１０９）。 Next, when it is determined in the second analysis means that the region of interest exists, the optical constant of each tissue of benign tumor and malignant tumor is applied to the region of interest, and the diffusion equation described above or
A theoretical value of each light intensity detected by the light detection means is calculated using a statistical method such as Monte Carlo simulation (theoretical value calculation means: S109).

次に、理論値算出手段１０９で算出された各々の理論値と光検出手段で検出された第１
及び第２の波長での光強度の実測値との差分を計算する（差分算出手段：Ｓ１１０）。次
に、予め測定されている光検出手段で検出される光強度の測定ばらつきの範囲を閾値とし
て、各々計算された差分と閾値との比較を行う（第２の閾値比較手段：Ｓ１１１）。 Next, the respective theoretical values calculated by the theoretical value calculating means 109 and the first values detected by the light detecting means.
And the difference with the measured value of the light intensity at the second wavelength is calculated (difference calculating means: S110). Next, a difference between the calculated difference and the threshold is compared using a range of measurement variations of the light intensity detected by the light detecting means measured in advance as a threshold (second threshold comparing means: S111).

第２の閾値比較手段で差分が閾値以下である場合（差分≦閾値）には、計算した各々の
理論値が実測値と一致したと判定し、この関係を満たす該当組織（良性腫瘍又は悪性腫瘍
）のいずれかが存在すると判定する（第３の判定手段：Ｓ１１２）。また、第２の閾値比
較手段でいずれの組織においても差分が閾値よりも大きい場合（差分＞閾値）には、関心
部位は該当組織（良性腫瘍又は悪性腫瘍）では無いと判定する（第４の判定手段：Ｓ１１
３）。 When the difference is less than or equal to the threshold value by the second threshold value comparison means (difference ≦ threshold value), it is determined that each calculated theoretical value matches the actual measurement value, and the corresponding tissue satisfying this relationship (benign tumor or malignant tumor) ) Is present (third determination means: S112). Further, when the difference is larger than the threshold value in any tissue by the second threshold value comparison means (difference> threshold value), it is determined that the region of interest is not the corresponding tissue (benign tumor or malignant tumor) (fourth) Determination means: S11
3).

また、第２の解析手段（Ｓ１０７）で関心部位が無いと判断された場合は、被測定領域
には、該当組織（良性腫瘍又は悪性腫瘍）が無いと判定する（第５の判定手段：Ｓ１１４
）。 If it is determined by the second analysis means (S107) that there is no region of interest, it is determined that there is no corresponding tissue (benign tumor or malignant tumor) in the measurement region (fifth determination means: S114).
).

このように、本発明に係る腫瘍検出装置は、超音波を送受信して生体画像を取得して、
取得した生体画像から腫瘍の疑いがある関心部位を抽出し、抽出された関心部位を有する
測定領域に対して、良性腫瘍の光吸収帯の第１の波長を有する第１の光と、悪性腫瘍の光
吸収帯の第２の波長を有する第２の光を照射して、被検体内部からの出射光の第１及び前
記第２の波長の光強度変化を解析することで、抽出した関心部位の細胞組織の種類を判定
することができるため、マンモグラフィー等の診断を行う必要がなく、生体の測定箇所へ
の物理的なダメージが少ない状態で、非侵襲的に腫瘍の有無を検出することができる。 Thus, the tumor detection device according to the present invention acquires a biological image by transmitting and receiving ultrasonic waves,
A region of interest suspected of being a tumor is extracted from the acquired biological image, a first light having a first wavelength of a light absorption band of a benign tumor, and a malignant tumor with respect to the measurement region having the extracted region of interest The region of interest extracted by irradiating the second light having the second wavelength in the light absorption band and analyzing the change in the light intensity of the first and second wavelengths of the emitted light from the inside of the subject. Since it is possible to determine the type of cell tissue, it is not necessary to perform mammography or other diagnostics, and the presence or absence of a tumor can be detected non-invasively with little physical damage to the measurement site of the living body. it can.

さらに、検出した関心部位の細胞組織の種類を判定する際に、予め光学的な光強度の理
論値を計算して、実際の実測値との差分を計算し、装置特有の測定ばらつきの差分を閾値
として、前記計算した差分と閾値とを比較して、その比較に応じて、細胞組織の種類を判
定するため、光診断装置特有の測定ばらつきを考慮にいれて判定処理できるため、正確に
細胞組織の種類を判別することができる。 Furthermore, when determining the type of cellular tissue of the detected region of interest, the optical light intensity theoretical value is calculated in advance, the difference from the actual measured value is calculated, and the difference in measurement variation peculiar to the device is calculated. As the threshold value, the calculated difference is compared with the threshold value, and the type of cell tissue is determined according to the comparison. Therefore, the determination process can be performed in consideration of the measurement variation unique to the optical diagnostic apparatus. The type of organization can be determined.

なお、前述した光照射手段では、良性腫瘍の光吸収帯の第１の波長を有する第１の光と
、悪性腫瘍の光吸収帯の第２の波長を有する第２の光を照射する点で説明したが、これに
加え、脂肪の光吸収帯の第３の波長を有する第３の光を更に加えて、関心部位判定手段に
おいて、前記第３の光強度変化を解析して、前記関心部位の細胞組織の種類を判定しても
よい。 In the light irradiation means described above, the first light having the first wavelength of the light absorption band of the benign tumor and the second light having the second wavelength of the light absorption band of the malignant tumor are irradiated. As described above, in addition to this, the third light having the third wavelength in the light absorption band of fat is further added, and the region-of-interest determination means analyzes the third light intensity change to analyze the region of interest. The type of cell tissue may be determined.

すなわち、理論値算出手段で脂肪においても理論値を算出し、第１及び第２の差分算出
手段で脂肪においても差分を算出し、第１及び第２の閾値比較手段で脂肪においても差分
と閾値を比較し、第１から第５の判定手段でも脂肪の有無について判定してもよい。この
場合、脂肪の光吸収帯の第３の波長は、例えば、９３０ｎｍの波長帯である。 That is, the theoretical value is also calculated for the fat by the theoretical value calculating means, the difference is also calculated for the fat by the first and second difference calculating means, and the difference and the threshold value are also calculated for the fat by the first and second threshold comparing means. And the presence or absence of fat may be determined by the first to fifth determination means. In this case, the third wavelength of the fat light absorption band is, for example, a wavelength band of 930 nm.

（実施例１）
測定対象として脂肪・良性腫瘍・悪性腫瘍をモデル化したファントムを作製した。 (Example 1)
Phantoms that model fat, benign tumors, and malignant tumors were prepared.

寒天を母材とし、散乱体（１０％脂肪球分散液、製品名：イントラリピッド）と吸収体
（炭粉および墨汁）を分散させた後に硬化させ、乳腺と同じ音響特性・光学定数を持つブ
ロックとした。このブロックを５ｍｍにスライスした薄板を用意する一方、ブロック表面
に幅と長さが５ｍｍから２５ｍｍ（５ｍｍ刻み）で、深さ５ｍｍの溝を作製した。 A block made of agar, with scatterers (10% fat globule dispersion, product name: Intralipid) and absorbers (charcoal powder and ink) dispersed and hardened to have the same acoustic characteristics and optical constants as the mammary gland It was. While a thin plate obtained by slicing the block into 5 mm was prepared, a groove having a width and length of 5 to 25 mm (in increments of 5 mm) and a depth of 5 mm was formed on the block surface.

モデル腫瘍成分として、ヘモグロビン還元体、ヘモグロビン酸化体の近赤外領域（８０
０ｎｍ付近）の吸収スペクトルと一致するスペクトルを示す色素を各々選び、２種類の水
溶液を作製した（モデル１：ヘモグロビン還元体の水溶液、モデル２：ヘモグロビン酸化
体の水溶液）。この２種類のモデルは文献値に従ってモデル水溶液１とモデル水溶液２の
濃度を調整した。寒天をこれらの水溶液に分散させた後にブロック上の溝に流し込んで硬
化させ脂肪・良性腫瘍・悪性腫瘍それぞれのモデルとした。ブロック上に薄板を乗せた後
に空気層ができないように密着させた。 As a model tumor component, the near-infrared region of hemoglobin reduced form and hemoglobin oxidized form (80
Each dye was selected to show a spectrum that coincided with the absorption spectrum (near 0 nm), and two types of aqueous solutions were prepared (model 1: aqueous solution of hemoglobin reductant, model 2: aqueous solution of hemoglobin oxidant). In these two types of models, the concentrations of the model aqueous solution 1 and the model aqueous solution 2 were adjusted according to literature values. After agar was dispersed in these aqueous solutions, it was poured into a groove on the block and hardened to obtain models of fat, benign tumor and malignant tumor. After putting a thin plate on the block, it was stuck so that an air layer was not formed.

測定波長をヘモグロビン還元体とヘモグロビン酸化体の吸収帯と合わせて７６０nm、８
４０nmとし、光源として２本の近赤外ＬＤ（連続発振ＬＤを６００ｋHzと７００ｋHzの正
弦波で強度変調したもの）を選んだ。各ＬＤから出力する変調光をフィルター上で合波し
、１本の光ファイバー（石英シングルコア、２５０μｍ径）を介してサンプル上に光照射
する形状とした。一方、光ファイバ（プラスチックマルチコア、５００μｍ径）で出射光
を転送し、高速応答Ｓｉフォトダイオードに対数アンプを接続したシステム（ＯＥ検出器
、サブｎW〜１０ｍＷまでの出力を検出可能）にて光検出した。中心周波数８ＭＨｚの超
音波プローブの音響素子に添う形に光ファイバを設置して図２に示す一体化プローブを作
製した。入射ファイバと出射ファイバ間の距離によって得られる深さ情報が異なるため、
出射ファイバは入射ファイバから５ｍｍ刻みで１０本並べて保護チューブでまとめてテー
プ状にした。音響素子の端と入射ファイバ、出射ファイバを揃えて位置を固定した。ＯＥ
出力を、ＬＤドライバーへの信号で外部トリガーをかけることにより各ＬＤの出力を独立
して検出できるようにした。ロックインアンプからの出力をメインアンプで更に増幅した
後にＡＤ変換してＰＣに取り込むようにした。 Combined with the absorption bands of hemoglobin reductant and hemoglobin oxidant, the measurement wavelength is 760 nm, 8
40 nm, and two near-infrared LDs (intensity-modulated continuous wave LDs with sine waves of 600 kHz and 700 kHz) were selected as light sources. The modulated light output from each LD was combined on the filter, and the sample was irradiated with light through one optical fiber (quartz single core, 250 μm diameter). On the other hand, outgoing light is transferred by optical fiber (plastic multi-core, 500 μm diameter), and light detection is performed by a system (OE detector, which can detect output from sub nW to 10 mW) connected to a logarithmic amplifier with a fast response Si photodiode. did. An integrated probe shown in FIG. 2 was manufactured by installing an optical fiber so as to follow the acoustic element of the ultrasonic probe having a center frequency of 8 MHz. Because the depth information obtained depends on the distance between the input fiber and the output fiber,
Outgoing fibers were arranged in 10 mm increments from the incident fiber, and were put together in a protective tube into a tape shape. The position of the acoustic element end, the incident fiber, and the output fiber were aligned and fixed. OE
The output of each LD can be detected independently by applying an external trigger with a signal to the LD driver. The output from the lock-in amplifier was further amplified by the main amplifier and then AD converted to be taken into the PC.

まず溝のない位置の上にプローブを合わせた状態で各ＬＤからの光出力をロックインア
ンプで検出し、吸収体がない状態で乳腺モデルを通過してくる光強度を計測した。ＬＤに
供給する電流値を調整し、２本のＬＤ出力が同程度（１０ｎW〜サブμWレベル）になるよ
うにした。この状態で生体画像にはコントラストの濃淡は見られなかった。 First, the light output from each LD was detected with a lock-in amplifier in a state where the probe was put on the position where there was no groove, and the light intensity passing through the mammary gland model without the absorber was measured. The current value supplied to the LD was adjusted so that the two LD outputs were of the same level (10 nW to sub-μW level). In this state, contrast contrast was not seen in the biological image.

溝のある位置の上をプローブが通過して再び溝のない位置の上に来るまで、プローブを
光源ファイバの位置を中心にして回転させた。これは光源の位置を変えずに検出器の位置
だけを変化させることに対応し、光の入射条件をできるだけ一定に保つために行った。プ
ローブは１５度刻みに回転させた。０度と１８０度の場合の測定値を平均した値を吸収体
がない場合の光計測結果（基準値）とし、各位置での計測結果をこの基準値で除した値を
、吸収体を透過した光強度とした。 The probe was rotated around the position of the source fiber until the probe passed over the grooved location and again over the grooveless location. This corresponds to changing only the position of the detector without changing the position of the light source, and was performed in order to keep the light incident condition as constant as possible. The probe was rotated in 15 degree increments. The average value of the measured values at 0 ° and 180 ° is used as the optical measurement result (reference value) when there is no absorber, and the value obtained by dividing the measurement result at each position by this reference value is transmitted through the absorber. The light intensity.

溝に脂肪モデルをいれた部分では生体画像に溝が低コントラスト像として観測された。
溝周囲とのコントラスト差を用いて溝部分の画像を抽出した。光学定数として７６０ｎｍ
・８４０ｎｍにおける乳腺・脂肪・良性腫瘍・悪性腫瘍の吸収係数・等価散乱係数の文献
値（参考文献：Phys. Med. Biol. Vol.35, 1317-1334 1990のグラフから読み取り）を用
い、背景を乳腺、溝に脂肪・良性腫瘍・悪性腫瘍の化合物がそれぞれあると仮定して光拡
散方程式を解き、５ｍｍ〜５０ｍｍの各検出位置における光強度を計算した。これらの計
算値と実測値（それぞれ基準値に対する相対値、実測の場合の基準値：吸収体がない位置
での測定値、計算の場合の基準値：溝部分にも乳腺の光学定数をあてはめて計算した値）
を比較したところ、脂肪と仮定した場合の計算値との差分がもっとも小さいという結果を
得た。そしてこの差分は、一致したと判定するためのしきい値よりも小さくなったので、
計算値と実測値は一致したと判定し、溝にある化合物は脂肪であると判定した。 In the part where the fat model was put in the groove, the groove was observed as a low contrast image in the living body image.
An image of the groove portion was extracted using the difference in contrast with the groove periphery. 760 nm as an optical constant
・ Use the literature values (reference: Phys. Med. Biol. Vol.35, 1317-1334 1990) of the mammary gland, fat, benign tumor, malignant tumor, and equivalent scattering coefficient at 840 nm. The light diffusion equation was solved assuming that there were compounds of fat, benign tumor and malignant tumor in the mammary gland and groove, and the light intensity at each detection position of 5 mm to 50 mm was calculated. These calculated values and measured values (respectively relative to the reference value, reference value in the case of actual measurement: measured value at the position where there is no absorber, reference value in the case of calculation: the optical constant of the mammary gland is also applied to the groove part) Calculated value)
As a result, it was found that the difference with the calculated value when fat was assumed was the smallest. And since this difference is smaller than the threshold value for determining that it matches,
The calculated value and the actually measured value were determined to be the same, and the compound in the groove was determined to be fat.

（実施例２）
実施例１で用いたプローブを用いてボランティア（４４歳、女性、ＢＭＩ＝１９、乳癌に
罹患していないとの診断を受けている健常者）の***の計測を行った。両***に対して０
度から４５度刻みで8ヶ所の計測を行った。プローブの先端（入射ファイバーがある側）
を乳頭直下に合わせ、放射方向にプローブを置いた。生体画像では乳腺内に低エコー部位
（円形）が観測された。コントラストによる違いから低エコー部位を画像抽出し、周囲は
一様な乳腺であると仮定した。光学定数として７６０ｎｍ・８４０ｎｍにおける乳腺・脂
肪・良性腫瘍・悪性腫瘍の吸収係数・等価散乱係数の文献値を用い、背景を乳腺、円形部
位に脂肪・良性腫瘍・悪性腫瘍の化合物がそれぞれあると仮定して光拡散方程式を解き、
５ｍｍ〜５０ｍｍの各検出位置における光強度を計算した。これらの計算値と実測値（そ
れぞれ基準値に対する相対値、実測の場合の基準値：吸収体がない位置での測定値、計算
の場合の基準値：円形部位にも乳腺の光学定数をあてはめて計算した値）を比較したとこ
ろ、良性腫瘍と仮定した場合の計算値との差分がもっとも小さいという結果を得た。そし
てこの差分は、一致したと判定するためのしきい値よりも小さくなったので、計算値と実
測値は一致したと判定し、円形部位にある化合物は良性腫瘍であると判定した。なお医師
による診断は良性腫瘍である嚢胞であり、光計測による判定と合致した。 (Example 2)
Using the probe used in Example 1, the breast of a volunteer (44 years old, female, BMI = 19, healthy person diagnosed as not suffering from breast cancer) was measured. 0 for both breasts
Measurements were made at 8 points from 45 degrees to 45 degrees. Probe tip (side with incident fiber)
Was placed directly under the teat and the probe was placed in the radial direction. In the living body image, a low echo area (circular shape) was observed in the mammary gland. The hypoechoic region was extracted from the difference due to contrast, and the surrounding area was assumed to be a uniform mammary gland. Using optical values of literature values of absorption coefficient and equivalent scattering coefficient of breast, fat, benign tumor, and malignant tumor at 760 nm and 840 nm, assuming that there is a compound of fat, benign tumor, and malignant tumor in the mammary gland in the background and the circular part Solve the light diffusion equation,
The light intensity at each detection position of 5 mm to 50 mm was calculated. These calculated values and measured values (respectively relative to the reference value, reference value in the case of actual measurement: measured value at the position where there is no absorber, reference value in the case of calculation: apply the optical constant of the mammary gland to the circular part) When the calculated values were compared, it was found that the difference between the calculated values and the benign tumors was the smallest. And since this difference became smaller than the threshold value for determining that it was in agreement, it was determined that the calculated value and the actually measured value were in agreement, and the compound in the circular region was determined to be a benign tumor. The diagnosis by the doctor was a cyst that was a benign tumor, which was consistent with the determination by optical measurement.

本発明の一実施形態に係る腫瘍検出装置全体の概略構成を示すブロック図。The block diagram which shows schematic structure of the whole tumor detection apparatus which concerns on one Embodiment of this invention. 抽出手段２の解析方法を説明するための参考生体画像。The reference biological image for demonstrating the analysis method of the extraction means 2. FIG. 生体画像上の皮膚近傍の界面に発生する境界線の断絶の有無の解析を説明するための参考生体画像。The reference biological image for demonstrating the analysis of the presence or absence of the break of the boundary line which generate | occur | produces in the interface of skin vicinity on a biological image. 生体画像内の後方エコー領域における高コンタクト領域の有無の解析を説明するための参考生体画像。The reference biological image for demonstrating the analysis of the presence or absence of the high contact area | region in the back echo area | region in a biological image. 生体画像内の後方エコー領域における高コンタクト領域の有無の解析を説明するための参考生体画像。The reference biological image for demonstrating the analysis of the presence or absence of the high contact area | region in the back echo area | region in a biological image. 測定部３０における具体的な構成の断面構成図。FIG. 3 is a cross-sectional configuration diagram of a specific configuration in a measurement unit 30. 本実施形態に係る腫瘍判定プロセスを説明するプロセスフロー図。The process flow figure explaining the tumor determination process which concerns on this embodiment. 理論値算出手段Ｓ１０２を説明するための説明図。Explanatory drawing for demonstrating theoretical value calculation means S102. 理論値算出手段Ｓ１０２を説明するための説明図。Explanatory drawing for demonstrating theoretical value calculation means S102. 理論値算出手段Ｓ１０２を説明するための説明図。Explanatory drawing for demonstrating theoretical value calculation means S102.

符号の説明Explanation of symbols

１画像取得手段
２抽出手段
３照射手段
４検出手段
５判定手段 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Image acquisition means 2 Extraction means 3 Irradiation means 4 Detection means 5 Determination means

Claims

超音波を送受信させて生体内部の生体画像を取得する画像取得手段と、
前記生体画像に基づいて腫瘍の疑いがある部位を抽出する抽出手段と、
前記生体内部に良性腫瘍の光吸収帯の第１の波長を有する第１の光と、悪性腫瘍の光吸
収帯の第２の波長を有する第２の光を照射する照射手段と、
前記照射手段に基づく前記生体内部からの出射光を検出する検出手段と、
前記出射光の前記第１及び第２の波長における光強度変化を解析して、前記部位の細胞
組織の種類を判定する判定手段と、を備えたことを特徴する腫瘍検出装置。 Image acquisition means for transmitting and receiving ultrasound to acquire a living body image inside the living body;
Extraction means for extracting a suspicious site based on the biological image;
Irradiation means for irradiating the inside of the living body with a first light having a first wavelength of a light absorption band of a benign tumor and a second light having a second wavelength of a light absorption band of a malignant tumor;
Detecting means for detecting light emitted from the inside of the living body based on the irradiation means;
A tumor detection apparatus comprising: a determination unit that analyzes changes in light intensity of the emitted light at the first and second wavelengths to determine a type of cellular tissue at the site.

前記抽出手段は、前記生体画像上のコントラスト差を解析し、低コントラスト部位を前
記部位として抽出することを特徴とする請求項１に記載の腫瘍検出装置。 The tumor detection apparatus according to claim 1, wherein the extraction unit analyzes a contrast difference on the biological image and extracts a low-contrast part as the part.

前記抽出手段は、前記生体画像上のテクスチャーの違いに基づいて、前記部位を抽出す
ることを特徴とする請求項１に記載の腫瘍検出装置。 The tumor detection apparatus according to claim 1, wherein the extraction unit extracts the part based on a difference in texture on the biological image.

前記抽出手段は、前記生体画像上の皮膚近傍に発生する境界線の断絶の有無及び前記生体
画像の後方エコー領域における高コントラスト領域の有無を解析し、前記境界線の断絶及
び前記高コントラスト領域の両方が有る場合、前記境界線の断絶がある領域と前記高コン
トラスト領域との間を前記部位として抽出することを特徴とする請求項１に記載の腫瘍検
出装置。 The extraction means analyzes the presence or absence of a boundary line break that occurs in the vicinity of the skin on the living body image and the presence or absence of a high contrast area in a back echo area of the living body image. 2. The tumor detection apparatus according to claim 1, wherein when both are present, a region between the region where the boundary line is broken and the high contrast region is extracted as the region.

超音波を送受信させて生体内部の生体画像を取得する画像取得手段と、
前記生体画像を取得した前記生体内部に良性腫瘍の光吸収帯の第１の波長を有する第１の
光と、悪性腫瘍の光吸収帯の第２の波長を有する第２の光を照射する照射手段と、
前記照射手段に基づく前記生体内部からの出射光を検出する検出手段と、
前記出射光の前記第１及び第２の波長における光強度変化を解析して、前記部位の細胞組
織の種類を判定する細胞組織判定手段と、を備え、
前記細胞組織判定手段は、
前記生体画像に基づいて腫瘍の疑いがある部位の有無を解析する第１の解析手段と、
前記第１の解析手段において前記部位が有ると判断した場合に、少なくとも前記良性腫瘍
及び前記悪性腫瘍の各々の組織の光学定数を前記部位にあてはめ、前記検出手段で検出さ
れる光強度の各々の理論値を算出する理論値算出手段と、
前記理論値算出手段で算出された各々の理論値と前記検出手段で検出された前記第１及び
第２の波長での光強度の実測値との差分を算出する第１の差分算出手段と、
予め測定されている前記検出手段で検出される光強度の測定ばらつきの範囲を閾値として
、各々算出された前記差分と前記閾値とを比較する第１の閾値比較手段と、
前記第１の閾値比較手段で前記差分が前記閾値以下である場合には、この関係を満たす前
記良性腫瘍又は前記悪性腫瘍のいずれかが存在すると判定する第１の判定手段と、
前記第１の閾値比較手段で前記差分が前記閾値より大きい場合には、前記部位は前記良性
腫瘍又は前記悪性腫瘍では無いと判定する第２の判定手段と、を備えることを特徴とする
腫瘍検出装置。 Image acquisition means for transmitting and receiving ultrasound to acquire a living body image inside the living body;
Irradiation in which the first light having the first wavelength of the light absorption band of the benign tumor and the second light having the second wavelength of the light absorption band of the malignant tumor are irradiated to the inside of the living body where the biological image is acquired. Means,
Detecting means for detecting light emitted from the inside of the living body based on the irradiation means;
Analyzing a light intensity change at the first and second wavelengths of the emitted light, and determining a tissue type of the tissue at the site, and a tissue determination unit,
The cell tissue determination means includes
First analysis means for analyzing the presence or absence of a site suspected of being a tumor based on the biological image;
When the first analysis means determines that the part is present, at least the optical constants of the tissues of the benign tumor and the malignant tumor are applied to the part, and each of the light intensities detected by the detection means A theoretical value calculating means for calculating a theoretical value;
First difference calculating means for calculating a difference between each theoretical value calculated by the theoretical value calculating means and an actual measured value of light intensity at the first and second wavelengths detected by the detecting means;
A first threshold value comparing means for comparing the calculated difference with the threshold value using a range of measurement variations of the light intensity detected by the detecting means that is measured in advance as a threshold value;
When the difference is equal to or less than the threshold value by the first threshold value comparing means, first determining means for determining that either the benign tumor or the malignant tumor satisfying this relationship exists;
And a second determination unit that determines that the part is not the benign tumor or the malignant tumor when the difference is larger than the threshold by the first threshold comparison unit. apparatus.

前記第１の解析手段において前記部位が無いと判断された場合に、前記生体画像上の皮膚
近傍に発生する境界線の断絶の有無及び前記生体画像の後方エコー領域における高コント
ラスト領域の有無を解析し、前記境界線の断絶及び前記高コントラスト領域の両方が有る
場合、前記境界線と前記高コントラスト領域との間を部位として抽出する第２の解析手段
と、
前記第２の解析手段において前記部位が有ると判断した場合に、少なくとも前記良性腫瘍
及び前記悪性腫瘍の各々の組織の光学定数を前記部位にあてはめ、前記検出手段で検出さ
れる光強度の各々の理論値を算出する理論値算出手段と、
前記理論値算出手段で算出された各々の理論値と前記検出手段で検出された前記第１及び
第２の波長での光強度の実測値との差分を算出する第２の差分算出手段と、
予め測定されている前記検出手段で検出される光強度の測定ばらつきの範囲を閾値として
、各々算出された前記差分と前記閾値とを比較する第２の閾値比較手段と、
前記第２の閾値比較手段で前記差分が前記閾値以下である場合には、この関係を満たす前
記良性腫瘍又は前記悪性腫瘍のいずれかが存在すると判定する第３の判定手段と、
前記第２の閾値比較手段で前記差分が前記閾値より大きい場合は、前記生体内部には、前
記良性腫瘍又は前記悪性腫瘍が存在しないと判定する第４の判定手段と、
前記第２の解析手段で部位が無いと判断された場合は、前記生体内部には、前記良性腫瘍
又は前記悪性腫瘍が存在しないと判定する第５の判定手段と、
を備えることを特徴とする請求項５に記載の腫瘍検出装置。 When the first analysis means determines that the region does not exist, the presence / absence of a boundary line generated near the skin on the biological image and the presence / absence of a high-contrast region in the back echo area of the biological image are analyzed. And when there is both a break in the boundary line and the high contrast region, a second analysis means for extracting a region between the boundary line and the high contrast region as a part;
When the second analysis means determines that the part is present, at least the optical constants of the tissues of the benign tumor and the malignant tumor are applied to the part, and each of the light intensities detected by the detection means A theoretical value calculating means for calculating a theoretical value;
Second difference calculating means for calculating a difference between each theoretical value calculated by the theoretical value calculating means and an actual measured value of light intensity at the first and second wavelengths detected by the detecting means;
A second threshold value comparing means for comparing the calculated difference with the threshold value, using a range of measurement variations of the light intensity detected by the detecting means that is measured in advance as a threshold value;
When the difference is less than or equal to the threshold value by the second threshold value comparing means, third determining means for determining that either the benign tumor or the malignant tumor satisfying this relationship exists;
When the difference is larger than the threshold value in the second threshold comparison means, a fourth determination means for determining that the benign tumor or the malignant tumor does not exist in the living body;
When it is determined that there is no site in the second analysis unit, a fifth determination unit that determines that the benign tumor or the malignant tumor does not exist inside the living body;
The tumor detection apparatus according to claim 5, further comprising: