JP6623163B2 - Cartilage diagnostic device and diagnostic probe - Google Patents

Description

本発明は、軟骨の変性度を診断するための装置に関する。   The present invention relates to an apparatus for diagnosing the degree of cartilage degeneration.

軟骨は荷重衝撃の緩和や関節滑動性の向上等の重要な役割を担っているが、血液の循環がなく、自己治癒が困難な組織である。高齢者の多くは軟骨の磨耗による変形性膝関節症（Osteoarthritis：以下「ＯＡ」と表記する）を発症しており、特に高齢化社会を迎える国ではその診断治療法の確立が求められている。関節軟骨は８０％の水分と２０％のマトリクスを含み、そのマトリクスはコラーゲンとプロテオグリカンから構成される。特に、そのコラーゲン線維に拘束されるプロテオグリカンは軟骨内部の流動特性を決定し、軟骨の優れた粘弾性特性に大きく関与すると考えられている。ＯＡは、その軟骨の粘弾性特性の損失によって発症する。   Cartilage plays an important role in reducing load impact and improving joint slidability, but is a tissue that has no blood circulation and is difficult to self-heal. Many elderly people develop osteoarthritis (osteoarthritis: hereinafter referred to as "OA") due to wear of cartilage, and the establishment of a diagnostic treatment method is particularly required for countries in an aging society. . Articular cartilage contains 80% water and 20% matrix, which matrix is composed of collagen and proteoglycans. In particular, proteoglycans restricted by the collagen fibers determine the flow characteristics inside cartilage and are considered to be greatly involved in the excellent viscoelastic properties of cartilage. OA is caused by a loss of the viscoelastic properties of its cartilage.

近年の医療診断技術の発達に伴い、光コヒーレンス断層画像（Optical Coherence Tomography：以下「ＯＣＴ」という）が開発されている。このＯＣＴによれば、非侵襲、非接触にて生体組織内部をマイクロ断層可視化できる。また、２次元ＯＣＴ断層画像の取得レートはビデオレート以上であり、高時間分解能を有している。そこで、このＯＣＴを用いて軟骨力学特性を断層可視化する手法も提案されている（非特許文献１）。この手法によれば、軟骨に所定の応力を負荷してその応力緩和過程を断層可視化することで、正常軟骨と変性軟骨とを識別できる可能性がある。   With the recent development of medical diagnostic technology, optical coherence tomography (hereinafter referred to as “OCT”) has been developed. According to the OCT, the inside of a living tissue can be visualized by micro tomography in a non-invasive and non-contact manner. Further, the acquisition rate of the two-dimensional OCT tomographic image is higher than the video rate, and has a high temporal resolution. Therefore, a technique for tomographically visualizing cartilage mechanical characteristics using this OCT has also been proposed (Non-Patent Document 1). According to this method, there is a possibility that normal cartilage and degenerated cartilage can be distinguished by applying a predetermined stress to cartilage and visualizing the stress relaxation process on a tomographic view.

「Dynamic Optical Coherence Straingraphyを用いた酵素処理による変性軟骨のマイクロ力学断層可視化による検討」岡本祐太，佐伯壮一，峯松孝幸、日本機械学会2013年度年次大会講演論文集(J024032)"Examination of degenerated cartilage by micromechanical tomographic visualization by enzymatic treatment using Dynamic Optical Coherence Straingraphy" Yuta Okamoto, Soichi Saeki, Takayuki Minematsu, Proc. Of the 2013 Annual Meeting of the Japan Society of Mechanical Engineers (J024032)

非特許文献１に記載の技術は、軟骨に関するマイクロメカニクス可視化診断への有力な足掛かりとなるものの、診断効率や診断精度の面で改善の余地があった。また、生きた人体の軟骨を診断対象とする場合の具体的装置構成について開示するものではなかった。このため、未だ実用化には到っていない。   Although the technology described in Non-Patent Document 1 is a powerful starting point for micromechanics visualization diagnosis of cartilage, there is room for improvement in diagnosis efficiency and diagnosis accuracy. In addition, the disclosure does not disclose a specific device configuration in a case where cartilage of a living human body is to be diagnosed. For this reason, it has not yet been put to practical use.

本発明はこのような課題に鑑みてなされたものであり、その目的の一つは、ＯＣＴを用いた軟骨診断をより実用に供し得るものとすることにある。   The present invention has been made in view of such problems, and one of its objects is to make cartilage diagnosis using OCT more practical.

本発明のある態様は、関節軟骨を診断するための軟骨診断装置である。この軟骨診断装置は、光コヒーレンストモグラフィーを用いる光学系を含む光学ユニットと、光学ユニットに接続される一方、先端部が関節腔に挿入可能に構成され、光学ユニットからの光を軟骨に導いて走査させるための光学機構と、軟骨に対して所定の変形エネルギーを付与するための負荷装置とを含むプローブと、負荷装置および光学機構の駆動を制御し、それらの駆動に基づいて光学ユニットから出力された光干渉信号を処理し、変形エネルギーの付与による軟骨内部の変形に伴う所定の力学特徴量の変化をその軟骨の断層位置に対応づけて演算し、その力学特徴量の変化に基づいて軟骨組織の損傷度合いを演算する制御演算部と、軟骨組織の損傷度合いを断層可視化する態様で表示する表示装置と、を備える。   One embodiment of the present invention relates to a cartilage diagnostic device for diagnosing articular cartilage. This cartilage diagnostic apparatus is configured such that an optical unit including an optical system using optical coherence tomography and an optical unit are connected to the optical unit, and a distal end portion is configured to be inserted into a joint cavity, and light from the optical unit is guided to cartilage for scanning. An optical mechanism for causing the probe to include a load device for applying a predetermined deformation energy to the cartilage, and controlling the driving of the load device and the optical mechanism, and the output from the optical unit based on the drive. The optical interference signal is processed, and a change in a predetermined mechanical feature associated with the deformation inside the cartilage due to the application of deformation energy is calculated in association with the position of the cartilage tomographically, and the cartilage tissue is calculated based on the change in the mechanical feature. And a display device for displaying the degree of damage to the cartilage tissue in a manner of visualizing tomography.

この態様によると、所定の変形エネルギーが付与されたときに軟骨に生じる力学特徴量の変化と、軟骨組織の損傷度合いとの間に対応関係があることを利用した演算処理により、診断対象である軟骨の損傷度合いが断層可視化される。このため、医師等がその断層可視化された表示を確認することにより、軟骨診断を容易に行えるようになる。すなわち、ＯＣＴを用いた軟骨診断をより実用に供し得るものとすることができる。   According to this aspect, the diagnosis target is obtained by the arithmetic processing using the fact that there is a correspondence between the change in the mechanical characteristic amount generated in the cartilage when the predetermined deformation energy is applied and the degree of damage to the cartilage tissue. The degree of cartilage damage is visualized by tomography. For this reason, the cartilage diagnosis can be easily performed by a doctor or the like confirming the display visualized by the tomography. That is, the cartilage diagnosis using OCT can be more practically used.

本発明の別の態様は、診断用プローブである。この診断用プローブは、光コヒーレンストモグラフィーを用いる光学系を含む光学ユニットに接続されることにより、対象部位の診断を可能とするプローブであって、対象部位に当接可能に構成された先端部と、光学ユニットからの光を軟骨に導いて走査させるための光学機構と、対象部位に対して所定の変形エネルギーを付与するための負荷装置と、を備える。   Another embodiment of the present invention relates to a diagnostic probe. This diagnostic probe is a probe that is capable of diagnosing a target site by being connected to an optical unit including an optical system using optical coherence tomography, and has a tip configured to be able to abut on the target site. An optical mechanism for guiding the light from the optical unit to the cartilage for scanning, and a load device for applying a predetermined deformation energy to the target part.

この態様の診断用プローブを対象部位としての軟骨に当接させ、光学ユニットを作動させることにより、上述した軟骨の損傷度合いを断層可視化することが可能となる。すなわち、ＯＣＴを用いた軟骨診断をより実用に供し得るものとすることができる。   By bringing the diagnostic probe of this embodiment into contact with the cartilage as the target site and operating the optical unit, it is possible to visualize the degree of damage to the cartilage as described above. That is, the cartilage diagnosis using OCT can be more practically used.

本発明によれば、ＯＣＴを用いた軟骨診断をより実用に供し得るものとできる。   According to the present invention, cartilage diagnosis using OCT can be more practically used.

第１実施例に係る軟骨診断装置の構成を概略的に表す図である。It is a figure showing roughly composition of a cartilage diagnostic device concerning a 1st example. 軟骨診断装置を構成する診断プローブの構成を概略的に表す図である。FIG. 3 is a diagram schematically illustrating a configuration of a diagnostic probe included in the cartilage diagnostic device. 再帰的相互相関法による処理手順を概略的に示す図である。FIG. 9 is a diagram schematically illustrating a processing procedure by a recursive cross-correlation method. サブピクセル解析による処理手順を概略的に示す図である。It is a figure which shows the processing procedure by sub-pixel analysis roughly. 各処理により得られる結果を示す図である。It is a figure showing the result obtained by each processing. 軟骨診断処理の処理手順を表す図である。It is a figure showing the processing procedure of a cartilage diagnosis processing. 軟骨診断処理の処理手順を表す図である。It is a figure showing the processing procedure of a cartilage diagnosis processing. 実験装置の構成を概略的に表す図である。FIG. 2 is a diagram schematically illustrating a configuration of an experimental apparatus. 実験に用いた試験片を表す図である。It is a figure showing the test piece used for the experiment. 実験に際して試験片に与えた荷重負荷状態を示すグラフである。It is a graph which shows the load state given to the test piece at the time of an experiment. 応力緩和試験によるひずみ速度分布の時間変化を断層可視化した図である。It is the figure which visualized the time change of the strain rate distribution by the stress relaxation test. 応力緩和試験によるひずみ速度分布の時間変化を断層可視化した図である。It is the figure which visualized the time change of the strain rate distribution by the stress relaxation test. 正常軟骨と模擬変性軟骨の減衰係数の比較を表す図である。It is a figure showing the comparison of the attenuation coefficient of normal cartilage and simulated degenerated cartilage. 制御演算部により実行される軟骨診断処理の流れを示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the flow of the cartilage diagnostic processing performed by a control calculation part. 図１４におけるＳ３６の変性度合い演算提示処理を詳細に示すフローチャートである。15 is a flowchart showing details of a modification degree calculation presentation process of S36 in FIG. 14. 第２実施例に係る変性度合い演算提示処理を詳細に示すフローチャートである。It is a flow chart which shows modification degree operation presentation processing concerning a 2nd example in detail.

本発明の一実施形態は、関節軟骨を診断するための軟骨診断装置である。この軟骨診断装置は、軟骨に所定の変形エネルギー（荷重）を負荷する一方でＯＣＴを用いて軟骨の断層画像を撮影し、その荷重に対する軟骨組織の挙動からその損傷度合い（変性度）を演算するものである。その演算結果が軟骨の断層画像の態様で表示装置に可視化されるため、医師等がその断層画像を見ることで軟骨診断を行うことができる。   One embodiment of the present invention is a cartilage diagnostic device for diagnosing articular cartilage. This cartilage diagnostic apparatus applies a predetermined deformation energy (load) to a cartilage, captures a tomographic image of the cartilage using OCT, and calculates the degree of damage (degree of degeneration) from the behavior of the cartilage tissue with respect to the load. Things. Since the calculation result is visualized on the display device in the form of a cartilage tomographic image, a doctor or the like can perform cartilage diagnosis by viewing the tomographic image.

この軟骨診断装置は、ＯＣＴの光学系を含む光学ユニットと、その光学ユニットに接続されるプローブを備える。このプローブは、関節腔に挿入可能な先端部を有するとともに、ＯＣＴの演算処理に用いられる物理量を取得するための光学機構と荷重機構（「負荷装置」として機能する）を備える。プローブの先端部は、例えばシリンジ針に挿通されるなどして関節腔に挿入されるものでもよい。プローブの先端を軟骨の表面（又はその近傍）に当接させた状態で荷重機構を駆動することにより、軟骨に対して所定の荷重が負荷される。その荷重に対する軟骨組織の応答をＯＣＴにより断層計測することにより、軟骨の変性度を評価することができる。後述のように、変性度の進行度合いに応じてその応答が異なる形で表れるからである。光学機構は、この軟骨組織の挙動を断層画像として取得するために光学ユニットからの物体光を軟骨に照射して走査させ、その反射光を取得して光学ユニットに送る。   This cartilage diagnostic apparatus includes an optical unit including an OCT optical system, and a probe connected to the optical unit. This probe has a distal end that can be inserted into a joint cavity, and includes an optical mechanism and a load mechanism (functioning as a “load device”) for acquiring a physical quantity used in the OCT calculation processing. The distal end of the probe may be inserted into a joint cavity by, for example, being inserted through a syringe needle. A predetermined load is applied to the cartilage by driving the load mechanism with the tip of the probe in contact with the surface of the cartilage (or in the vicinity thereof). By measuring the response of the cartilage tissue to the load by tomography using OCT, the degree of cartilage degeneration can be evaluated. This is because the response appears differently depending on the degree of progress of the degree of denaturation, as described later. The optical mechanism irradiates the cartilage with object light from the optical unit and scans the cartilage in order to acquire the behavior of the cartilage tissue as a tomographic image, acquires the reflected light, and sends the reflected light to the optical unit.

光学ユニットは、その反射光と参照光とを合波し、その光干渉信号を制御演算部へ送る。制御演算部は、荷重機構および光学機構の駆動を制御する一方でその光干渉信号を処理し、上述した荷重負荷による軟骨内部の変形に伴う力学特徴量の変化をその軟骨の断層位置に対応づけて演算する。ここでいう「力学特徴量」は、軟骨組織の変形ベクトルの空間分布に基づいて得られるものでよい。例えば、変形ベクトルを時間微分した変形速度ベクトルであってもよいし、変形速度ベクトルをさらに空間微分したひずみ速度テンソルであってもよい。   The optical unit multiplexes the reflected light and the reference light, and sends the optical interference signal to the control operation unit. The control calculation unit controls the driving of the loading mechanism and the optical mechanism while processing the optical interference signal, and correlates the change of the mechanical feature associated with the deformation of the inside of the cartilage due to the above-mentioned load with the fault position of the cartilage. To calculate. The “mechanical feature amount” here may be obtained based on the spatial distribution of the deformation vector of the cartilage tissue. For example, a deformation speed vector obtained by time-differentiating the deformation vector, or a strain speed tensor obtained by further spatially differentiating the deformation speed vector may be used.

荷重機構による荷重負荷方法については、測定対象（軟骨）に対して一定のひずみを与えて応力の時間変化を測定する応力緩和法に基づくものでもよい。あるいは、測定対象に対して動的ひずみを与えて応力の最大値および位相差を測定する動的粘弾性法に基づくものでもよい。あるいは、測定対象に対して一定の大きさの応力を与えてひずみの時間変化を測定するクリープ法に基づくものでもよい。制御演算部は、上記力学特徴量の変化に基づいて軟骨組織の損傷度合いを演算し、それを表示装置の画面に断層可視化する。   The method of applying a load by the load mechanism may be based on a stress relaxation method in which a constant strain is applied to a measurement target (cartilage) to measure a temporal change in stress. Alternatively, it may be based on a dynamic viscoelasticity method in which a dynamic strain is applied to a measurement object to measure a maximum value and a phase difference of a stress. Alternatively, it may be based on a creep method in which a time-dependent change in strain is measured by applying a certain amount of stress to a measurement object. The control calculation unit calculates the degree of damage to the cartilage tissue based on the change in the dynamic characteristic amount, and visualizes the degree of damage on the screen of the display device.

制御演算部は、応力緩和法に基づいて以下の処理を実行してもよい。すなわち、荷重機構の駆動により軟骨に所定の荷重を負荷した後に応力緩和させ、その応力緩和中に光学ユニットにより撮影された前後の断層画像データに基づき、軟骨の断層位置に対応した変形速度ベクトルを力学特徴量として演算してもよい。そして、その変形速度ベクトルの変化から得られる減衰係数の断層分布を、軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させてもよい。なお、ここでいう「前後の断層画像データ」は、連続撮影された２枚の断層画像によるものでもよいし、連続しないものの所定時間をあけて撮影された２枚の断層画像によるものでもよい。   The control calculation unit may execute the following processing based on the stress relaxation method. That is, after applying a predetermined load to the cartilage by driving the load mechanism, the stress is relaxed, and based on tomographic image data before and after taken by the optical unit during the stress relaxation, a deformation speed vector corresponding to the tomographic position of the cartilage is calculated. It may be calculated as a dynamic feature value. Then, the tomographic distribution of the attenuation coefficient obtained from the change in the deformation velocity vector may be visualized as a tomographic representation as equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue. Note that the “before and after tomographic image data” here may be based on two tomographic images that have been continuously captured, or may be based on two tomographic images that are not continuous but have been captured at a predetermined time interval.

あるいは、制御演算部は、力学特徴量として演算した変形速度ベクトルを空間微分することによりひずみ速度テンソルを演算し、そのひずみ速度の減衰係数の断層分布を軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させてもよい。このようにひずみ速度テンソルを演算することで、減衰係数の断層分布に軟骨組織の圧縮、膨張、剪断などの物理的意味合いをもたせることができる。なお、この物理的な意味合いから、軟骨変性度を力学的変形能として直接的に医師等に伝えることもできる。   Alternatively, the control calculation unit calculates a strain rate tensor by spatially differentiating the deformation rate vector calculated as the dynamic feature quantity, and sets the tomographic distribution of the damping coefficient of the strain rate to be equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue. It may be visualized. By calculating the strain rate tensor in this manner, it is possible to give the fault distribution of the damping coefficient a physical meaning such as compression, expansion, and shearing of the cartilage tissue. In addition, from this physical meaning, the degree of cartilage degeneration can be directly transmitted to a doctor or the like as mechanical deformability.

制御演算部は、順次取得する断層画像データの相互相関、輝度勾配の変位および輝度パターンの変形に基づき変形速度ベクトルをサブピクセル精度にて演算してもよい。ＯＣＴの解像度には限界があるため、このようなサブピクセル解析を導入することにより、より高精度な軟骨診断が実現可能となる。   The control calculation unit may calculate the deformation speed vector with sub-pixel accuracy based on the cross-correlation of the sequentially acquired tomographic image data, displacement of the brightness gradient, and deformation of the brightness pattern. Since there is a limit to the resolution of OCT, by introducing such sub-pixel analysis, a more accurate cartilage diagnosis can be realized.

制御演算部は、動的粘弾性法に基づいて以下の処理を実行してもよい。すなわち、荷重機構の駆動により軟骨に所定の動的荷重（動的力）を負荷し、その動的荷重による軟骨の振動中に光学ユニットにより撮影された前後の断層画像データに基づき、軟骨の各断層位置における変形速度ベクトルを力学特徴量として演算し、その変形速度ベクトルのうち加振周波数成分である特定変形速度ベクトルの振幅および位相差の少なくとも一方に基づき軟骨の粘弾性の断層分布を演算し、その粘弾性の断層分布を軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させてもよい。軟骨の粘弾性がその軟骨の変性度に応じて変化することに着目したものである。なお、ここでいう「前後の断層画像データ」も、連続撮影された２枚の断層画像によるものでもよいし、連続しないものの所定時間をあけて撮影された２枚の断層画像によるものでもよい。   The control calculation unit may execute the following processing based on the dynamic viscoelasticity method. That is, a predetermined dynamic load (dynamic force) is applied to the cartilage by driving the load mechanism, and based on tomographic image data before and after taken by the optical unit during the vibration of the cartilage due to the dynamic load, each of the cartilage is Calculate the deformation velocity vector at the fault position as a dynamic feature amount, and calculate the viscoelastic tomographic distribution of cartilage based on at least one of the amplitude and phase difference of the specific deformation velocity vector that is the excitation frequency component of the deformation velocity vector. Alternatively, the viscoelastic tomographic distribution may be visualized as an equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue. It focuses on the fact that the viscoelasticity of cartilage changes according to the degree of degeneration of the cartilage. The “front and rear tomographic image data” here may be based on two tomographic images that are continuously captured, or may be based on two tomographic images that are not continuous but are captured at a predetermined time interval.

あるいは、軟骨の各断層位置におけるひずみ速度テンソルを力学特徴量として演算し、そのひずみ速度テンソルのうち加振周波数成分である特定ひずみ速度テンソルの振幅および位相差の少なくとも一方に基づき軟骨の粘弾性の断層分布を演算してもよい。   Alternatively, the strain rate tensor at each tomographic position of the cartilage is calculated as a dynamic feature, and the viscoelasticity of the cartilage is calculated based on at least one of the amplitude and the phase difference of the specific strain rate tensor that is an excitation frequency component of the strain rate tensor. The tomographic distribution may be calculated.

また、荷重機構が、軟骨に付与される荷重（力）を計測可能なセンサを含んでもよい。制御演算部は、演算された力学特徴量の加振周波数成分の振幅および位相差の少なくとも一方と、センサにより計測された荷重値に基づき軟骨の粘弾性の断層分布を演算し、その粘弾性の断層分布を軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させてもよい。   Further, the load mechanism may include a sensor capable of measuring a load (force) applied to the cartilage. The control calculation unit calculates the viscoelastic tomographic distribution of the cartilage based on at least one of the amplitude and the phase difference of the excitation frequency component of the calculated dynamic feature and the load value measured by the sensor. The tomographic distribution may be visualized as equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue.

なお、上記プローブは、例えば手術中の内臓を診断するなど、軟骨以外の対象部位の診断に適用することも可能である。すなわち、プローブが、ＯＣＴの光学系を含む光学ユニットに接続されることにより、所定の対象部位の診断を可能とする診断用プローブとして構成されてもよい。このプローブは、対象部位に当接可能に構成された先端部と、光学ユニットからの光を対象部位に導いて走査させるための光学機構と、対象部位に対して所定の変形エネルギー（応力）を負荷するための荷重機構（負荷装置）とを備える。   Note that the probe can be applied to diagnosis of a target site other than cartilage, for example, to diagnose internal organs during surgery. That is, the probe may be configured as a diagnostic probe that enables diagnosis of a predetermined target site by being connected to an optical unit including an OCT optical system. This probe has a tip configured to be able to abut on the target portion, an optical mechanism for guiding light from the optical unit to the target portion for scanning, and a predetermined deformation energy (stress) for the target portion. A load mechanism (load device) for applying a load.

また、上記技術を利用した軟骨診断方法を構築してもよい。この方法は、軟骨に対して所定の変形エネルギー（荷重）を負荷するステップと、変形エネルギーの付与（荷重の負荷）に応じた軟骨の変形度合いを光コヒーレンストモグラフィーにより断層画像として表示させるステップと、断層画像に基づいて軟骨組織の損傷度合いを診断するステップとを備えるものでよい。   Further, a cartilage diagnosis method using the above technology may be constructed. The method includes the steps of applying a predetermined deformation energy (load) to the cartilage, and displaying the degree of deformation of the cartilage according to the application of the deformation energy (load application) as a tomographic image by optical coherence tomography, Diagnosing the degree of damage to the cartilage tissue based on the tomographic image.

以下、図面を参照しつつ本発明を具体化した実施例について詳細に説明する。
［第１実施例］
図１は、第１実施例に係る軟骨診断装置の構成を概略的に表す図である。図２は、軟骨診断装置を構成する診断プローブの構成を概略的に表す図である。本実施例の軟骨診断装置は、診断対象である関節軟骨に所定の応力を負荷し、その応力に対する軟骨組織の変形度合いを断層可視化することにより、軟骨組織の損傷度合い（変性度）を診断可能とするものである。この断層可視化にＯＣＴを利用する。Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[First embodiment]
FIG. 1 is a diagram schematically illustrating a configuration of the cartilage diagnostic device according to the first embodiment. FIG. 2 is a diagram schematically showing a configuration of a diagnostic probe constituting the cartilage diagnostic device. The cartilage diagnostic apparatus according to the present embodiment can diagnose the degree of cartilage tissue damage (degree of degeneration) by applying a predetermined stress to the articular cartilage to be diagnosed and visualizing the degree of deformation of the cartilage tissue with respect to the stress by tomographic visualization. It is assumed that. OCT is used for this tomographic visualization.

図１に示すように、軟骨診断装置１は、ＯＣＴを用いる光学系を含む光学ユニット２、光学ユニット２に接続される診断用のプローブ４、ＯＣＴにより得られた光干渉データに基づいて軟骨組織の損傷度合いを演算する制御演算部６、および軟骨組織の損傷度合いを断層可視化する態様で表示する表示装置８を備える。図示の例では、光学ユニット２としてマッハツェンダー干渉計をベースとした光学系が示されているが、マイケルソン干渉計その他の光学系を採用することもできる。   As shown in FIG. 1, a cartilage diagnostic apparatus 1 includes an optical unit 2 including an optical system using OCT, a diagnostic probe 4 connected to the optical unit 2, and a cartilage tissue based on optical interference data obtained by OCT. And a display device 8 for displaying the degree of damage to the cartilage tissue in a manner of visualizing tomography. In the illustrated example, an optical system based on a Mach-Zehnder interferometer is shown as the optical unit 2, but a Michelson interferometer or another optical system may be employed.

本実施例では、ＯＣＴとして波長走査型レーザを光源とするＳＳ−ＯＣＴ（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）を用いるが、ＴＤ−ＯＣＴ（Ｔｉｍｅ Ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）、ＳＤ−ＯＣＴ（Spectral Domain OCT）その他のＯＣＴを用いることもできる。ＳＳ−ＯＣＴは、ＴＤ−ＯＣＴとは異なり、参照鏡走査などの機械的な光遅延走査を必要としないため、高い時間分解能と高い位置検出精度が得られる点で好ましい。   In this embodiment, SS-OCT (Swept Source OCT) using a wavelength scanning laser as a light source is used as OCT, but TD-OCT (Time Domain OCT), SD-OCT (Spectral Domain OCT) and other OCT are used. You can also. Unlike TD-OCT, SS-OCT does not require mechanical optical delay scanning such as reference mirror scanning, and is thus preferable in that high time resolution and high position detection accuracy can be obtained.

光学ユニット２は、光源１０、オブジェクトアーム１２、リファレンスアーム１４、および光検出器１６を備える。各光学要素は、光ファイバーにて互いに接続されている。光源１０から出射された光は、カプラ１８（ビームスプリッタ）にて分けられ、その一方がオブジェクトアーム１２に導かれる物体光となり、他方がリファレンスアーム１４に導かれる参照光となる。オブジェクトアーム１２に導かれた物体光は、サーキュレータ２０を介してプローブ４に導かれ、診断対象である軟骨に照射される。この物体光は、軟骨の表面および断面にて後方散乱光として反射されてサーキュレータ２０に戻り、カプラ２２に導かれる。   The optical unit 2 includes a light source 10, an object arm 12, a reference arm 14, and a photodetector 16. Each optical element is connected to each other by an optical fiber. Light emitted from the light source 10 is split by a coupler 18 (beam splitter), one of which becomes object light guided to the object arm 12, and the other becomes reference light guided to the reference arm 14. The object light guided to the object arm 12 is guided to the probe 4 via the circulator 20, and is irradiated on the cartilage to be diagnosed. This object light is reflected as backscattered light on the surface and cross section of the cartilage, returns to the circulator 20, and is guided to the coupler 22.

一方、リファレンスアーム１４に導かれた参照光は、サーキュレータ２４を介して反射鏡２６に導かれる。このとき、参照光は、コリメートレンズ２８を経て集光レンズ３０にて反射鏡２６に集光される。この参照光は、反射鏡２６にて反射されてサーキュレータ２４に戻り、カプラ２２に導かれる。すなわち、物体光と参照光とがカプラ２２にて合波（重畳）され、その干渉光が光検出器１６により検出される。   On the other hand, the reference light guided to the reference arm 14 is guided to the reflecting mirror 26 via the circulator 24. At this time, the reference light is focused on the reflecting mirror 26 by the focusing lens 30 via the collimating lens 28. The reference light is reflected by the reflecting mirror 26, returns to the circulator 24, and is guided to the coupler 22. That is, the object light and the reference light are multiplexed (superimposed) by the coupler 22, and the interference light is detected by the photodetector 16.

プローブ４は、光学ユニット２のオブジェクトアーム１２を構成し、その本体３２にはサーキュレータ２０から延びる光ファイバー３４が挿通されている。本体３２の先端にはシリンジ針３６が取り付けられており、プローブ４の先端部は、そのシリンジ針３６を介して生体内（患者の膝Ｋ）に挿入可能とされている。本体３２には、光学ユニット２からの光を膝Ｋの軟骨に導いて走査させるための光学機構と、軟骨に対して所定の荷重（応力）を負荷するための荷重機構と、これらの機構を駆動するための駆動部３８（アクチュエータ）が設けられている。光学機構は、軟骨に向けて光を照射し、その反射光をオブジェクトアーム１２に導く。各機構の詳細については後述する。   The probe 4 forms the object arm 12 of the optical unit 2, and an optical fiber 34 extending from the circulator 20 is inserted through a main body 32 of the object arm 12. A syringe needle 36 is attached to the tip of the main body 32, and the tip of the probe 4 can be inserted into the living body (the patient's knee K) via the syringe needle 36. The main body 32 includes an optical mechanism for guiding light from the optical unit 2 to the cartilage of the knee K for scanning, a load mechanism for applying a predetermined load (stress) to the cartilage, and these mechanisms. A drive unit 38 (actuator) for driving is provided. The optical mechanism emits light toward the cartilage and guides the reflected light to the object arm 12. Details of each mechanism will be described later.

カプラ２２にて合波された干渉光は、光検出器１６に入力される。光検出器１６は、これを光干渉信号（干渉光強度を示す信号）として検出する。この光干渉信号は、Ａ／Ｄ変換器４０を介して制御演算部６に入力される。Ａ／Ｄ変換器４０は、光検出器１６から出力されたアナログ信号をデジタル信号に変換して制御演算部６へ出力する。   The interference light multiplexed by the coupler 22 is input to the photodetector 16. The photodetector 16 detects this as an optical interference signal (a signal indicating the intensity of the interference light). This optical interference signal is input to the control operation unit 6 via the A / D converter 40. The A / D converter 40 converts an analog signal output from the photodetector 16 into a digital signal and outputs the digital signal to the control operation unit 6.

制御演算部６は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、ハードディスクなどを有し、これらのハードウェア、およびソフトウェアによって、光学ユニット２の光学系全体の制御と、プローブ４の駆動制御と、ＯＣＴによる画像出力のための演算処理を行う。制御演算部６は、プローブ４の荷重機構および光学機構の駆動を制御し、それらの駆動に基づいて光学ユニット２から出力された光干渉信号を処理し、ＯＣＴによる軟骨の断層画像を取得する。そして、その断層画像データに基づき、後述の手法により軟骨組織の損傷度合いを演算する。   The control operation unit 6 includes a CPU, a ROM, a RAM, a hard disk, and the like. The hardware and software control the entire optical system of the optical unit 2, drive the probe 4, and control image output by OCT. To perform arithmetic processing. The control calculation unit 6 controls the driving of the loading mechanism and the optical mechanism of the probe 4, processes the optical interference signal output from the optical unit 2 based on the driving, and acquires a tomographic image of cartilage by OCT. Then, based on the tomographic image data, the degree of damage to the cartilage tissue is calculated by a method described later.

表示装置８は、例えば液晶ディスプレイからなり、制御演算部６にて演算された軟骨組織の損傷度合いを断層可視化する態様で画面に表示させる。   The display device 8 is composed of, for example, a liquid crystal display, and displays the degree of damage to the cartilage tissue calculated by the control calculation unit 6 on a screen in a manner of tomographic visualization.

図２に示すように、プローブ４は、筒状の本体３２の先端に穿刺部としてのシリンジ針３６が取り付けられる。シリンジ針３６の内方には有底円筒状のシース５０が同軸状に設けられ、本体３２の内方にはシース５０を軸線方向に駆動可能な圧電素子５２（ピエゾ素子）が設けられている。圧電素子５２は、本体３２の内部に設けられた図示略の支持機構に支持されている。シース５０は、その先端が閉止されており、後端開口部が圧電素子５２の先端部に固定されている。シース５０の先端面は、患者の軟骨Ｊの表面に当接可能な当接面となっている。   As shown in FIG. 2, the probe 4 has a syringe needle 36 as a puncture part attached to the tip of a cylindrical main body 32. A cylindrical sheath 50 with a bottom is provided coaxially inside the syringe needle 36, and a piezoelectric element 52 (piezo element) capable of driving the sheath 50 in the axial direction is provided inside the main body 32. . The piezoelectric element 52 is supported by a support mechanism (not shown) provided inside the main body 32. The front end of the sheath 50 is closed, and the rear end opening is fixed to the front end of the piezoelectric element 52. The distal end surface of the sheath 50 is a contact surface that can contact the surface of the cartilage J of the patient.

シース５０の内方には光ファイバー３４の先端部が挿通され、その先端にＧＲＩＮレンズ５４が連設され、さらにその先端にプリズムミラー５６が連設されている。すなわち、光ファイバー３４、ＧＲＩＮレンズ５４およびプリズムミラー５６は、軸線方向に一体化された導光体を構成している。ＧＲＩＮレンズ５４は、レンズ内の屈折率を連続的に変えることで集光機能を発揮する。プリズムミラー５６は、その先端面が軸線に対して傾斜した反射面とされている。なお、本実施例では、照射ビームの径と焦点距離・ビームスポット径などを整える光学素子としてＧＲＩＮレンズ５４を採用しているが、同様の機能を発揮できる他の光学素子を採用してもよい。また、ビームを指定方向に反射する光学素子としてプリズムミラー５６を採用しているが、同様の機能を発揮できる他の光学素子を採用してもよい。   The distal end of the optical fiber 34 is inserted inside the sheath 50, a GRIN lens 54 is continuously provided at the distal end thereof, and a prism mirror 56 is further provided at the distal end thereof. That is, the optical fiber 34, the GRIN lens 54, and the prism mirror 56 constitute a light guide integrated in the axial direction. The GRIN lens 54 exhibits a light collecting function by continuously changing the refractive index in the lens. The prism mirror 56 has a reflecting surface whose tip end surface is inclined with respect to the axis. In the present embodiment, the GRIN lens 54 is used as an optical element for adjusting the diameter of the irradiation beam, the focal length, the beam spot diameter, and the like. However, another optical element that can exhibit the same function may be used. . Further, although the prism mirror 56 is employed as an optical element for reflecting a beam in a designated direction, another optical element capable of exhibiting the same function may be employed.

光ファイバー３４によりプローブ４に導かれた光は、ＧＲＩＮレンズ５４およびプリズムミラー５６を介してシース５０の先端から出射され、軟骨Ｊに照射される（点線矢印参照）。それにより軟骨Ｊの表面又は断面にて反射された光がＧＲＩＮレンズ５４に取り込まれ、光ファイバー３４を介して光学ユニット２のオブジェクトアーム１２に導かれる。   The light guided to the probe 4 by the optical fiber 34 is emitted from the distal end of the sheath 50 via the GRIN lens 54 and the prism mirror 56, and is irradiated on the cartilage J (see the dotted arrow). As a result, light reflected on the surface or cross section of the cartilage J is taken into the GRIN lens 54 and guided to the object arm 12 of the optical unit 2 via the optical fiber 34.

圧電素子５２には軸線に沿って貫通する挿通孔５８が設けられている。光ファイバー３４は、この挿通孔５８に挿通され、シース５０内に導入されている。このような構成により、光ファイバー３４に機械的負荷をかけることなく、圧電素子５２による荷重をシース５０に負荷することができる。圧電素子５２への通電によりその圧電素子５２が軸線方向に伸長し、シース５０を軸線方向先端側に駆動することができる。この駆動力は、シース５０の先端面による押圧力（圧縮応力）となって軟骨Ｊに負荷される。すなわち、シース５０および圧電素子５２が、「負荷装置（荷重機構）」として機能する。   The piezoelectric element 52 is provided with an insertion hole 58 penetrating along the axis. The optical fiber 34 is inserted through the insertion hole 58 and is introduced into the sheath 50. With such a configuration, the load by the piezoelectric element 52 can be applied to the sheath 50 without applying a mechanical load to the optical fiber 34. When the piezoelectric element 52 is energized, the piezoelectric element 52 extends in the axial direction, and the sheath 50 can be driven to the distal end side in the axial direction. This driving force is applied to the cartilage J as a pressing force (compression stress) by the distal end surface of the sheath 50. That is, the sheath 50 and the piezoelectric element 52 function as a “load device (load mechanism)”.

なお、シース５０は、図示しない付勢部材により後方に付勢されており、圧電素子５２の非通電時にはシリンジ針３６の内方に収容されるように構成されている。圧電素子５２に通電されると、図示のようにシース５０の先端面がシリンジ針３６から突出できる構成とされている。   The sheath 50 is urged rearward by an urging member (not shown), and is configured to be housed inside the syringe needle 36 when the piezoelectric element 52 is not energized. When the piezoelectric element 52 is energized, the distal end surface of the sheath 50 can protrude from the syringe needle 36 as shown in the figure.

本体３２の内方における圧電素子５２の後方には、光ファイバー３４を軸線周りに回動させるための回動機構６０（光ロータリージョイント）が設けられている。回動機構６０は、光ファイバー３４と同軸状に固定された回転子を有する。回動機構６０への通電により、光ファイバー３４およびＧＲＩＮレンズ５４を自軸周りに回動させ、プリズムミラー５６の向きを変化させることができる。すなわち、光ファイバー３４の先端部、ＧＲＩＮレンズ５４、プリズムミラー５６および回動機構６０が、「光学機構」として機能する。回動機構６０の駆動により、物体光を軟骨Ｊに対して走査させることができる。圧電素子５２および回動機構６０への通電制御は、制御演算部６によってなされる。   A rotation mechanism 60 (optical rotary joint) for rotating the optical fiber 34 around an axis is provided behind the piezoelectric element 52 inside the main body 32. The rotation mechanism 60 has a rotor fixed coaxially with the optical fiber 34. By energizing the rotation mechanism 60, the optical fiber 34 and the GRIN lens 54 can be rotated around their own axes, and the direction of the prism mirror 56 can be changed. That is, the tip of the optical fiber 34, the GRIN lens 54, the prism mirror 56, and the rotating mechanism 60 function as an “optical mechanism”. By driving the rotation mechanism 60, the object light can be scanned with respect to the cartilage J. The energization control of the piezoelectric element 52 and the rotation mechanism 60 is performed by the control calculation unit 6.

以下、軟骨組織の損傷度合いを提示するまでの演算処理方法について説明する。
上述のように、オブジェクトアーム１２を経た物体光（軟骨Ｊからの反射光）と、リファレンスアーム１４を経た参照光とが合波され、光検出器１６により光干渉信号として検出される。制御演算部６は、この光干渉信号を干渉光強度に基づく軟骨Ｊの断層画像として取得することができる。Hereinafter, an arithmetic processing method for presenting the degree of damage to the cartilage tissue will be described.
As described above, the object light (reflected light from the cartilage J) that has passed through the object arm 12 and the reference light that has passed through the reference arm 14 are multiplexed, and are detected by the photodetector 16 as an optical interference signal. The control calculation unit 6 can acquire the light interference signal as a tomographic image of the cartilage J based on the interference light intensity.

ところで、ＯＣＴの光軸方向（奥行き方向）の分解能であるコヒーレンス長ｌ_ｃは、光源の自己相関関数によって決定される。ここでは、コヒーレンス長ｌ_ｃを自己相関関数の包括線の半値半幅とし、下記式（１）にて表すことができる。

ここで、λ_ｃはレーザビームの中心波長であり、Δλはレーザビームの半値全幅である。Incidentally, the coherence length l _c is the resolution of the OCT optical axis direction (depth direction) is determined by the autocorrelation function of the light source. Here, the coherence length l _c and the half width at half maximum of a comprehensive line of the autocorrelation function, can be represented by the following formula (1).

Here, lambda _c is the center wavelength of the laser beam, [Delta] [lambda] is the full width at half maximum of the laser beam.

一方、光軸垂直方向（ビーム走査方向）の分解能は、集光レンズによる集光性能に基づき、ビームスポット径Ｄの１／２とされる。そのビームスポット径Ｄは、下記式（２）にて表すことができる。

ここで、ｄ_Ｂは集光レンズに入射するビーム径、ｆは集光レンズの焦点である。このようにＯＣＴによる分解能には限界があるところ、本実施例では後述するサブピクセル解析の導入などにより、軟骨組織の診断をマイクロスケールにて行うことを可能にしている。以下、その詳細について説明する。On the other hand, the resolution in the direction perpendicular to the optical axis (beam scanning direction) is set to １ ／ of the beam spot diameter D based on the light-collecting performance of the light-collecting lens. The beam spot diameter D can be represented by the following equation (2).

Here, d _B is the beam diameter incident on the condenser lens, f is a focal point of the condenser lens. As described above, although the resolution by the OCT is limited, in the present embodiment, the diagnosis of the cartilage tissue can be performed on a micro scale by introducing a sub-pixel analysis described later. Hereinafter, the details will be described.

まず、ＯＣＴを利用したマイクロスケールの力学特性検出法について説明する。この検出法は、計測対象の変形前後の２枚のＯＣＴ断層画像にデジタル相互相関法を適用することで変形ベクトル分布を算出し、マイクロスケールにて生体組織内部のひずみ速度テンソル分布を断層検出する手法である。   First, a description will be given of a method for detecting micro-scale mechanical characteristics using OCT. This detection method calculates a deformation vector distribution by applying a digital cross-correlation method to two OCT tomographic images before and after deformation of a measurement object, and tomographically detects a strain rate tensor distribution inside a living tissue on a micro scale. Method.

変形ベクトル分布を算出する際には、繰り返し相互相関処理を実施する再帰的相互相関法(Recursive Cross-correlation method)を適用する。これは、低解像度において算出された変形ベクトルを参照し、探査領域を限定するとともに階層的に検査領域を縮小して相互相関法を適用する手法である。これにより、高解像度な変形ベクトルを取得することができる。さらに、スペックル・ノイズ低減法として、隣接検査領域の相関値分布との乗算を行う隣接相互相関乗法(Adjacent Cross-correlation Multiplication)を用いる。そして、乗算されることによって高ＳＮ化した相関値分布から最大相関値を探索する。   When calculating the deformation vector distribution, a recursive cross-correlation method for repeatedly performing cross-correlation processing is applied. This is a technique in which a cross-correlation method is applied by referring to a deformation vector calculated at a low resolution, limiting a search area and hierarchically reducing an inspection area. Thereby, a high-resolution deformation vector can be obtained. Furthermore, as a speckle noise reduction method, an adjacent cross-correlation multiplication (Adjacent Cross-correlation Multiplication) that performs multiplication with a correlation value distribution of an adjacent inspection region is used. Then, a maximum correlation value is searched for from the correlation value distribution having a high SN by being multiplied.

また、マイクロスケールにおける微小変形解析では、変形ベクトルのサブピクセル精度が重要となる。このため、輝度勾配を利用する風上勾配法(Up-stream Gradientmethod)と、伸縮および剪断を考慮した画像変形法(Image Deformation method)の両サブピクセル解析法を併用し、変形ベクトルの高精度検出を実現する。なお、ここでいう「風上勾配法」は、勾配法（オプティカルフロー法）の一種である。   Also, in micro deformation analysis on a micro scale, sub-pixel accuracy of a deformation vector is important. For this reason, high-precision detection of deformation vectors is achieved by using both sub-pixel analysis methods, an up-stream gradient method that uses a luminance gradient (Up-stream Gradientmethod) and an image deformation method (Image Deformation method) that takes into account expansion and contraction. To achieve. Note that the “windward gradient method” here is a type of gradient method (optical flow method).

このようにして得られた変形ベクトルを時間微分することにより変形速度ベクトル分布を演算し、それをさらに空間微分することによりひずみ速度テンソル分布を演算する。後述のように、軟骨組織のひずみ速度テンソルの減衰係数はその軟骨の損傷度合い（変性度）と等価とみることができるため、これを軟骨の損傷度合いとして断層可視化する。   The deformation velocity vector distribution is calculated by time-differentiating the deformation vector thus obtained, and the strain velocity tensor distribution is calculated by further spatially differentiating the distribution. As will be described later, the attenuation coefficient of the strain rate tensor of the cartilage tissue can be considered to be equivalent to the degree of damage (degeneration) of the cartilage, and this is tomographically visualized as the degree of damage to the cartilage.

以下、各手法について詳細に説明する。図３は、再帰的相互相関法による処理手順を概略的に示す図である。図４は、サブピクセル解析による処理手順を概略的に示す図である。図５は、各処理により得られる結果を示す図である。   Hereinafter, each method will be described in detail. FIG. 3 is a diagram schematically showing a processing procedure by the recursive cross-correlation method. FIG. 4 is a diagram schematically illustrating a processing procedure based on sub-pixel analysis. FIG. 5 is a diagram showing a result obtained by each processing.

（再帰的相互相関法）
図３（Ａ）〜（Ｃ）は、再帰的相互相関法による処理過程を示している。各図にはＯＣＴにより連続的に撮影される前後の断層画像が示されている。左側には先の断層画像（Image1）が示され、右側には後の断層画像（Image2）が示されている。(Recursive cross-correlation method)
3 (A) to 3 (C) show processing steps by the recursive cross-correlation method. Each figure shows tomographic images before and after being continuously photographed by OCT. The left tomographic image (Image1) is shown on the left, and the tomographic image (Image2) after is shown on the right.

相互相関法とは、局所的なスペックル・パターンの類似度を下記式（３）に基づく相関値Ｒ_ｉｊより評価する方法である。そのため、図３（Ａ）に示すように、連続的に撮影された前後のＯＣＴ画像について、先の断層画像（Image1）に類似度の検査対象となる検査領域Ｓ１が設定され、後の断層画像（Image2）に類似度の探査範囲となる探査領域Ｓ２が設定される。

ここで、空間座標として、光軸方向にＺ軸、光軸と垂直方向にＸ軸を設定している。ｆ(Ｘ_ｉ,Ｚ_ｊ)とｇ(Ｘ_ｉ,Ｚ_ｊ)は、変形前後のＯＣＴ画像において設置された中心位置(Ｘ_ｉ,Ｚ_ｊ)の検査領域Ｓ１(Ｎ_ｘ×Ｎ_ｚピクセル)のスペックル・パターンを表している。The cross-correlation method is a method of evaluating the similarity of a local speckle pattern from a correlation value R _ij based on the following equation (3). For this reason, as shown in FIG. 3A, for an OCT image before and after continuously photographed, an inspection area S1 to be inspected for similarity to a previous tomographic image (Image1) is set, and a subsequent tomographic image is set. A search area S2 serving as a search range of the similarity is set in (Image2).

Here, as the spatial coordinates, the Z axis is set in the optical axis direction, and the X axis is set in the direction perpendicular to the optical axis. f (X _i , Z _j ) and g (X _i , Z _j ) are values of the inspection area S1 (N _x × N _z pixel) at the center position (X _i , Z _j ) set in the OCT image before and after the deformation. Shows the speckle pattern.

探査領域Ｓ２(Ｍ_ｘ×Ｍ_ｚピクセル)内における相関値分布Ｒ_i,j(ΔＸ,ΔＺ)を算出し、図３（Ｂ）に示すようにパターンマッチングを行う。実際には、下記式（４）に示すように、最大相関値を与える移動量Ｕ_ｉ,jを変形前後の変形ベクトルとして決定する。

なお、ｆ⁻とｇ⁻はｆ(Ｘ_ｉ,Ｚ_ｊ)とｇ(Ｘ_ｉ,Ｚ_ｊ)の検査領域Ｓ１内の平均値を表している。The correlation value distribution R _{i, j} (ΔX, ΔZ) in the search area S2 (M _x × M _z pixels) is calculated, and pattern matching is performed as shown in FIG. Actually, as shown in the following equation (4), the movement amount U _{i, j} that gives the maximum correlation value is determined as the deformation vector before and after the deformation.

Incidentally, f ^- and g ^- represents the average value in the inspection area S1 of f _{(X i, Z j)} and _{g (X i, Z j)} .

本手法では、検査領域Ｓ１を縮小しながら相互相関処理を繰り返して空間解像度を高める再帰的相互相関法を採用している。なお、本実施例では解像度を上げる際には空間解像度が倍になるようにしている。図３（Ｃ）に示すように、検査領域Ｓ１を１／４に分割し、前階層にて算出された変形ベクトルを参照し、探査領域Ｓ２を縮小している。ここで探査領域Ｓ２も１／４に分割している。再帰的相互相関法を用いることで、高解像度において多発する過誤ベクトルの抑制を可能にしている。このような再帰的相互相関処理を施すことにより、図５（Ａ）に示すように変形ベクトルの解像度を高めることができる。   In this method, a recursive cross-correlation method is used to increase the spatial resolution by repeating the cross-correlation process while reducing the inspection area S1. In this embodiment, when increasing the resolution, the spatial resolution is doubled. As shown in FIG. 3C, the inspection area S1 is divided into quarters, and the search area S2 is reduced by referring to the deformation vector calculated in the previous hierarchy. Here, the search area S2 is also divided into quarters. By using the recursive cross-correlation method, it is possible to suppress an error vector that frequently occurs at a high resolution. By performing such a recursive cross-correlation process, the resolution of the deformation vector can be increased as shown in FIG.

また、これに加え、下記式（５）により、演算中の座標を中心とする周囲８つの座標を含む合計９つの変形ベクトルの平均偏差σを用いた閾値を設定し、過誤ベクトルの除去を行い再帰処理に伴う誤差伝播を抑制する。

ここで、Ｕmはベクトル量の中央値を表し、閾値となる係数κは任意に設定した。In addition, in addition to the above, a threshold value is set using the average deviation σ of a total of nine deformation vectors including eight coordinates around eight coordinates around the coordinates being calculated, and error vectors are removed by the following equation (5). Suppress error propagation due to recursive processing.

Here, Um represents the median value of the vector quantity, and the coefficient κ serving as the threshold is arbitrarily set.

（隣接相互相関乗法）
本実施例では、スペックルノイズの影響を受けたランダム性の強い相関値分布から正確な最大相関値を決定する方法として、隣接相互相関乗法を導入している。下記式（６）により、隣接相互相関乗法では検査領域Ｓ１における相関値分布Ｒi,j(Δx,Δz)と、その検査領域Ｓ１にオーバーラップする隣接検査領域に対するＲi＋Δi,j(Δx,Δz)とＲi,j＋Δj(Δx,Δz)の乗算を行い、新たな相関値分布Ｒ'i,j(Δx,Δz)を用いて最大相関値を検索する。

(Adjacent cross-correlation multiplication method)
In the present embodiment, an adjacent cross-correlation multiplication method is introduced as a method for determining an accurate maximum correlation value from a highly random correlation value distribution affected by speckle noise. According to the following equation (6), in the adjacent cross-correlation multiplication method, the correlation value distribution Ri, j (Δx, Δz) in the inspection area S1 and Ri + Δi, j (Δx, Δz) for the adjacent inspection area overlapping the inspection area S1 are obtained. The multiplication of Ri, j + Δj (Δx, Δz) is performed, and the maximum correlation value is searched using the new correlation value distribution R′i, j (Δx, Δz).

これにより、相関値同士の乗算によってランダム性を低減させることが可能になる。上述した検査領域Ｓ１の縮小と共に干渉強度分布の情報量も減少するため、スペックル・ノイズを原因とする複数相関ピークの出現が計測精度の悪化を招いていると考えられる。一方、隣接境界同士の移動量には相関があるため、最大相関値座標付近では強い相関値が残存する。この隣接相互相関乗法の導入によって最大相関値ピークが明瞭化され計測精度が向上し、正確な移動座標を抽出することが可能となる。また、この隣接相互相関乗法をＯＣＴの各ステージに導入することで、誤差伝播が抑制され、スペックル・ノイズに対するロバスト性が向上する。それにより、高空間解像度においても高精度な変形ベクトルとひずみ分布の算出が可能となる。   This makes it possible to reduce the randomness by multiplying the correlation values. Since the information amount of the interference intensity distribution decreases with the reduction of the inspection area S1 described above, it is considered that the appearance of a plurality of correlation peaks due to speckle noise causes deterioration of the measurement accuracy. On the other hand, since there is a correlation between the movement amounts of the adjacent boundaries, a strong correlation value remains near the maximum correlation value coordinate. With the introduction of the adjacent cross-correlation multiplication method, the maximum correlation value peak is clarified, the measurement accuracy is improved, and it is possible to extract accurate moving coordinates. Further, by introducing the adjacent cross-correlation multiplication method into each stage of OCT, error propagation is suppressed, and robustness against speckle noise is improved. Thereby, it is possible to calculate the deformation vector and the strain distribution with high accuracy even at a high spatial resolution.

（風上勾配法）
図４（Ａ）〜（Ｃ）は、サブピクセル解析による処理過程を示している。各図にはＯＣＴにより連続的に撮影される前後の断層画像が示されている。左側には先の断層画像（Image1）が示され、右側には後の断層画像（Image2）が示されている。(Windward gradient method)
FIGS. 4A to 4C show a processing process based on sub-pixel analysis. Each figure shows tomographic images before and after being continuously photographed by OCT. The left tomographic image (Image1) is shown on the left, and the tomographic image (Image2) after is shown on the right.

本実施例では、サブピクセル解析のために風上勾配法と画像変形法を採用する。最終的な移動量の算出は後述の画像変形法によるが、計算の収束性の問題から、画像変形法より先に風上勾配法を適用する。検査領域サイズが小さく高空間解像度の条件において、サブピクセル移動量を高精度検出する画像変形法及び風上勾配法を適用している。画像変形法におけるサブピクセル移動量の検出が困難な場合において、風上勾配法によりサブピクセル移動量を算出する。   In this embodiment, a windward gradient method and an image deformation method are employed for sub-pixel analysis. Although the final movement amount is calculated by the image deformation method described later, the windward gradient method is applied prior to the image deformation method due to the problem of convergence of the calculation. Under the condition of a small inspection area size and high spatial resolution, an image deformation method and a windward gradient method for detecting the sub-pixel movement amount with high accuracy are applied. When it is difficult to detect the sub-pixel movement amount in the image deformation method, the sub-pixel movement amount is calculated by the windward gradient method.

サブピクセル解析では、注目点における変形前後の輝度差が各成分の輝度勾配と移動量によって表される。このため、検査領域Ｓ１内の輝度勾配データより最小二乗法を用いてサブピクセル移動量を決定することができる。本実施例では、輝度勾配を求める際に、サブピクセル変形前の風上側の輝度勾配を与える風上差分法を採用している。   In the sub-pixel analysis, the luminance difference before and after the deformation at the point of interest is represented by the luminance gradient and the moving amount of each component. For this reason, the sub-pixel movement amount can be determined using the least squares method from the luminance gradient data in the inspection area S1. In the present embodiment, when calculating the luminance gradient, an upwind difference method that gives a luminance gradient on the windward side before sub-pixel deformation is adopted.

サブピクセル解析は計測誤差からだけではなく、組織の散乱効果や偏光特性に複雑に関係したスペックル・ノイズに強く依存している。さらに、ひずみテンソル分布の算出には移動量の空間微係数が必要となるため、サブピクセルエラーが微係数算出の数値不安定を増大させ、ひずみテンソル分布の不安定化を招いてしまう。サブピクセル解析は様々な手法が存在するが、本実施例では検査領域サイズが小さく高空間解像度の条件においても、サブピクセル移動量を高精度検出する勾配法を採用している。   Subpixel analysis strongly depends not only on measurement errors but also on speckle noise, which is complicatedly related to the scattering effects and polarization characteristics of tissues. Further, since the calculation of the strain tensor distribution requires a spatial differential coefficient of the movement amount, the subpixel error increases the numerical instability of the differential coefficient calculation, leading to the instability of the strain tensor distribution. Although there are various methods for subpixel analysis, the present embodiment employs a gradient method for detecting the subpixel movement amount with high accuracy even under the condition of a small inspection area size and high spatial resolution.

風上勾配法は、検査領域Ｓ１内の注目点の移動を、図４（Ａ）に示すピクセル精度に留まらず、図４（Ｂ）に示すサブピクセル精度にて算出するものである。なお、図中の各格子は１ピクセルを表している。実際には図示の断層画像と比較して相当小さいが、説明の便宜上、大きく表記している。この風上勾配法は、微小変形前後における輝度分布の変化を輝度勾配と移動量によって定式化する手法であり、ｆを輝度とすると、微小変形ｆ(x＋Δx,z＋Δz)をテイラー展開する下記式（７）として表される。

In the windward gradient method, the movement of the point of interest in the inspection area S1 is calculated not only by the pixel accuracy shown in FIG. 4A but also by the sub-pixel accuracy shown in FIG. Each grid in the drawing represents one pixel. Actually, it is considerably smaller than the illustrated tomographic image, but is shown larger for convenience of explanation. The windward gradient method is a method of formulating a change in the luminance distribution before and after the minute deformation by using a luminance gradient and a moving amount. 7).

上記式（７）は、注目点の変形前後の輝度差が変形前の輝度勾配と移動量によって表されることを示している。なお、移動量(Δx,Δz)については上記式（７）のみでは決定できないため、検査領域Ｓ１内で移動量が一定と考え、最小二乗法を適用して算出している。   Equation (7) indicates that the luminance difference before and after the deformation of the target point is represented by the luminance gradient and the movement amount before the deformation. Since the movement amount (Δx, Δz) cannot be determined only by the above equation (7), it is considered that the movement amount is constant in the inspection area S1, and is calculated by applying the least squares method.

上記式（７）を用いて移動量を算出する際には、右辺の各注目点における移動前後の輝度差は一意にしか求まらない。そのため輝度勾配をどれだけ正確に算出するかが移動量の精度に直結する。輝度勾配の差分化では、一次精度風上差分を用いている。差分化において高次差分を適用すると、多くのデータが必要になり、ノイズが含まれていた際に影響を大きく受けてしまうためである。また、検査領域Ｓ１内の各点を基準とした高次差分では、検査領域Ｓ１外のデータを多く使用することとなり、検査領域Ｓ１そのものの移動量ではなくなってしまうという問題点も存在するからである。   When calculating the movement amount using the above equation (7), the luminance difference before and after movement at each point of interest on the right side is uniquely obtained. Therefore, how accurately the luminance gradient is calculated is directly related to the accuracy of the movement amount. The difference of the brightness gradient uses the primary accuracy windward difference. This is because, when high-order differences are applied in the differentiation, a large amount of data is required, and when noise is included, the data is greatly affected. Further, in the high-order difference based on each point in the inspection area S1, a large amount of data outside the inspection area S1 is used, and there is also a problem that the movement amount of the inspection area S1 itself is not used. is there.

輝度勾配を求める際に変形前の風上側の輝度勾配が移動することによって注目点の輝度差が生まれると考えることができるので、変形前は風上側の差分を適用する。ここでいう風上は、実際の移動方向ではなく、ピクセル移動量に対するサブピクセル移動量の向きのことであり、最大相関値ピークに放物線近似を施すことによって風上側を決定する。逆に、変形後の風下側の輝度勾配が逆に移動することによって注目点の輝度差が生じると考えることができるため、変形後は風下側の差分を適用する。   When the brightness gradient is obtained, it can be considered that the brightness gradient on the windward side before deformation is shifted to generate a brightness difference at the point of interest. Therefore, the difference on the windward side is applied before deformation. The windward here is not the actual moving direction but the direction of the sub-pixel movement amount with respect to the pixel movement amount, and the windward side is determined by applying parabolic approximation to the maximum correlation value peak. Conversely, it can be considered that the luminance gradient on the leeward side after the deformation moves in the opposite direction, thereby causing a luminance difference at the point of interest. Therefore, the difference on the leeward side is applied after the deformation.

変形前の風上差分と変形後の風下差分を用いて２通りの解を求め、それらの平均をとった。さらに、実際には移動量が軸方向に沿わない場合には、変形前や変形後の輝度勾配が注目点と同一軸上に無く、ずれた位置の勾配を求める必要がある。つまり、Ｘ方向の勾配を求めたい場合には、Ｚ方向の移動も考慮して勾配を求めなければならない。そのため、輝度の内挿による輝度勾配の推定をすることで、精度向上を図っている。基本的には変形前（もしくは変形後）の位置を予測し、その位置での勾配を内挿により求める。   Two solutions were obtained using the leeward difference before deformation and the leeward difference after deformation, and their average was taken. Further, when the movement amount does not actually follow the axial direction, the brightness gradient before and after the deformation is not on the same axis as the point of interest, and it is necessary to find the gradient at a shifted position. That is, when it is desired to obtain the gradient in the X direction, the gradient must be obtained in consideration of the movement in the Z direction. Therefore, the accuracy is improved by estimating the brightness gradient by interpolation of the brightness. Basically, the position before (or after) the deformation is predicted, and the gradient at that position is obtained by interpolation.

変形前（後）の注目点の位置は放物線近似を施した際のサブピクセル移動量により求める。その注目点位置が囲まれる８つの座標を用い、それらの比によって輝度勾配を算出する。具体的には、下記式（８）を用いる。そのようにして算出された輝度勾配と、輝度変化を用いて最小二乗法を適用し移動量を決定した。

The position of the point of interest before (after) the deformation is obtained from the amount of sub-pixel movement when parabolic approximation is performed. Using the eight coordinates surrounding the target point position, a luminance gradient is calculated based on the ratio of the eight coordinates. Specifically, the following equation (8) is used. The moving amount was determined by applying the least-squares method using the luminance gradient thus calculated and the luminance change.

（画像変形法）
上述した風上勾配法までは検査領域Ｓ１の形状は変更せず、正方形を保ったまま変形ベクトルの算出を行っている。しかし、現実には計測対象の変形に合わせて検査領域Ｓ１も変形していると考えられるため、検査領域Ｓ１の微小変形を考慮したアルゴリズムを導入し、変形ベクトル算出を高精度にて算出する必要がある。このため、本実施例ではサブピクセル精度での変形ベクトルの算出に画像変形法を導入している。すなわち、組織変形前の検査領域Ｓ１と組織変形後の伸縮及びせん断変形を考慮した検査領域Ｓ１とで相互相関を実施し、相関値ベースの反復計算によってサブピクセル変形量を決定している。なお、検査領域Ｓ１の伸縮及びせん断変形は線形で近似している。(Image transformation method)
Until the windward gradient method described above, the shape of the inspection area S1 is not changed, and the deformation vector is calculated while maintaining the square. However, in reality, it is considered that the inspection area S1 is also deformed in accordance with the deformation of the measurement target. Therefore, it is necessary to introduce an algorithm that considers the minute deformation of the inspection area S1 and calculate the deformation vector with high accuracy. There is. For this reason, in this embodiment, an image deformation method is introduced for calculating a deformation vector with sub-pixel accuracy. That is, cross-correlation is performed between the inspection region S1 before the tissue deformation and the inspection region S1 that takes into account expansion and contraction and shear deformation after the tissue deformation, and the amount of subpixel deformation is determined by iterative calculation based on a correlation value. The expansion and contraction and the shear deformation of the inspection area S1 are linearly approximated.

画像変形法は一般的に、材料の表面ひずみ計測法に用いられ、ランダムパターンを塗布した材料表面を高空間分解能なカメラで撮影した画像に対して適用される。一方、ＯＣＴ断層像はスペックルノイズを多く含むだけでなく、特に生体組織では組織内の基質や水分の流動も伴い屈折率が変化するため、スペックルパターンに対する変形が大きい。このため、複雑組織にて局所的な変形が発生し、検査領域Ｓ１に膨張、収縮、剪断等の変形が伴う場合には解の収束解が著しく低下する。本手法における検査領域Ｓ１の縮小は、局所的な組織力学特性を検出するために必要不可欠である。そこで画像変形法では、風上勾配法で得られた変形量を収束計算の初期値として採用し、さらに、輝度分布の双三次関数補間によって検査領域Ｓ１を縮小した際でも低ロバスト性を実現している。なお、変形例においては、双三次関数補間以外の補間関数を用いてもよい。   The image deformation method is generally used for a method of measuring the surface strain of a material, and is applied to an image obtained by photographing a material surface on which a random pattern is applied with a camera having a high spatial resolution. On the other hand, the OCT tomogram not only contains a lot of speckle noise, but also in particular, in living tissue, the refractive index changes with the flow of the matrix and water in the tissue, so that the speckle pattern is greatly deformed. For this reason, local deformation occurs in the complicated tissue, and when deformation such as expansion, contraction, or shearing is accompanied by the inspection area S1, the convergent solution of the solution is significantly reduced. The reduction of the examination region S1 in this method is indispensable for detecting local tissue mechanical characteristics. Therefore, in the image deformation method, the deformation amount obtained by the windward gradient method is adopted as an initial value of the convergence calculation, and further, low robustness is realized even when the inspection area S1 is reduced by bicubic function interpolation of the luminance distribution. ing. In the modification, an interpolation function other than the bicubic function interpolation may be used.

より詳細には、以下の手順にて演算を実行する。まず、組織変形前のＯＣＴ断層像の輝度分布に双三次関数補間法を適用し、輝度分布の連続化を実施する。双三次関数補間法とは、ｓｉｎｃ関数を区分的に三次関数近似した畳み込み関数を用い、輝度情報の空間連続性を再現する手法である。本来は連続的な輝度分布を画像計測する際には光学系に依存した点広がり関数が畳み込まれるため、ｓｉｎｃ関数を用いた逆畳み込みを行うことにより、本来の連続的な輝度分布が復元される。離散的な一軸信号ｆ(x)の補間をする場合、畳み込み関数ｈ(x)は下記式（９）にて表される。

More specifically, the calculation is performed according to the following procedure. First, a bicubic function interpolation method is applied to the luminance distribution of the OCT tomographic image before the tissue deformation to make the luminance distribution continuous. The bicubic function interpolation method is a technique for reproducing spatial continuity of luminance information using a convolution function obtained by piecewise approximating a sinc function to a cubic function. Since the point spread function depending on the optical system is originally convolved when measuring an image of a continuous luminance distribution, the original continuous luminance distribution is restored by performing deconvolution using the sinc function. You. When interpolating a discrete uniaxial signal f (x), the convolution function h (x) is expressed by the following equation (9).

なお、ＯＣＴ計測条件の違いによって輝度補間関数ｈ(x)の形状も変更する必要がある。そこで輝度補間関数ｈ(x)のｘ＝１での微係数ａを可変とし、ａの値を変更することで輝度補間関数ｈ(x)の形状を変更可能なアルゴリズムとした。本実施例では、擬似ＯＣＴ断層像を用いた数値実験による検証結果を元にし、ａの値を決定した。以上のように画像補間をすることで、伸縮及びせん断変形を考慮した検査領域Ｓ１の各点にて、ＯＣＴ輝度値を求めることが可能となる。   It is necessary to change the shape of the luminance interpolation function h (x) depending on the difference in the OCT measurement conditions. Thus, an algorithm was used in which the differential coefficient a of the luminance interpolation function h (x) at x = 1 was variable, and the shape of the luminance interpolation function h (x) could be changed by changing the value of a. In the present embodiment, the value of a is determined based on a verification result by a numerical experiment using a pseudo OCT tomographic image. By performing image interpolation as described above, it is possible to obtain an OCT luminance value at each point of the inspection area S1 in consideration of expansion and contraction and shear deformation.

伸縮及びせん断変形を考慮して算出した検査領域Ｓ１は、図４（Ｃ）に示すように、移動とともに変形を伴う。組織変形前のＯＣＴ断層像におけるある検査領域Ｓ１内の整数ピクセル位置での座標(x,z)が組織変形後に座標(x^＊,z^＊)に移動すると考えると、x^＊,z^＊の値は下記式（１０）にて表される。

The inspection area S1 calculated in consideration of the expansion and contraction and the shear deformation accompanies movement and deformation as shown in FIG. Assuming that the coordinates (x, z) at an integer pixel position in a certain examination area S1 in the OCT tomographic image before the tissue deformation moves to the coordinates (x ^* , z ^* ) after the tissue deformation, the values of x ^* , z ^* Is represented by the following equation (10).

ここで、Δx，Δzはそれぞれ検査領域Ｓ１中心から座標x，zまでの距離、u，vはそれぞれx，z方向への変形量、∂u／∂x，∂v／∂zはそれぞれx，z方向における検査領域Ｓ１の垂直方向への変形量、∂u／∂z，∂v／∂xはそれぞれx，ｚ方向における検査領域Ｓ１のせん断方向への変形量である。数値解法にはNewton-Raphson法を用い、６変数(u，v，∂u／∂x，∂u／∂z，∂v／∂x，∂v／∂z)での相関値微係数が０となるように、すなわち最大相関値を得るように反復計算を行う。なお、反復計算の収束性を高めるため、x，z方向の移動量初期値には風上勾配法で得られたサブピクセル移動量を用いる。相関値Ｒに対するヘッセ行列をＨ、相関値対するヤコビベクトルを▽Ｒとすると、１回の反復で得られる更新量ΔＰiは下記式（１１）にて表される。

Here, Δx and Δz are distances from the center of the inspection area S1 to the coordinates x and z, respectively, u and v are deformation amounts in the x and z directions, respectively, and ∂u / ∂x and ∂v / ∂z are x and The amounts of deformation of the inspection region S1 in the vertical direction in the z direction, ∂u / ∂z, and ∂v / ∂x are the amounts of deformation of the inspection region S1 in the shear direction in the x and z directions, respectively. The Newton-Raphson method is used for the numerical solution, and the correlation coefficient differential coefficient at six variables (u, v, ∂u / ∂x, ∂u / ∂z, ∂v / ∂x, ∂v / ∂z) is 0. That is, the iterative calculation is performed so as to obtain the maximum correlation value. Note that in order to enhance the convergence of the iterative calculation, the sub-pixel movement amount obtained by the windward gradient method is used as the movement amount initial value in the x and z directions. When the Hessian matrix for the correlation value R is H and the Jacobi vector for the correlation value is ▽ R, the update amount ΔPi obtained by one iteration is represented by the following equation (11).

収束の判定には、反復計算で随時得られる漸近解が収束解の近傍で十分小さくなることを用いる。しかし、スペックルパターンの変化が激しい領域においては、線形変形では追従できないために正しい収束解が得られない場合がある。その場合、本実施例では風上勾配法によって求めたサブピクセル移動量を採用している。   The convergence is determined based on the fact that the asymptotic solution obtained at any time by the iterative calculation becomes sufficiently small near the convergence solution. However, in a region where the speckle pattern changes drastically, a correct convergence solution may not be obtained because the linear deformation cannot follow the region. In this case, the present embodiment employs the sub-pixel movement amount obtained by the windward gradient method.

以上のようにして得られるサブピクセル精度の変形ベクトルを時間微分することにより、図５（Ｂ）に示すような変形速度ベクトル分布を算出することができる。そして、その変形速度ベクトル分布を空間微分することにより、ひずみ速度テンソルを算出することが可能となる。   By time-differentiating the subpixel-accurate deformation vector obtained as described above, a deformation speed vector distribution as shown in FIG. 5B can be calculated. By spatially differentiating the deformation velocity vector distribution, a strain velocity tensor can be calculated.

（時空間移動最小二乗法）
ひずみ速度テンソルの算出には移動最小二乗法（Moving Least Square Method:以下「ＭＬＳＭ」という）を用いる。ＭＬＳＭは、移動量分布を平滑化すると共に、微係数の安定算出を可能とする手法である。ＭＬＳＭにおいて用いる二乗誤差式は下記式（１２）にて表される。

(Space-time moving least squares method)
For calculating the strain rate tensor, a moving least square method (hereinafter, referred to as “MLSM”) is used. The MLSM is a technique that smoothes the movement amount distribution and enables stable calculation of the derivative. The square error equation used in the MLSM is represented by the following equation (12).

上記式（１２）において、Ｓ(x,z,t)を最小とするａ〜ｋのパラメータを求める。すなわち、近似関数として水平方向ｘ，奥行き方向ｚ，時間方向ｔの３変数２次多項式として下記式（１３）を採用する。そして、最小二乗近似に基づき、下記式（１４）から最適な微係数を算出して平滑化する。

In the above equation (12), the parameters a to k that minimize S (x, z, t) are obtained. That is, the following equation (13) is adopted as a three-variable quadratic polynomial in the horizontal direction x, the depth direction z, and the time direction t as an approximation function. Then, based on the least squares approximation, the optimum differential coefficient is calculated from the following equation (14) and smoothed.

この微係数を用いることにより、下記式（１５）に示すひずみ速度テンソルを算出することができる。ｆx，ｆzは各軸のひずみ増分を示し、その時間変化量からひずみ速度を算出している。

The strain rate tensor represented by the following equation (15) can be calculated by using this differential coefficient. fx and fz indicate the strain increment of each axis, and the strain rate is calculated from the amount of change over time.

次に、上述した各手法を用いて行われる軟骨診断処理について説明する。図６および図７は、軟骨診断処理の処理手順を表す図である。
本実施例では、上述した各手法を軟骨診断装置１に適用する。図６に示すように、制御演算部６は、上述のようにして演算された変形速度ベクトル分布を順次記憶するとともに（図６（Ａ））、各変形速度ベクトル分布を空間微分して得られたひずみ速度テンソル分布を順次記憶する（図６（Ｂ））。なお、ひずみ速度テンソル分布は、図７（Ａ）に示すように、所定範囲ごとに識別可能に断層画像の態様で分布表示することができる。図中においてひずみ速度がマイナスの領域は圧縮領域を示し、プラスの領域は膨張領域を示す。Next, a cartilage diagnosis process performed using each of the above-described methods will be described. FIG. 6 and FIG. 7 are diagrams illustrating a processing procedure of the cartilage diagnosis processing.
In the present embodiment, each of the above-described methods is applied to the cartilage diagnostic device 1. As shown in FIG. 6, the control calculation unit 6 sequentially stores the deformation velocity vector distributions calculated as described above (FIG. 6A), and obtains the deformation velocity vector distributions by spatial differentiation. The stored strain rate tensor distributions are sequentially stored (FIG. 6B). As shown in FIG. 7A, the strain rate tensor distribution can be displayed in the form of a tomographic image so as to be identifiable for each predetermined range. In the figure, a region where the strain rate is negative indicates a compression region, and a region where the strain rate is positive indicates an expansion region.

そして、断層画像における個々の座標についてのひずみ速度の時間変化を演算すると、図７（Ｂ）に示すような演算結果が得られる。同図の横軸は時間の経過を示し、縦軸はひずみ速度を示している。このように演算されたひずみ速度の時間変化に対して平滑化処理を行い、各座標についてひずみ速度の減衰係数を演算すると、図７（Ｃ）に示すような減衰係数分布を得ることができる。この減衰係数の断層分布は、後述の実験結果からも分かるように、軟骨組織の損傷度合いの分布に対応するものと評価することができる。そこで、制御演算部６は、この減衰係数の断層分布を軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として、表示装置８に断層可視化させる。   Then, when the time change of the strain rate for each coordinate in the tomographic image is calculated, a calculation result as shown in FIG. 7B is obtained. The horizontal axis in the figure shows the passage of time, and the vertical axis shows the strain rate. By performing a smoothing process on the time change of the strain rate calculated in this way and calculating a strain rate attenuation coefficient for each coordinate, a damping coefficient distribution as shown in FIG. 7C can be obtained. As can be seen from the experimental results described below, the tomographic distribution of the attenuation coefficient can be evaluated as corresponding to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue. Thus, the control calculation unit 6 causes the display device 8 to visualize the tomographic distribution of the attenuation coefficient as equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue.

本実施例では、減衰係数の断層分布そのものを軟骨組織の損傷度合い（変性度）として提示する。このため、減衰係数が大きい領域は損傷度（変性度）が大きい領域として示され、減衰係数が小さい領域は損傷度（変性度）が小さい領域として示される。なお、図中のハッチング部はひずみ速度が小さく、正負の値に振れる領域（精度が低い領域）を示し、軟骨診断においては無視することができる。   In this embodiment, the tomographic distribution of the attenuation coefficient itself is presented as the degree of damage (degree of degeneration) of the cartilage tissue. Therefore, a region with a large attenuation coefficient is shown as a region with a large damage degree (denaturation degree), and a region with a small attenuation coefficient is shown as a region with a small damage degree (denaturation degree). The hatched portion in the figure shows a region where the strain rate is low and swings to a positive or negative value (a region where accuracy is low), and can be ignored in cartilage diagnosis.

次に、減衰係数の断層分布が軟骨組織の損傷度合いの分布に対応することを検証するために行った実験結果について説明する。図８は、実験装置の構成を概略的に表す図である。図９は、実験に用いた試験片を表す図である。図１０は、実験に際して試験片に与えた荷重負荷状態を示すグラフである。なお、図８において、図１に示すものと同様の構成については同一の符号を付している。   Next, the results of experiments performed to verify that the tomographic distribution of the attenuation coefficient corresponds to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue will be described. FIG. 8 is a diagram schematically illustrating a configuration of an experimental apparatus. FIG. 9 is a diagram illustrating a test piece used in the experiment. FIG. 10 is a graph showing the state of load applied to the test piece during the experiment. In FIG. 8, the same components as those shown in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals.

図８に示すように、本実験装置は、図１に示した光学ユニット２に対して圧縮試験機７０を接続して構成される。圧縮試験機７０は、図１に示したプローブ４に代わり、試験片Ｗに対して圧縮荷重を負荷するものである。試験片Ｗとしては、ブタの膝関節の軟骨を用いている。圧縮試験機７０は、試験片Ｗに接触するガラス窓７２、ガラス窓７２との間に試験片Ｗを挟む金属圧子７４、金属圧子７４を軸線方向に駆動するためのリニアアクチュエータ７６、試験片Ｗに負荷される荷重を検出するロードセル７８等を備えている。   As shown in FIG. 8, this experimental apparatus is configured by connecting a compression tester 70 to the optical unit 2 shown in FIG. The compression tester 70 applies a compression load to the test piece W instead of the probe 4 shown in FIG. As the test piece W, cartilage of a pig knee joint is used. The compression tester 70 includes a glass window 72 in contact with the test piece W, a metal indenter 74 sandwiching the test piece W between the glass window 72, a linear actuator 76 for driving the metal indenter 74 in the axial direction, and a test piece W And a load cell 78 for detecting a load applied to the device.

本実験では、制御演算部６を２台のパーソナルコンピュータ８０，８２にて構成し、その一方により光学ユニット２の駆動およびＯＣＴの演算処理を実行し、他方により圧縮試験機７０を駆動した。オブジェクトアーム１２には、試験用プローブ８４が接続されている。試験用プローブ８４は、図１に示したプローブ４に代わり、物体光を試験片Ｗに向けて走査可能な光学機構を備えている。   In this experiment, the control operation unit 6 was composed of two personal computers 80 and 82, one of which operated the optical unit 2 and executed the OCT operation, and the other operated the compression tester 70. A test probe 84 is connected to the object arm 12. The test probe 84 includes an optical mechanism capable of scanning object light toward the test piece W instead of the probe 4 shown in FIG.

図９（Ａ）は圧縮試験機７０への試験片Ｗの設置態様を示し、図９（Ｂ）は試験片Ｗの側面視およびその大きさを示し、図９（Ｃ）は試験片Ｗの正面視およびその大きさを示している。試験片Ｗとして、生後約６ヶ月のブタの膝関節大腿骨外側顆の軟骨組織サンプルを直径５．５ｍｍの円筒形状にて採取した。また、変性軟骨の力学特性を診断評価するため、酵素処理により模擬変性軟骨を作製し、正常軟骨との比較を行った。酵素処理には、関節軟骨の弾性を保っているコラーゲン線維を分解するcollagenase type2(C6885,Sigma Ardrich)を用いた。ｐＨ７．４のリン酸緩衝生理食塩水(10010,Invitrogen)にcollagenaseを溶解させて作製した３０[unit/ml]のcollagenase溶液に正常関節軟骨を入れ，３７［℃］の状態下で０．５時間，１時間，２時間の時間設定で処理を施し，コラーゲン線維変性をＯＡ変性度として模擬している。   9 (A) shows a mode of installing the test piece W on the compression tester 70, FIG. 9 (B) shows a side view and the size of the test piece W, and FIG. The front view and its size are shown. As a test piece W, a cartilage tissue sample of a lateral condyle of a knee joint of a pig about 6 months old was collected in a cylindrical shape having a diameter of 5.5 mm. In order to diagnose and evaluate the mechanical properties of degenerated cartilage, simulated degenerated cartilage was prepared by enzyme treatment and compared with normal cartilage. For enzyme treatment, collagenase type 2 (C6885, Sigma Ardrich), which degrades collagen fibers that maintain the elasticity of articular cartilage, was used. Normal articular cartilage was placed in a 30 [unit / ml] collagenase solution prepared by dissolving collagenase in phosphate-buffered saline (10010, Invitrogen) at pH 7.4, and 0.5% at 37 ° C. The treatment is performed at time settings of time, 1 hour, and 2 hours, and the collagen fiber degeneration is simulated as the degree of OA degeneration.

図８に戻り、本実験では、試験片Ｗの下骨側を金属圧子７４に固定し、圧縮試験機７０内に設置したガラス窓７２に押し当て、軟骨組織に圧縮変形を発生させた。ガラス窓７２を介してＯＣＴビームを打ち込むことで応力緩和試験中のＯＣＴ断層画像を２７．０３［flame/sec］にて連続取得した。この圧縮実験では、圧縮量を１０［％］ひずみ、圧縮速度を０．１［％/sec］として固定した。圧縮荷重負荷時間は１００［sec］となり、１０［％］ひずみに達した後は応力緩和時の軟骨組織挙動の観察を行った。また、再帰的相互相関法の設定は検査領域を９［pixel］から５［pixel］に縮小する２階層の設定とし、６．５×１５．６２［μｍ］毎のベクトル密度にてサブピクセル精度の変形速度ベクトル分布を算出した。   Returning to FIG. 8, in this experiment, the lower bone side of the test piece W was fixed to the metal indenter 74 and pressed against the glass window 72 installed in the compression tester 70 to generate compressive deformation in the cartilage tissue. By injecting an OCT beam through the glass window 72, an OCT tomographic image during a stress relaxation test was continuously acquired at 27.03 [flame / sec]. In this compression experiment, the compression amount was fixed at 10 [%] strain and the compression speed was fixed at 0.1 [% / sec]. The compression load application time was 100 [sec], and after reaching 10 [%] strain, the behavior of cartilage tissue during stress relaxation was observed. The setting of the recursive cross-correlation method is a two-level setting in which the inspection area is reduced from 9 [pixels] to 5 [pixels], and the sub-pixel accuracy is set at a vector density of 6.5 × 15.62 [μm]. Was calculated.

図１０は、この応力緩和試験においてロードセル７８にて検出された応力時系列データを示す。同図の横軸は荷重負荷開始からの時間［sec］を示し、縦軸は圧縮応力[MPa]を示している。図示のように、圧縮中（０〜１００秒）では応力が増加し、圧縮終了（１００秒）以降は応力緩和が発生している。そして、１２００秒付近で平衡状態に達することが観察された。なお、このように応力が指数関数的に減衰していることから、軟骨はその緩和弾性率が時間変化する粘弾性体であることが分かる。   FIG. 10 shows stress time series data detected by the load cell 78 in this stress relaxation test. The horizontal axis in the figure indicates the time [sec] from the start of the load application, and the vertical axis indicates the compressive stress [MPa]. As shown in the drawing, the stress increases during compression (0 to 100 seconds), and stress relaxation occurs after the end of compression (100 seconds). It was observed that the state reached an equilibrium state around 1200 seconds. In addition, since the stress is attenuated exponentially, it is understood that the cartilage is a viscoelastic body whose relaxation modulus changes with time.

図１１および図１２は、応力緩和試験によるひずみ速度分布の時間変化を断層可視化した図である。図１１は正常軟骨についての演算結果を示し、（Ａ）は荷重負荷開始から０．３１[sec]、（Ｂ）は５０．３５[sec]、（Ｃ）は１００．２９[sec]、（Ｄ）は１０１．９６[sec]、（Ｅ）は１１０．９５[sec]、（Ｆ）は１２０．１２[sec]、（Ｇ）は１３０．５２[sec]、（Ｈ）は１４０．５１[sec]、（Ｉ）は１５０．４９[sec]の結果を示している。   FIGS. 11 and 12 are tomographic visualizations of the time change of the strain rate distribution by the stress relaxation test. FIG. 11 shows the calculation results for normal cartilage, (A) is 0.31 [sec] from the start of loading, (B) is 50.35 [sec], (C) is 100.29 [sec], ( D) is 101.96 [sec], (E) is 110.95 [sec], (F) is 120.12 [sec], (G) is 130.52 [sec], and (H) is 140.51. [sec] and (I) show the result of 150.49 [sec].

一方、図１２は模擬変性軟骨についての演算結果を示し、（Ａ）は荷重負荷開始から１．０７[sec]、（Ｂ）は５０．０７[sec]、（Ｃ）は１００．９９[sec]、（Ｄ）は１０１．９９[sec]、（Ｅ）は１１０．９８[sec]、（Ｆ）は１２０．９７[sec]、（Ｇ）は１３０．９６[sec]、（Ｈ）は１４０．９５[sec]、（Ｉ）は１５０．９４[sec]の結果を示している。すなわち、各図の（Ａ）および（Ｂ）は圧縮中を示し、（Ｃ）〜（Ｉ）は応力緩和中を示している（図１０参照）。   On the other hand, FIG. 12 shows the calculation results for the simulated degenerated cartilage, where (A) is 1.07 [sec] from the start of loading, (B) is 50.07 [sec], and (C) is 100.99 [sec]. ], (D) is 101.99 [sec], (E) is 110.98 [sec], (F) is 120.97 [sec], (G) is 130.96 [sec], and (H) is 140.95 [sec] and (I) show the results of 150.94 [sec]. That is, (A) and (B) of each figure show the state during compression, and (C) to (I) show the state during stress relaxation (see FIG. 10).

図１１および図１２から、試験片Ｗの表層において大きな圧縮ひずみ速度が発生していることが確認できる。この領域は軟骨の表層領域（表面から１５％）に対応し、変形速度ベクトルが急激に変化する領域と対応している。一方、軟骨表面から１５〜７０％は中間層領域と呼ばれ、検出されたひずみ速度は小さく、変形速度ベクトルの急激な変化が見られない領域と対応している。コラーゲン線維の配向特性は、表層と中間層において大きく異なっていることが知られている。特に、表層では軟骨表面に水平配向しているため圧縮方向に対する剛性が低く、圧縮ひずみ速度の集中が発生したと考えられる。   From FIGS. 11 and 12, it can be confirmed that a large compressive strain rate is generated in the surface layer of the test piece W. This region corresponds to the surface layer region of cartilage (15% from the surface), and corresponds to the region where the deformation speed vector changes rapidly. On the other hand, 15 to 70% from the cartilage surface is called an intermediate layer region, which corresponds to a region where the detected strain rate is small and no rapid change in the deformation rate vector is observed. It is known that the orientation characteristics of collagen fibers are significantly different between the surface layer and the intermediate layer. In particular, since the surface layer is horizontally oriented on the cartilage surface, the rigidity in the compression direction is low, and it is considered that the compression strain rate is concentrated.

また、図１１と図１２とを対比すると、正常軟骨では１５０．４９[sec]でもひずみ速度の残存が確認できるのに対し、模擬変性軟骨では１３０．９６[sec]でほとんどひずみ速度が見られないことがわかる．したがって、緩和時間に着目し比較することで関節軟骨の変性の度合いを評価することが可能であることが分かる。このことから、ひずみ速度の経時変化から算出される減衰係数の比較によって軟骨変性度を評価できると考えられる。本実施例ではこの点に着目し、図７に示したように、ひずみ速度テンソル分布から減衰係数の分布を算出している。すなわち、ひずみ速度の減衰係数の断層分布を、軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として画面に断層可視化することで、軟骨診断が可能となるようにした。   Also, comparing FIG. 11 with FIG. 12, the residual strain rate can be confirmed at 150.49 [sec] in normal cartilage, while almost the same strain rate is observed at 130.96 [sec] in simulated degenerated cartilage. You can see that there is no. Therefore, it can be seen that the degree of degeneration of the articular cartilage can be evaluated by comparing the relaxation times. From this, it is considered that the degree of cartilage degeneration can be evaluated by comparing the attenuation coefficient calculated from the change with time of the strain rate. In this embodiment, attention is paid to this point, and the distribution of the damping coefficient is calculated from the strain rate tensor distribution as shown in FIG. That is, the tomographic diagnosis of the cartilage is made possible by visualizing the tomographic distribution of the damping coefficient of the strain rate on the screen as equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue.

図１３は、正常軟骨と模擬変性軟骨の減衰係数の比較を表す図である。図中の横軸は酵素処理時間（Ｈ：hour）を示し、縦軸が減衰係数を示す。酵素処理時間として０Ｈ，０．５Ｈ，１Ｈ，２Ｈの結果が示されている。なお、０Ｈは酵素処理時間がゼロ、つまり正常軟骨を示している。図示の結果は、表層領域部分における減衰係数分布を空間平均したものであり、応力緩和開始から５０秒までの緩和挙動に対して対数化処理が施されている。   FIG. 13 is a diagram illustrating a comparison between attenuation coefficients of normal cartilage and simulated degenerated cartilage. The horizontal axis in the figure indicates the enzyme treatment time (H: hour), and the vertical axis indicates the attenuation coefficient. The results of 0H, 0.5H, 1H, and 2H are shown as the enzyme treatment times. 0H indicates that the enzyme treatment time is zero, that is, normal cartilage. The results shown in the figure are obtained by spatially averaging the attenuation coefficient distribution in the surface layer portion, and a logarithmic process is applied to the relaxation behavior from the start of stress relaxation to 50 seconds.

図示の結果より、酵素処理時間が長くなるにつれて、減衰係数が大きくなっていることが分かる。コラゲナーゼ酵素処理では、弾性を支配するコラーゲン線維の分解に伴い、粘性を支配するプロテオグリカンの離脱も発生する。このため、コラーゲン線維分解による多孔度の増大に加え、プロテオグリカン離脱による保水特性の低下によって、透水特性が著しく上昇し粘性特性が損なわれると考えられる。透水特性の増大は粘性による荷重支持機構の破綻を意味することから、図示のように緩和弾性係数の減衰係数が低下すると考えられる。そして図示のように、正常軟骨に対していずれの酵素処理時間の結果においても有意差があり、変性の検出が可能であった。本実験で用いた模擬変性軟骨試料は正常軟骨と比べ、外見上は変化がなくレントゲンやＣＴでの目視診断では判断できない程度の変性である。したがって、従来診断できなかった初期の変形性膝関節症の診断が、本手法により可能となることが分かる。   From the results shown, it can be seen that the attenuation coefficient increases as the enzyme treatment time increases. In the collagenase enzyme treatment, the detachment of the proteoglycan, which governs the viscosity, occurs along with the decomposition of the collagen fiber, which governs the elasticity. For this reason, it is considered that, in addition to an increase in porosity due to degradation of collagen fibers, a decrease in water retention properties due to proteoglycan detachment, water permeability is significantly increased, and viscosity properties are impaired. Since an increase in the water permeability indicates a failure of the load supporting mechanism due to the viscosity, it is considered that the damping coefficient of the relaxation elastic coefficient decreases as shown in the figure. As shown in the figure, there was a significant difference in the results of any enzyme treatment time for normal cartilage, and it was possible to detect degeneration. The simulated degenerated cartilage sample used in this experiment has no apparent change compared to normal cartilage, and is degenerated to such an extent that it cannot be determined by visual diagnosis using X-ray or CT. Therefore, it can be seen that the present method can diagnose early knee osteoarthritis that could not be diagnosed conventionally.

次に、制御演算部６が実行する具体的処理の流れについて説明する。
図１４は、制御演算部６により実行される軟骨診断処理の流れを示すフローチャートである。なお、この軟骨診断処理は、医師等によりプローブ４の先端部が患者の膝関節に挿入された状態にて開始される。制御演算部６は、駆動部３８を駆動して図１０に示した応力負荷および応力緩和処理を実行する一方で、図１４に示す処理を実行する。Next, a specific processing flow executed by the control calculation unit 6 will be described.
FIG. 14 is a flowchart illustrating the flow of the cartilage diagnosis process performed by the control calculation unit 6. Note that this cartilage diagnosis process is started in a state where the tip of the probe 4 is inserted into a patient's knee joint by a doctor or the like. The control calculation unit 6 drives the drive unit 38 to execute the stress load and stress relaxation processing illustrated in FIG. 10, while executing the processing illustrated in FIG. 14.

すなわち、制御演算部６は、連続撮影された時刻の異なる前後２枚のＯＣＴ断層画像Ｉ(x,z,t)とＩ(x,z,t+Δt)を読み込む（Ｓ１０）。続いて、再帰的相互相関法による処理を実行する。ここではまず、最小解像度（最大サイズの検査領域）での相互相関処理を実行し、相関係数分布を求める（Ｓ１２）。続いて、隣接相互相関乗法により、隣接する相関係数分布の積を演算する（Ｓ１４）。このとき、標準偏差フィルタ等の空間フィルタにより過誤ベクトルの除去をし（Ｓ１６）、最小二乗法等により除去ベクトルの内挿補間を実行する（Ｓ１８）。続いて、検査領域を小さくすることによって解像度を上げて相互相関処理を継続する（Ｓ２０）。すなわち、低解像度での参照ベクトルを基に相互相関処理を実行する。このときの解像度が予め定める最高解像度でなければ（Ｓ２２のＮ）、Ｓ１４に戻る。   That is, the control calculation unit 6 reads the two preceding and succeeding OCT tomographic images I (x, z, t) and I (x, z, t + Δt) at different times of continuous shooting (S10). Subsequently, processing by the recursive cross-correlation method is executed. Here, first, cross-correlation processing is performed at the minimum resolution (the inspection area of the maximum size), and a correlation coefficient distribution is obtained (S12). Subsequently, a product of adjacent correlation coefficient distributions is calculated by the adjacent cross-correlation multiplication method (S14). At this time, the error vector is removed by a spatial filter such as a standard deviation filter (S16), and interpolation of the removed vector is executed by the least square method or the like (S18). Subsequently, the cross-correlation processing is continued by increasing the resolution by reducing the inspection area (S20). That is, the cross-correlation processing is executed based on the reference vector at the low resolution. If the resolution at this time is not the predetermined maximum resolution (N in S22), the process returns to S14.

そして、Ｓ１４〜Ｓ２０の処理を繰り返し、最高解像度での相互相関処理が完了すると（Ｓ２２のＹ）、サブピクセル解析を実行する。すなわち、最高解像度（最小サイズの検査領域）での変形ベクトルの分布に基づき、風上勾配法によるサブピクセル移動量を演算する（Ｓ２４）。そして、このとき算出されたサブピクセル移動量に基づき、画像変形法によるサブピクセル変形量を演算する（Ｓ２６）。続いて、最大相互相関値によるフィルタ処理により過誤ベクトルの除去をし（Ｓ２８）、最小二乗法等により除去ベクトルの内挿補間を実行する（Ｓ３０）。そして、このようにして得られた変形ベクトルの時間微分を行い、その断層画像について変形速度ベクトルの断層分布Ｕ(x,z,t)，Ｗ(x,z,t)を算出し、Ｓ１０に戻る。ここで、Ｕ(x,z,t)は変形速度ベクトル分布のｚ方向成分であり、Ｗ(x,z,t)は変形速度ベクトル分布のｘ方向成分である。以上の処理を後続の断層画像についても実行する（Ｓ３４のＮ）。そして、設定数の断層画像について変形ベクトルの断層分布が求まると（Ｓ３４のＹ）、軟骨診断のための変性度合い演算提示処理を実行する（Ｓ３６）。   Then, the processing of S14 to S20 is repeated, and when the cross-correlation processing at the highest resolution is completed (Y in S22), the sub-pixel analysis is executed. That is, based on the distribution of the deformation vector at the highest resolution (inspection area of the minimum size), the sub-pixel movement amount by the windward gradient method is calculated (S24). Then, based on the calculated sub-pixel movement amount, the sub-pixel deformation amount by the image deformation method is calculated (S26). Subsequently, the error vector is removed by the filtering process using the maximum cross-correlation value (S28), and the interpolation of the removed vector is executed by the least square method or the like (S30). Then, the time derivative of the deformation vector obtained in this way is performed, and tomographic distributions U (x, z, t) and W (x, z, t) of the deformation velocity vector are calculated for the tomographic image, and the process proceeds to S10. Return. Here, U (x, z, t) is the z-direction component of the deformation speed vector distribution, and W (x, z, t) is the x-direction component of the deformation speed vector distribution. The above process is also performed for the subsequent tomographic image (N in S34). Then, when the tomographic distribution of the deformation vector is obtained for the set number of tomographic images (Y in S34), a modification degree calculation presentation process for cartilage diagnosis is executed (S36).

図１５は、図１４におけるＳ３６の変性度合い演算提示処理を詳細に示すフローチャートである。変性度合い演算提示処理において、制御演算部６は、時空間移動最小二乗法により、Ｓ３４にて算出した変形速度ベクトル分布の平滑化を実行する（Ｓ４０）。そして、その平滑化された変形速度ベクトルに対して空間微分をすることにより、ひずみ速度テンソルを算出する（Ｓ４２）。そして、ひずみ速度の時系列データについて対数変換を行い（Ｓ４４）、最小二乗法によりひずみ速度の減衰係数を演算する（Ｓ４６）。このようにして得られた減衰係数の分布を軟骨組織の損傷度合いと等価とみなして表示装置８に断層可視化する（Ｓ４８）。すなわち、例えば図７（Ｃ）に示した態様にて軟骨の変性度を提示する。   FIG. 15 is a flowchart showing in detail the modification degree calculation presentation process of S36 in FIG. In the modification degree calculation presenting process, the control calculation unit 6 executes smoothing of the deformation velocity vector distribution calculated in S34 by the spatiotemporal movement least square method (S40). Then, the strain rate tensor is calculated by performing spatial differentiation on the smoothed deformation rate vector (S42). Then, logarithmic conversion is performed on the time-series data of the strain rate (S44), and a damping coefficient of the strain rate is calculated by the least square method (S46). The distribution of the attenuation coefficient thus obtained is regarded as equivalent to the degree of damage to the cartilage tissue, and the tomographic visualization is performed on the display device 8 (S48). That is, the degree of cartilage degeneration is presented, for example, in the mode shown in FIG.

以上に説明したように、本実施例によれば、応力緩和によるひずみ速度の変化（減衰係数）と、軟骨組織の損傷度合いとの間に対応関係があることを利用した演算処理により、診断対象である軟骨の損傷度合いが断層可視化される。このため、医師等がその断層可視化された画像を確認することにより、軟骨診断を容易に行うことが可能となる。すなわち、ＯＣＴを用いた軟骨診断をより実用に供し得るものとすることができる。   As described above, according to this embodiment, the diagnosis target is calculated by the arithmetic processing using the fact that there is a correspondence between the change (damping coefficient) of the strain rate due to the stress relaxation and the degree of damage to the cartilage tissue. The degree of cartilage damage is visualized by tomography. For this reason, it becomes possible for the doctor or the like to easily perform the cartilage diagnosis by checking the image visualized by the tomography. That is, the cartilage diagnosis using OCT can be more practically used.

［第２実施例］
次に、本発明の第２実施例について説明する。本実施例は、応力負荷方法として応力緩和法ではなく、動的粘弾性法を適用した点が異なる以外は第１実施例とほぼ同様である。このため、上記第１実施例と同様の構成部分については必要に応じて同一の符号を付す等して適宜その説明を省略する。[Second embodiment]
Next, a second embodiment of the present invention will be described. This embodiment is almost the same as the first embodiment except that a dynamic viscoelasticity method is applied instead of a stress relaxation method as a stress loading method. Therefore, the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals as necessary, and the description thereof will be omitted as appropriate.

本実施例では、図１および図２に示したプローブ４により所定の振動荷重（動的力、動的荷重）を発生させる。すなわち、プローブ４への通電により、圧電素子５２が所定の加振周波数にて振動し、軟骨Ｊに対して振動荷重を付与する。それにより、軟骨Ｊの動的粘弾性を評価し、その損傷度合い（変性度）を断層可視化する。   In this embodiment, a predetermined vibration load (dynamic force, dynamic load) is generated by the probe 4 shown in FIGS. That is, when the probe 4 is energized, the piezoelectric element 52 vibrates at a predetermined vibration frequency, and applies a vibration load to the cartilage J. Thereby, the dynamic viscoelasticity of the cartilage J is evaluated, and the degree of damage (degree of degeneration) is visualized by tomography.

図１６は、第２実施例に係る変性度合い演算提示処理を詳細に示すフローチャートである。この処理は、第１実施例の図１５に示した処理に置き換えて実行される。制御演算部６は、駆動部３８を駆動して軟骨Ｊに動的荷重（動的力、振動荷重）を付与する一方で、図１４および図１６に示す処理を実行する。   FIG. 16 is a flowchart illustrating in detail the modification degree calculation presentation process according to the second embodiment. This processing is executed in place of the processing shown in FIG. 15 of the first embodiment. The control calculation unit 6 drives the driving unit 38 to apply a dynamic load (dynamic force, vibration load) to the cartilage J, while executing the processing shown in FIGS. 14 and 16.

なお、本実施例では、図１４に示すＳ２４の処理において、上記式（７）に代えて、下記式（１６）を用いた輝度分布の定式化を行う。
δf/δt＝δf/δx・Δx+δf/δy・Δy+δf/δz・Δz ・・・（１６）In the present embodiment, in the process of S24 shown in FIG. 14, instead of the above equation (7), a luminance distribution is formulated using the following equation (16).
δf / δt = δf / δx ・ Δx + δf / δy ・ Δy + δf / δz ・ Δz (16)

そして図１６に示すように、変性度合い演算提示処理において、制御演算部６は、時空間移動最小二乗法により、Ｓ３４にて算出した変形速度ベクトル分布の平滑化を実行する（Ｓ２４０）。そして、その平滑化された変形速度ベクトルに対してフーリエ変換を行う（Ｓ２４２）。それにより、変形速度ベクトルにおいてプローブ４の加振周波数ωに同期する成分のみを抽出するバンドパス・フィルタ処理を実行する（Ｓ２４４）。その後、フーリエ逆変換により、加振周波数成分の変形速度ベクトルＵ_ω(x,z,t)，Ｗ_ω(x,z,t)の断層分布を演算する（Ｓ２４６）。ここで、Ｕ_ω(x,z,t)は変形速度ベクトルのｚ方向成分であり、Ｗ_ω(x,z,t)は変形速度ベクトルのｘ方向成分である。Ｗ_ω(x,z,t)は、例えば下記式（１７）の形で表すことができる。
Ｗ_ω(x,z,t)＝Ａ_ω(x,z)sin(ωｔ+Φ_ω(x,z)) ・・・（１７）Then, as shown in FIG. 16, in the modification degree calculation presentation process, the control calculation unit 6 executes smoothing of the deformation velocity vector distribution calculated in S34 by the spatiotemporal movement least square method (S240). Then, Fourier transform is performed on the smoothed deformation velocity vector (S242). As a result, a bandpass filter process for extracting only a component synchronized with the excitation frequency ω of the probe 4 in the deformation speed vector is executed (S244). Thereafter, the tomographic distribution of the deformation velocity vectors _Uω (x, z, t) and _Wω (x, z, t) of the excitation frequency component is calculated by Fourier inverse transform (S246). Here, _Uω (x, z, t) is the z-direction component of the deformation speed vector, and _Wω (x, z, t) is the x-direction component of the deformation speed vector. W _ω (x, z, t) can be represented, for example, by the following equation (17).
_{W ω (x, z, t} ) = A ω (x, z) sin (ωt + Φ ω (x, z)) ··· (17)

続いて、圧電素子５２の変位情報から、加振周波数成分に係る変形速度ベクトルの規格化振幅Ａ'_ω(x,z)と位相差Φ_ω(x,z)の断層分布を算出する（Ｓ２４８）。ここで、規格化振幅Ａ'_ω(x,z)は、振幅Ａ_ω(x,z)を圧電素子５２の変位情報Ｗ_ｐｚｔ(t)＝Ａ_ｐｚｔsin(ωｔ)の振幅Ａ_ｐｚｔにて除算することにより得られる。なお、変形例においては、規格化振幅Ａ'_ω(x,z)および位相差Φ_ω(x,z)を最小二乗法により直接算出してもよい。Subsequently, the displacement information of the piezoelectric element 52, calculates the fault distribution of the normalized amplitude A _'omega of deformation rate vector of the excitation frequency component (x, z) and the phase difference _{Φ ω (x, z) (} S248 ). Here, the normalized amplitude A 'ω _(x, z) is the amplitude A ω _(x, z) displacement information _{W pzt} piezoelectric element 52 _{(t) =} division by the amplitude _{A pzt} of _{A pzt} sin _(ωt) It is obtained by doing. In the modified example, the normalized amplitude A _{'ω (x,} z) and the phase difference Φ ω _(x, z) may be directly calculated by the least squares method.

続いて、規格化振幅Ａ'_ω(x,z)および位相差Φ_ω(x,z)の少なくとも一方の断層分布に基づいて軟骨の動的粘弾性を演算する（Ｓ２５０）。そして、演算された動的粘弾性に基づいて軟骨組織の損傷度合いを断層可視化する（Ｓ４８）。Subsequently, normalized amplitude A _{'ω (x,} z) and the phase difference Φ ω _(x, z) calculates the dynamic viscoelasticity of cartilage based on at least one of the fault distribution (S250). Then, based on the calculated dynamic viscoelasticity, the degree of damage to the cartilage tissue is visualized by tomography (S48).

なお、この動的粘弾性の評価法については種々考えられる。規格化振幅Ａ'_ω(x,z)の断層分布に基づいて粘弾性評価を行う場合、以下のように評価できる。すなわち、規格化振幅Ａ'_ω(x,z)が大きい箇所は動的粘弾性率が小さくなる。すなわち、規格化振幅Ａ'_ω(x,z)は、軟骨において奥行き方向の剛性が低い表層では相対的に大きくなり、中層では相対的に小さくなる。軟骨の変性が進行すると、表層の奥行き方向の剛性がさらに低くなるため、規格化振幅Ａ'_ω(x,z)はさらに大きくなると考えられる。Various methods for evaluating the dynamic viscoelasticity can be considered. When viscoelasticity evaluation is performed based on the fault distribution of the normalized amplitude A ′ _ω (x, z), the evaluation can be performed as follows. That is, the dynamic viscoelastic modulus becomes small at the place where the normalized amplitude _A′ω (x, z) is large. That is, the normalized amplitude _A′ω (x, z) is relatively large in the surface layer of the cartilage having low depth stiffness, and relatively small in the middle layer. When the degeneration of the cartilage progresses, the rigidity of the surface layer in the depth direction is further reduced, so that the normalized amplitude _A′ω (x, z) is considered to be further increased.

位相差Φ_ω(x,z)の断層分布に基づいて粘弾性評価を行う場合には、位相接続処理（アンラッピング処理）を施してもよい。この場合、以下のように評価できる。すなわち、奥行き方向の位相差Φ_ω(x,z)は、軟骨の表面ではゼロであり、表層ではその表層の粘弾性効果により深部に向かうにしたがって徐々に大きくなる。つまり、位相が遅れていく。変性軟骨では、表層の粘性特性が損なわれるため、奥行き方向の位相差Φ_ω(x,z)が小さくなる（つまり弾性挙動を示すようになる）。When performing viscoelasticity evaluation based on the tomographic distribution of the phase difference Φ _ω (x, z), a phase connection process (unwrapping process) may be performed. In this case, it can be evaluated as follows. That is, the phase difference Φ _ω (x, z) in the depth direction is zero on the surface of the cartilage, and gradually increases in the surface layer toward the depth due to the viscoelastic effect of the surface layer. That is, the phase is delayed. In the degenerated cartilage, the viscosity property of the surface layer is impaired, so that the phase difference Φ _ω (x, z) in the depth direction becomes small (that is, the cartilage exhibits elastic behavior).

位相差Φ_ω(x,z)の空間微分（∂Φ_ω／∂z）の大きさにより変性度を診断することもできる。∂Φ_ω／∂zが大きい箇所は変性度が低く（つまり正常）、∂Φ_ω／∂zが小さい箇所は変性度が高いといえる（つまり粘性効果が損なわれている）。このような知見のもと、軟骨組織の損傷度合いを断層可視化することができる。The degree of degeneration can be diagnosed based on the magnitude of the spatial differential (∂Φ _ω / ∂z) of the phase difference Φ _ω (x, z). ∂Φ ω _/ ∂z large portion denaturation degree is low (i.e. normal) position ∂Φ ω _/ ∂z is smaller can be said to have a high modification degree (i.e. rheological effect is impaired). Based on such knowledge, the degree of damage to the cartilage tissue can be visualized by tomography.

以上、本発明の好適な実施例について説明したが、本発明はその特定の実施例に限定されるものではなく、本発明の技術思想の範囲内で種々の変形が可能であることはいうまでもない。   The preferred embodiment of the present invention has been described above. However, the present invention is not limited to the specific embodiment, and it goes without saying that various modifications can be made within the technical idea of the present invention. Nor.

上記第１実施例では、ひずみ速度の減衰係数を演算し、軟骨の損傷度合いと等価として断層可視化する例を示した。変形例においては、変形速度の減衰係数を演算し、軟骨の損傷度合いと等価として断層可視化してもよい。   In the above-described first embodiment, an example in which the attenuation coefficient of the strain rate is calculated and the tomographic visualization is performed as equivalent to the degree of cartilage damage has been described. In a modified example, the attenuation coefficient of the deformation speed may be calculated, and the tomographic visualization may be performed as equivalent to the degree of cartilage damage.

上記第２実施例では、規格化振幅Ａ'_ω(x,z)と位相差Φ_ω(x,z)から粘弾性評価を行う例を示したが、これら規格化振幅Ａ'_ω(x,z)および位相差Φ_ω(x,z)から粘弾性物理量を表現する値を新たに定義し、それに基づいて粘弾性評価を行ってもよい。In the second embodiment, the normalized amplitude A 'ω _(x, z) and the phase difference Φ _{ω (x,} z) has been shown an example in which the viscoelastic voted, these normalized amplitude A' _omega (x, A value expressing the viscoelastic physical quantity may be newly defined from z) and the phase difference Φ _ω (x, z), and the viscoelasticity evaluation may be performed based on the value.

上記第２実施例では、図１６に示した変性度合い演算提示処理において、変形速度ベクトルの断層分布に基づいて軟骨の粘弾性を評価することとした。変形例においては、ひずみ速度テンソルの断層分布を演算し、それに基づいて同様に軟骨の粘弾性を評価し、断層可視化してもよい。このひずみ速度テンソルは、変形速度ベクトルを空間微分することにより算出することができる。   In the second embodiment, the viscoelasticity of cartilage is evaluated based on the tomographic distribution of the deformation velocity vector in the degeneration degree calculation presentation processing shown in FIG. In a modification, the tomographic distribution of the strain rate tensor may be calculated, and the viscoelasticity of the cartilage may be similarly evaluated based on the calculated tomographic visualization. This strain rate tensor can be calculated by spatially differentiating the deformation rate vector.

上記第２実施例では明示しなかったが、プローブ４にロードセルなどのセンサを取り付け、軟骨に付与する荷重を計測できる構成としてもよい。これにより、軟骨組織の複素弾性率（貯蔵弾性率、損失弾性率、複素粘性率等）を算出することができ、規格化振幅Ａ'_ω(x,z)と位相差Φ_ω(x,z)から粘弾性評価をするための物理量を定義し易くなる。Although not explicitly shown in the second embodiment, a configuration may be adopted in which a sensor such as a load cell is attached to the probe 4 to measure the load applied to the cartilage. Accordingly, the complex elastic modulus of the cartilage tissue (storage modulus, loss modulus, complex viscosity, etc.) can be calculated, normalized amplitude A _'omega (x, z) and the phase difference [Phi _omega (x, z ) Makes it easier to define physical quantities for viscoelastic evaluation.

上記実施例では述べなかったが、「力学特徴量」として、ひずみ速度の振幅値やひずみ速度の時間遅れ（位相遅れ）を採用してもよい。すなわち、上述した動的粘弾性法を例に挙げると、応力の負荷および緩和を繰り返す過程でひずみ速度が正の値と負の値を行き来するように変動する。この負荷の変動に追従するように、ひずみ速度も変動するようになる。この点につき、その負荷変動に対する、ひずみ速度の変動の大きさ（振幅値）とひずみ速度変動の追従性（応答性）が、軟骨の損傷度合いに対応して変化する傾向がある。具体的には、軟骨の損傷度合いが進むほど、ひずみ速度の振幅値は大きくなり、時間遅れ（位相遅れ）は小さくなる傾向にある。そこで、そのひずみ速度の振幅値や時間遅れ（位相遅れ）について断層分布を演算してもよい。その振幅や時間遅れ（位相遅れ）の断層分布を、軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させてもよい。   Although not described in the above embodiment, an amplitude value of the strain rate or a time delay (phase delay) of the strain rate may be adopted as the “dynamic feature amount”. That is, taking the above-described dynamic viscoelasticity method as an example, the strain rate fluctuates between a positive value and a negative value in the process of repeatedly applying and relaxing the stress. The strain rate also changes so as to follow the change in the load. In this regard, the magnitude (amplitude value) of the variation of the strain rate and the responsiveness (response) of the variation of the strain rate to the load variation tend to change in accordance with the degree of cartilage damage. Specifically, as the degree of cartilage damage increases, the amplitude value of the strain rate tends to increase and the time delay (phase delay) tends to decrease. Therefore, a tomographic distribution may be calculated for the amplitude value of the strain rate and the time delay (phase delay). The tomographic distribution of the amplitude or the time delay (phase delay) may be visualized as tomographic distribution as equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue.

あるいは、「力学特徴量」として、ひずみ速度の周期的な変動の中央値を採用してもよい。すなわち、上述した動的粘弾性法を例に挙げると、応力の負荷および緩和を繰り返す過程でひずみ速度が正の値と負の値を行き来するように変動する。そのひずみ速度の変動の中心は、粘性力と弾性力との釣り合いから、ゼロからややずれる傾向がある。そして、そのずれ量が、軟骨の損傷度合いに対応して変化する傾向がある。そこで、ひずみ速度の変動中心（中央値）のゼロからのずれ量について断層分布を演算してもよい。そのずれ量の断層分布を、軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させてもよい。   Alternatively, the median value of the periodic variation of the strain rate may be adopted as the “dynamic feature value”. That is, taking the above-described dynamic viscoelasticity method as an example, the strain rate fluctuates between a positive value and a negative value in the process of repeating the application and relaxation of the stress. The center of the change in the strain rate tends to be slightly shifted from zero due to the balance between the viscous force and the elastic force. Then, the shift amount tends to change in accordance with the degree of cartilage damage. Therefore, a tomographic distribution may be calculated with respect to the amount of deviation of the strain rate fluctuation center (median value) from zero. The tomographic distribution of the shift amount may be visualized as tomography as equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue.

上記実施例では、軟骨に所定の変形エネルギー（負荷）を付与するための負荷装置として、圧電素子等の接触により応力を付与する荷重機構を例示した。変形例においては、超音波（音圧）、光音響波、電磁波等によって非接触にて軟骨に負荷（加振力）を付与する負荷装置を採用してもよい。   In the above embodiment, a load mechanism that applies a stress by contact with a piezoelectric element or the like is illustrated as a load device for applying a predetermined deformation energy (load) to cartilage. In a modification, a load device that applies a load (excitation force) to cartilage in a non-contact manner by ultrasonic waves (sound pressure), photoacoustic waves, electromagnetic waves, or the like may be employed.

なお、本発明は上記実施例や変形例に限定されるものではなく、要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化することができる。上記実施例や変形例に開示されている複数の構成要素を適宜組み合わせることにより種々の発明を形成してもよい。また、上記実施例や変形例に示される全構成要素からいくつかの構成要素を削除してもよい。   The present invention is not limited to the above-described embodiments and modified examples, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the gist. Various inventions may be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the above embodiments and modifications. In addition, some constituent elements may be deleted from all the constituent elements shown in the embodiment and the modified examples.

Claims (10)

関節軟骨を診断するための軟骨診断装置であって、
光コヒーレンストモグラフィーを用いる光学系を含む光学ユニットと、
前記光学ユニットに接続される一方、先端部が関節腔に挿入可能に構成され、軟骨に当接可能な当接面と、前記光学ユニットからの光を軟骨に導いて走査させるための光学機構と、軟骨に対して所定の変形エネルギーを付与するための負荷装置とを含むプローブと、
前記負荷装置および前記光学機構の駆動を制御し、それらの駆動に基づいて前記光学ユニットから出力された光干渉信号を処理し、変形エネルギーの付与による軟骨内部の変形に伴う所定の力学特徴量の変化をその軟骨の断層位置に対応づけて演算し、その力学特徴量の変化に基づいて軟骨組織の損傷度合いを演算する制御演算部と、
前記軟骨組織の損傷度合いを断層可視化する態様で表示する表示装置と、
を備え、
前記負荷装置は、前記変形エネルギーとして所定の加振周波数の振動荷重を発生させて前記当接面を振動させる圧電素子を含むことを特徴とする軟骨診断装置。 A cartilage diagnostic device for diagnosing articular cartilage,
An optical unit including an optical system using optical coherence tomography,
While connected to the optical unit, the distal end is configured to be insertable into the joint cavity, a contact surface capable of contacting cartilage, and an optical mechanism for guiding light from the optical unit to the cartilage to scan. A probe including a load device for applying predetermined deformation energy to cartilage,
Controlling the driving of the load device and the optical mechanism, processing the optical interference signal output from the optical unit based on the driving, the predetermined dynamic feature amount accompanying the deformation of the cartilage due to the application of deformation energy A control operation unit that calculates the change in association with the fault position of the cartilage, and calculates the degree of damage to the cartilage tissue based on the change in the mechanical characteristic amount;
A display device that displays the degree of damage to the cartilage tissue in a manner to visualize tomography,
Bei to give a,
The cartilage diagnostic device , wherein the load device includes a piezoelectric element that generates a vibration load having a predetermined excitation frequency as the deformation energy and vibrates the contact surface . 関節軟骨を診断するための軟骨診断装置であって、
光コヒーレンストモグラフィーを用いる光学系を含む光学ユニットと、
前記光学ユニットに接続される一方、先端部が関節腔に挿入可能に構成され、前記光学ユニットからの光を軟骨に導いて走査させるための光学機構と、軟骨に対して所定の変形エネルギーを付与するための負荷装置とを含むプローブと、
前記負荷装置および前記光学機構の駆動を制御し、それらの駆動に基づいて前記光学ユニットから出力された光干渉信号を処理し、変形エネルギーの付与による軟骨内部の変形に伴う所定の力学特徴量の変化をその軟骨の断層位置に対応づけて演算し、その力学特徴量の変化に基づいて軟骨組織の損傷度合いを演算する制御演算部と、
前記軟骨組織の損傷度合いを断層可視化する態様で表示する表示装置と、
を備え、
前記制御演算部は、
前記負荷装置の駆動により軟骨に所定の荷重を負荷した後に応力緩和させ、
その応力緩和中に前記光学ユニットにより撮影された前後の断層画像データに基づき、軟骨の断層位置に対応した変形速度ベクトルを前記力学特徴量として演算し、その変形速度ベクトルの変化から得られる減衰係数の断層分布を、前記軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させることを特徴とする軟骨診断装置。 A cartilage diagnostic device for diagnosing articular cartilage,
An optical unit including an optical system using optical coherence tomography,
While connected to the optical unit, the distal end is configured to be insertable into a joint cavity, and an optical mechanism for guiding light from the optical unit to cartilage for scanning, and imparting a predetermined deformation energy to the cartilage A probe including a load device for performing
Controlling the driving of the load device and the optical mechanism, processing the optical interference signal output from the optical unit based on the driving, the predetermined dynamic feature amount accompanying the deformation of the cartilage due to the application of deformation energy A control operation unit that calculates the change in association with the fault position of the cartilage, and calculates the degree of damage to the cartilage tissue based on the change in the mechanical characteristic amount;
A display device that displays the degree of damage to the cartilage tissue in a manner to visualize tomography,
With
The control operation unit,
After applying a predetermined load to the cartilage by driving the load device, to relax the stress,
Based on the tomographic image data before and after taken by the optical unit during the stress relaxation, a deformation velocity vector corresponding to the tomographic position of the cartilage is calculated as the mechanical characteristic amount, and an attenuation coefficient obtained from a change in the deformation velocity vector fault distribution of the soft bone diagnosing device you characterized thereby tomographic visualized as distribution and equivalent degree of damage of the cartilage tissue. 前記制御演算部は、前記力学特徴量として演算した変形速度ベクトルを空間微分することによりひずみ速度テンソルを演算し、そのひずみ速度の減衰係数の断層分布を前記軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させることを特徴とする請求項２に記載の軟骨診断装置。   The control calculation unit calculates a strain rate tensor by spatially differentiating the deformation rate vector calculated as the mechanical feature quantity, and assuming that a tomographic distribution of the damping coefficient of the strain rate is equivalent to a distribution of the degree of damage to the cartilage tissue. The cartilage diagnostic apparatus according to claim 2, wherein the tomographic visualization is performed. 前記制御演算部は、順次取得する断層画像データの相互相関、輝度勾配の変位および輝度パターンの変形に基づき前記変形速度ベクトルをサブピクセル精度にて演算することを特徴とする請求項２または３に記載の軟骨診断装置。   The method according to claim 2, wherein the control calculation unit calculates the deformation speed vector with sub-pixel accuracy based on cross-correlation of sequentially acquired tomographic image data, displacement of a brightness gradient, and deformation of a brightness pattern. A cartilage diagnostic apparatus according to the above. 関節軟骨を診断するための軟骨診断装置であって、
光コヒーレンストモグラフィーを用いる光学系を含む光学ユニットと、
前記光学ユニットに接続される一方、先端部が関節腔に挿入可能に構成され、前記光学ユニットからの光を軟骨に導いて走査させるための光学機構と、軟骨に対して所定の変形エネルギーを付与するための負荷装置とを含むプローブと、
前記負荷装置および前記光学機構の駆動を制御し、それらの駆動に基づいて前記光学ユニットから出力された光干渉信号を処理し、変形エネルギーの付与による軟骨内部の変形に伴う所定の力学特徴量の変化をその軟骨の断層位置に対応づけて演算し、その力学特徴量の変化に基づいて軟骨組織の損傷度合いを演算する制御演算部と、
前記軟骨組織の損傷度合いを断層可視化する態様で表示する表示装置と、
を備え、
前記制御演算部は、
前記負荷装置の駆動により軟骨に所定の動的力を負荷し、
その動的力による軟骨の振動中に前記光学ユニットにより撮影された前後の断層画像データに基づき、軟骨の各断層位置における変形速度ベクトルを前記力学特徴量として演算し、その変形速度ベクトルのうち加振周波数成分である特定変形速度ベクトルの振幅および位相差の少なくとも一方に基づき軟骨の粘弾性の断層分布を演算し、その粘弾性の断層分布を前記軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させることを特徴とする軟骨診断装置。 A cartilage diagnostic device for diagnosing articular cartilage,
An optical unit including an optical system using optical coherence tomography,
While connected to the optical unit, the distal end is configured to be insertable into a joint cavity, and an optical mechanism for guiding light from the optical unit to cartilage for scanning, and imparting a predetermined deformation energy to the cartilage A probe including a load device for performing
Controlling the driving of the load device and the optical mechanism, processing the optical interference signal output from the optical unit based on the driving, the predetermined dynamic feature amount accompanying the deformation of the cartilage due to the application of deformation energy A control operation unit that calculates the change in association with the fault position of the cartilage, and calculates the degree of damage to the cartilage tissue based on the change in the mechanical characteristic amount;
A display device that displays the degree of damage to the cartilage tissue in a manner to visualize tomography,
With
The control operation unit,
A predetermined dynamic force is applied to the cartilage by driving the load device,
Based on the tomographic image data before and after photographed by the optical unit during the vibration of the cartilage due to the dynamic force, a deformation velocity vector at each tomographic position of the cartilage is calculated as the mechanical characteristic amount, and an addition of the deformation velocity vectors is performed. Calculate the viscoelastic tomographic distribution of cartilage based on at least one of the amplitude and phase difference of the specific deformation velocity vector that is a vibration frequency component, and visualize the tomographic distribution as equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue. cartilage diagnostic apparatus you characterized thereby. 関節軟骨を診断するための軟骨診断装置であって、
光コヒーレンストモグラフィーを用いる光学系を含む光学ユニットと、
前記光学ユニットに接続される一方、先端部が関節腔に挿入可能に構成され、前記光学ユニットからの光を軟骨に導いて走査させるための光学機構と、軟骨に対して所定の変形エネルギーを付与するための負荷装置とを含むプローブと、
前記負荷装置および前記光学機構の駆動を制御し、それらの駆動に基づいて前記光学ユニットから出力された光干渉信号を処理し、変形エネルギーの付与による軟骨内部の変形に伴う所定の力学特徴量の変化をその軟骨の断層位置に対応づけて演算し、その力学特徴量の変化に基づいて軟骨組織の損傷度合いを演算する制御演算部と、
前記軟骨組織の損傷度合いを断層可視化する態様で表示する表示装置と、
を備え、
前記制御演算部は、
前記負荷装置の駆動により軟骨に所定の動的力を負荷し、
その動的力による軟骨の振動中に前記光学ユニットにより撮影された前後の断層画像データに基づき、軟骨の各断層位置におけるひずみ速度テンソルを前記力学特徴量として演算し、そのひずみ速度テンソルのうち加振周波数成分である特定ひずみ速度テンソルの振幅および位相差の少なくとも一方に基づき軟骨の粘弾性の断層分布を演算し、その粘弾性の断層分布を前記軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させることを特徴とする軟骨診断装置。 A cartilage diagnostic device for diagnosing articular cartilage,
An optical unit including an optical system using optical coherence tomography,
While connected to the optical unit, the distal end is configured to be insertable into a joint cavity, and an optical mechanism for guiding light from the optical unit to cartilage for scanning, and imparting a predetermined deformation energy to the cartilage A probe including a load device for performing
Controlling the driving of the load device and the optical mechanism, processing the optical interference signal output from the optical unit based on the driving, the predetermined dynamic feature amount accompanying the deformation of the cartilage due to the application of deformation energy A control operation unit that calculates the change in association with the fault position of the cartilage, and calculates the degree of damage to the cartilage tissue based on the change in the mechanical characteristic amount;
A display device that displays the degree of damage to the cartilage tissue in a manner to visualize tomography,
With
The control operation unit,
A predetermined dynamic force is applied to the cartilage by driving the load device,
Based on the tomographic image data before and after photographed by the optical unit during the vibration of the cartilage due to the dynamic force, the strain rate tensor at each tomographic position of the cartilage is calculated as the mechanical feature, and the sum of the strain rate tensors is calculated. Calculate the viscoelastic tomographic distribution of cartilage based on at least one of the amplitude and phase difference of the specific strain rate tensor, which is a vibration frequency component, and visualize the tomographic distribution of the viscoelasticity as equivalent to the distribution of the degree of damage to the cartilage tissue. cartilage diagnostic apparatus you characterized thereby. 前記負荷装置が、軟骨に付与される力又は荷重を計測可能なセンサを含み、
前記制御演算部は、
演算された前記力学特徴量の加振周波数成分の振幅および位相差の少なくとも一方と、前記センサによる計測値に基づき軟骨の粘弾性の断層分布を演算し、その粘弾性の断層分布を前記軟骨組織の損傷度合いの分布と等価として断層可視化させることを特徴とする請求項５または６に記載の軟骨診断装置。 The load device includes a sensor capable of measuring a force or load applied to cartilage,
The control operation unit,
The calculated viscoelastic tomographic distribution of cartilage is calculated based on at least one of the calculated amplitude and phase difference of the excitation frequency component of the dynamic feature quantity and the value measured by the sensor, and the viscoelastic tomographic distribution is calculated as the cartilage tissue. The cartilage diagnostic apparatus according to claim 5, wherein the tomographic visualization is performed as equivalent to the distribution of the degree of damage of the cartilage. 光コヒーレンストモグラフィーを用いる光学系を含む光学ユニットに接続されることにより、対象部位の診断を可能とする診断用プローブであって、
前記対象部位に当接可能な当接面と、
前記光学ユニットからの光を前記対象部位に導いて走査させるための光学機構と、
前記対象部位に対して所定の変形エネルギーを付与するための負荷装置と、
を備え、
前記負荷装置は、前記変形エネルギーとして所定の加振周波数の振動荷重を発生させて前記当接面を振動させる圧電素子を含むことを特徴とする診断用プローブ。 A diagnostic probe that enables diagnosis of a target site by being connected to an optical unit including an optical system using optical coherence tomography,
An abutting surface capable of abutting on the target site,
An optical mechanism for guiding the light from the optical unit to the target site for scanning,
A load device for applying a predetermined deformation energy to the target site,
Bei to give a,
The diagnostic probe according to claim 1, wherein the load device includes a piezoelectric element that generates a vibration load having a predetermined excitation frequency as the deformation energy and vibrates the contact surface . 前記光学機構は、
前記当接面を有し、前記圧電素子により駆動されるシースと、
前記光学ユニットからの光を導くための光ファイバーと、
前記光ファイバーの先端部に設けられた光学素子と、
前記光ファイバーを軸線周りに回動させるための回動機構と、
を含み、
前記光ファイバーが前記圧電素子を貫通し、
前記光ファイバーの先端部と前記光学素子が、前記シースに挿通されていることを特徴とする請求項８に記載の診断用プローブ。 The optical mechanism ,
A sheath having the contact surface, driven by the piezoelectric element,
An optical fiber for guiding light from the optical unit,
An optical element provided at the tip of the optical fiber,
A rotating mechanism for rotating the optical fiber around an axis,
Including
The optical fiber penetrates the piezoelectric element,
9. The diagnostic probe according to claim 8, wherein the distal end of the optical fiber and the optical element are inserted through the sheath . 関節軟骨を診断するための軟骨診断装置であって、
光コヒーレンストモグラフィーを用いる光学系を含む光学ユニットと、
前記光学ユニットに接続される一方、先端部が関節腔に挿入可能に構成され、前記光学ユニットからの光を軟骨に導いて走査させるための光学機構と、軟骨に対して所定の変形エネルギーを付与するための負荷装置とを含むプローブと、
前記負荷装置および前記光学機構の駆動を制御し、それらの駆動に基づいて前記光学ユニットから出力された光干渉信号を処理し、変形エネルギーの付与による軟骨内部の変形に伴う所定の力学特徴量の変化をその軟骨の断層位置に対応づけて演算する制御演算部と、
前記力学特徴量の変化の過程を断層可視化する態様で表示する表示装置と、
を備え、
前記制御演算部は、
前記負荷装置の駆動により軟骨に所定の加振周波数の振動荷重を負荷し、
その振動荷重による軟骨の振動中に前記光学ユニットにより撮影された前後の断層画像データに基づき、軟骨の各断層位置における前記力学特徴量を演算し、その力学特徴量の変化の過程を断層可視化する態様で前記表示装置に表示させることを特徴とする軟骨診断装置。 A cartilage diagnostic device for diagnosing articular cartilage,
An optical unit including an optical system using optical coherence tomography,
While connected to the optical unit, the distal end is configured to be insertable into a joint cavity, and an optical mechanism for guiding light from the optical unit to cartilage for scanning, and imparting a predetermined deformation energy to the cartilage A probe including a load device for performing
Controlling the driving of the load device and the optical mechanism, processing the optical interference signal output from the optical unit based on the driving, the predetermined dynamic feature amount accompanying the deformation of the cartilage due to the application of deformation energy A control calculation unit that calculates the change in association with the position of the fault of the cartilage;
A display device that displays the process of the change of the dynamic feature amount in a manner of visualizing tomography,
Bei to give a,
The control operation unit,
By applying a vibration load of a predetermined excitation frequency to the cartilage by driving the load device,
Based on the tomographic image data before and after photographed by the optical unit during the vibration of the cartilage due to the vibration load, the mechanical feature at each tomographic position of the cartilage is calculated, and the process of the change of the mechanical feature is visualized on the tomogram. A cartilage diagnostic device characterized by displaying on the display device in an aspect .

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