JPWO2006028249A1 - 超音波プローブ、超音波診断装置、及び超音波診断方法 - Google Patents
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Abstract
Description
何故ならば、CT、MRIは空間分解能が高いものの、装置が大型であり、かつ装置価格が高く、診断手順が超音波診断のように簡便ではなく、更に単純X線は被曝があり侵襲的な診断となる、からである。
超音波の周波数を高くすれば空間分解能は向上するが、超音波が到達する距離が短くなり深部に到達できないからである。
例えば、通常の超音波診断装置においては、3〜10MHz程度の超音波が用いられている。
この場合は、超音波の透過深度は15〜3cm程度となる。
しかし、かかる比較的低い周波数の超音波では、十分な分解能を得ることができない。
高分解能を得るためには、周波数は約100MHzを超える必要がある。しかし、このような高周波数においては、超音波ビームの透過深度が1mm以下となってしまい、通常の超音波診断装置では患部まで到達させることができない。
このような観点から、生体の口腔内に超音波プローブを配置させる方法が採用される。口から食道を通して胃などを診断する経食道エコー、血管内に細径プローブを通して診断する血管内エコーなどがその一例である。
一方、血管内エコーは冠動脈などの血管に直接細径プローブを挿入して疾患部位を診断する画像診断である。
経食道エコーは内視鏡の先端に回転可能な超音波送受信のプローブを付けたものを患者に飲み込ませて検査を行うものである。
また血管内エコーは細径とは言え血管内に超音波の送受信を行うプローブを直接挿入するものであり、いずれもかなり侵襲的で電気的安全性にも留意しなければならない検査となる。
つまり、これらの診断方法では超音波の手軽さ、無侵襲性が失われてしまうことは否めない。
これらを追加的に検査することにより確定診断することも行われているが、確実な確定的な診断を行うには、超音波診断で発見された異常部位(例えば腫瘍)に超音波ガイドのもとで穿刺にて組織を摘出し、切片を切り出し、染色して光学顕微鏡で病理検査を行っている。
これは確定診断として優れた方法であり、一般的に広く用いられている。
しかしながら、病理検査には数日間の日数が必要になる上に、検査で異常所見が出ても病理検査結果がでるまで(数日〜1週間)手術を行うことができない。
また手術に際して開腹下で摘出した組織をその場で病理検査を行うことができず、再度の手術が必要になる。
稀に緊急的に手術を中断して病理検査結果を待って手術を継続する場合もあるが、開腹のまま患者を待たせるので、その負担は極めて大きいものである。
そのような、工学分野で主に使用されている超音波診断装置に使用される超音波の周波数は、数10MHz〜数100MHzと通常の超音波診断装置に使用される数MHz〜数10MHzに比べて格段に周波数が高いものが使用される。
超音波顕微鏡は摘出組織を染色することなく病理検査を行うことができるので、光学顕微鏡を用いた病理検査のように染色して組織を定着するための時間が必要でなく、早く対応可能な検査である。
近年、超音波顕微鏡を医学分野の診断に使用することが検討されている。
しかし、この場合は生体組織を摘出し、顕微鏡の光路に置いて測定する必要があり、これら一連の準備が複雑になることを考慮して、手術中の緊急の検査を目的として一部の施設で稀に使用されるに過ぎない。
これらの先行文献は中空の外套針内に超音波プローブを内蔵させ、これを体内に挿入することを特徴とする。
これによって、患部の近くに超音波プローブを配置することが可能となり、高周波の超音波ビームを用いて高画質な超音波画像を得ようとしている。
この場合、小さいトランスデューサを用いても、一般的には、穿刺針の口径は3〜4mm程度になってしまう。
このような太い穿刺針を体表から体内に挿入すると、被検者に多大な苦痛を与えてしまうので、超音波の特徴である無侵襲性が失われてしまう。
また、限られたサイズのトランスデューサになるべく大きな超音波エネルギーを発生させるにはトランスデューサに高い電圧を加える必要があるが、生体内で高電圧を発生させなければならないので危険を伴い、電気的安全性に対する注意がより必要となり、装置・手順上の簡便性が失われる。
この文献においては、100MHz程度の比較的高い周波数にかかる超音波ビームを用い、直接体内に針状超音波探触子を差し入れて診断している。
しかしながら、超音波探触子そのものを針状に加工するために針の太さは5mm以下となっており、前記の出願と同じく生体内に挿入するには余りに太く超音波の無侵襲性を全く損なうものである。
更に、超音波探触子自身を生体内に挿入することになり、厳格な電気的安全性が要求される。
これらはいずれも石英棒を介して超音波を伝送させる方式にかかるものであるが、本発明の、好ましくはファイバーを用いたミクロな超音波顕微鏡とは本質的に異なるものである。
即ち、やはり侵襲性に問題がある上に、使用している周波数が低く、かつ石英棒の先端位置を微細に制御することができないので空間分解能を上げることが困難である。
しかし、この場合の使用目的は体腔内(管路)を利用して、石英ファイバーの先端部に超音波を送り込み、治療部分にエネルギーを集中させて目的の部位(尿管内の結石)を破砕する超音波治療装置にかかるものである。
ここでは高いエネルギーの超音波ビームを伝搬するために多数のファイバーを用いている。また、文献6において使用される超音波の周波数は1MHzと低い。このため、文献6に開示された発明は、本発明の細胞レベルの画像を得る超音波診断装置とはその用途・態様ともに全く異なる。
やはり侵襲性に問題がある上に、超音波の周波数が低く、石英ファーバーの先端位置を微細に制御することができないので、空間分解能を上げることが困難である。
外装体は穿刺針部と延伸部からなり、少なくとも伝送媒体(=超音波伝達部材)の一部と方向変換手段が、第2端に尖った針先を備え、生体内に穿刺可能な針状の形状を有し、被検組織に穿刺され接触する穿刺針部に属する外装体内部に配置されている。
一方少なくとも超音波伝達部材の残りの部分とトランスデューサが、第1端を含む延伸部に属する外装体内部に配置されている。
従って、超音波伝達部材は、外装体に対して長手方向に振動可能であり、トランスデューサから発せられた超音波振動を方向変換手段に伝えることができる。
より具体的には、外装体の穿刺針部と延伸部は結合部を介して結合されており、外装体の延伸部は、その内部に設置されたトランスデューサ及びトランスデューサに結合された超音波伝達部材と一体になっている。
従って、超音波伝達部材を穿刺針部の中空部に挿入し、延伸部と穿刺針部を結合部で結合する、又は逆の操作を行うことにより、超音波伝達部材は穿刺針部に対して、各々、着、脱される。
そして内套内には超音波伝達部材と方向変換手段とが設置されている。
より具体的には、内套は中空の延伸部を有し、内套の延伸部の内部には超音波伝達部材が結合されたトランスデューサが設置され、内套の延伸部は、外装体の延伸部内部に備えたスキャナ機構に搭載されており、内套全体、トランスデューサ、超音波伝達部材、従って方向変換手段の、外装体内での位置は、前記スキャナ機構とこれを制御するスキャナコントローラからなる位置制御手段により変更される。
このようにして、方向変換手段から発せられる超音波ビームの照射位置を一定範囲内で変更することにより、穿刺した超音波プローブを生体内で動かさずに、超音波ビームで生体内の被検組織をスキャンさせる。
さらに、外装体の穿刺針部と延伸部は結合部を介して結合されている。
従って、外装体の延伸部は、その内部に設置された内套と、スキャナ機構を介して一体になっており、内套を穿刺針部の中空部に挿入し、外装体の延伸部と穿刺針部を結合部で結合する、又は逆の操作を行うことにより、内套は穿刺針部に対して、各々、着、脱される。
方向変換手段は、超音波を生体内にスムースに透過させる(生体内まで低損失で到達させる)ための音響媒体を有することが好ましい。
超音波伝達部材である伝搬媒体の一例としては、光ファイバーなど、細くて可撓性のある材質・形状のものが好ましい。
その際、内套とスキャナ機構をさらに備えている場合は、ファイバーを含む内套を外装体の穿刺針部内で微細な往復運動をさせることによって、超音波ビームで診断部位をスキャンさせる。
診断部位で反射された超音波は好ましくは音響窓を介し、方向変換手段により方向変換され超音波伝達部材である伝搬媒体を通してトランスデューサに到着するが、この超音波信号により診断画像が形成される。
使用後の超音波プローブは、生体内の診断部位に穿刺、接触しているので、通常厳重に廃棄されるが、外装体の穿刺針部と延伸部が結合部を介して結合されている場合は、この結合を解いて穿刺針部だけを廃棄することが可能になる。
穿刺針は直径800ミクロン以下であることが好ましい。
本発明の超音波プローブに使用するファイバーの材質はサファイア、石英、ダイヤモンドなどが好ましい。
しかしこれらに限らず、100MHz以上の高周波領域においてサファイアと同等又はこれ以上の超音波伝達特性を有しているものであれば使用することが可能である。
従って、穿刺針の直径は生体に対して実質的に無侵襲性を維持できる程度に細くすると同時に、超音波発信源のサイズは十分大きくとれるので、空間分解能を上げるため十分高い周波数の超音波を用いた場合でも、なおかつ十分な透過深度が得られる。
さらに、内套は穿刺針部に対して着脱可能であるので、超音波プローブを使用後は、少なくとも前記超音波伝達部材、前記方向変換手段とこれらが設置された内套を穿刺針部から外して、廃棄せずに再利用することができる。
そして、本発明によれば、穿刺針を用いて生体内に挿入して患部の近傍で超音波ビームを照射できるので、高い周波数をもつ超音波を用いて高い空間分解能で画像を得ることが可能となる。
大口径のトランスデューサを使用できるので深い部位にある検査対象に対して、S/Nの高い高分解能な画像が得ることが可能になる。
2 ミラー(方向変換手段)
31 第1のミラー(方向変換手段)
32 第2のミラー(方向変換手段)
3 ファイバー(超音波伝達部材)
3a ファイバーの先端
4 針先
5、5a 音響媒体
6 音響整合層膜
8 被検組織
11 スキャナ機構
12 スキャナコントローラ
13 送受信部
14 画像構築部
15 表示部(モニタ)
16(外装体の延伸部の)接合筒
17 トランスデューサ(超音波発信源)
18 振動子
20、22 音響レンズ
21 空気
42、43 環状部材
44 支持部材
91 (超音波プローブの外装体の)穿刺針部
92 (超音波プローブの外装体の)延伸部
93 (穿刺針部の)外枠
93a 外枠の内壁
94 (穿刺針部の)結合部
95 (外装体の延伸部の)結合部
96 (外装体の延伸部の)拡大部
97 内套
97a (内套の)内壁
98 (内套の)拡大部
図1において、超音波プローブの外装体は、第1端と第2端を備える中空筒状体であり、第2端を含む穿刺針部91と第1端を含む延伸部92からなる。
穿刺針部91は、第2端に尖った針先4を備えた中空の外枠93を備え、外装体のうち体内に挿入(穿刺)される部分である。
延伸部92は第1端に拡大部96を備え、穿刺針部91と延伸部92は各々にさらに備えた結合部94、95により結合されている。
延伸部92の拡大部96の内径は穿刺針部91の外枠93の内径より大きい。
外装体の内部には穿刺針部91と延伸部92にわたって、中空筒状の内套97が配備されており、内套97の拡大部98は外装体の延伸部92の拡大部96に収容され、スキャナ機構11に搭載されている。
さらに、内套97にはファイバー(超音波伝達部材)3が配備されており、内套97の拡大部98に収容されたトランスデューサ(超音波発信源)17から発進された超音波は、該ファイバー3を介して、その先端まで伝達される。
超音波伝達部材3のうち延伸部92に配置される部分と穿刺針部91に配置される部分は、別部材とすることも可能であり、また、同一部材で構成することも可能である。
また、超音波伝達部材3は、芯材(図示しない)とこれを被覆する被覆材(図示しない)からなっていてもよい。
いずれにしても、トランスデューサ17およびファイバー3のうち延伸部92に配置される部分は、体内に挿入されないので、この部分の部材については比較的大型・大口径のものを利用することができる。
また、延伸部92の、拡大部96と結合部95を繋ぐ接合筒16はフレキシブルであってもよい。
スキャナ機構11は、スキャナコントローラ12からの信号を受けて、後述のように、トランスデューサ17、従ってファイバー3の先端に微細な往復運動をさせ、穿刺針部91の外枠93の先端の近傍に備えた音響窓1から照射される超音波ビームをスキャンさせる。
ここで、スキャナコントローラ12はスキャナ機構11を通じて超音波のスキャンを制御する装置部であり、送受信部13はトランスデューサ17を通じて超音波の送受信を行う装置部である。
生体に直接接触する穿刺針部91は、患者間の感染などを防止するために使い捨て(Disposal)にすることが好ましい。
他方、延伸部92とそれに搭載された上記部材は、穿刺針部91の中空部に挿入されていた部材を含め、必ずしも使い捨てにする必要がなく、高価な部材を繰り返して経済的に使用できる。
ただし、万一音響窓1などが破損した場合は、穿刺針部91だけではなく、延伸部92とそれらに搭載された上記部材をすべて廃棄することも可能である。
振動子18は超音波を発生する。
本発明によれば、トランスデューサ部は生体外に存在するので大口径(1〜30mm程度)の振動子が使用でき、大きいエネルギーの超音波を発生することができる。
また、振動子18とファイバー3は接続されている。
図2の例によれば、ファイバー3はトランスデューサ17に接続できる位置まで延伸されており、トランスデューサ17とファイバー3とは、ファイバー3と同じ材質の音響媒体19を介して接続されている。
図2の例によれば、ファイバー3としては、超音波を伝送する経路としてサファイアや石英などの極細のファイバーが使用される。
音響媒体19の材料としては、ファイバー3と同じ材料、又は音響的に同じ特性をもった材料が用いられる。
内套97とファイバー3の間隙には支持部材44が介装されていて、該間隙を保ち、ファイバー3が内套97の内壁に触れてファイバー3を伝達される超音波が内套に漏れて減衰するのを防止している。
支持部材44は、内套97とファイバー3の間隙の長手方向にわたって複数箇所に設置されていてもよく、支持部材44の設置位置は、例えば内套の内壁に設けた断面が半円状の凹所など周知の構造(図示せず)により固定されている。
支持部材44の形状は、ファイバー3を伝達される超音波による振動を妨げずにファイバー3の位置を内套97に対して固定するものであり、ファイバー3が接触した場合の摩擦が実質的にないことが望ましく、例えば断面が円形の環状、又は複数個の球(ベアリング)である。
図3においては、中心に穴のあいた大口径の円板型振動子18から発射された超音波を放物面処理された音響レンズ20で収束させ、ファイバー3に大エネルギーの超音波を送っている。
音響レンズ20の材料としては、ファイバーと同じか、ないしは、音響的に同一又は類似の特性をもった材料が用いられる。
図8においては、大口径の円板型振動子18から発射された超音波を放物面処理された音響レンズ22で収束させ、ファイバー3に大エネルギーの超音波を送っている。
上述の実施例3の場合と異なり、円板型振動子に孔を開けるという複雑な構造をとる必要がない。
音響レンズ22の材料としては、ファイバーと同じか、ないしは、音響的に同一又は類似の特性をもった材料が用いられる。
そのような振動子で発信した超音波を効率よく超音波伝送線路部7に導入するために、発信した超音波を収束させてファイバー3に導入する手段が必要である。
図2においては、振動子18とファイバー3に介在して設けられた好ましくはファイバー3と同材料の音響媒体19がかかる手段に該当する。
また、図3においては、環状に設置された振動子18に対置された、他面が放物面処理された好ましくはファイバー3と同材料の音響レンズ20がかかる手段に該当する。
また、図8においては、円板型の振動子18に対置された、他面が放物面処理された好ましくはファイバー3と同材料の音響レンズ22がかかる手段に該当する。
なお、一般に、超音波の(放射)エネルギー(音響出力)はW=(P2・S)/(ρ・c)で与えられる。
(Pは放射される音圧、Sは振動子の面積、ρは伝搬媒質の密度、cは音速)
一方、本発明のように、体外に振動子を設置する場合、例えば直径1〜30mm程度の振動子を用いることができるので、面積Sは直径の二乗に比例することから、生体内で実質的に無侵襲で使用できる振動子(直径1mm以下)に比べ1〜900倍程度の(超音波)エネルギーとなる。
また、更に音響レンズを用いて収束させるので、より大きなエネルギーを超音波伝送線路(ファイバー)に伝搬させることができる。
ファイバーのような媒体で超音波を伝達するときは、ファイバーの材質によりその伝搬効率ηが決定される。
伝搬効率ηは、ファイバーに同位相の平面波を入力したときの入力と出力のエネルギー比として定義されている。
周知のように、ファイバー中を伝搬するポッシャマー・クリー(Pochhammer−Chree)波は、その分散特性によってL(0,1)、L(0,2)、L(0,3)、L(0,4)などのモードが存在する。
これらのモード毎に伝搬効率ηと、ω・a[ω:角周波数、a:ファイバー半径]との関係を示したのが図7である(なお、ω=2πf、f:超音波の周波数)。
図7によれば、高周波数領域において伝搬効率ηを最も高くできるのはL(0,3)モードである。従って、本実施形態において、好ましくはL(0,3)モード以上の高次の超音波を採用することが望ましい。
そうでないと、ファイバー半径(a)が小さくなってしまい、エネルギーの大きな超音波を伝搬することが困難になる。
例えば、本実施形態に好適なこれらの範囲として、超音波周波数100MHz以上であり、上限は特段規定されない。
ただし、超音波周波数fが大きくなればなるほど上述した伝搬効率ηとω・aとの関係から、ファイバーを細径化せざるを得ないことになる。
よって、この場合、現在その産業的な利用が周知ではないL(0,4)、L(0,5)以上のモードを用いる、という解決方法も採用することが好ましい。
一例によれば、超音波周波数150MHz時においては、ファイバー半径は20ないし80μm、好ましくは30ないし40μmが好適である。
何故なら、この場合、ω・aは、2π・150・106・(30〜40)・10−6=(2.8〜3.8)・104となって、L(0,3)モードにおける伝搬効率ηがピーク値になるからである。
本発明にかかる穿刺針式超音波診断装置の超音波プローブは生体内に挿入され、その患部近傍にて超音波を照射することにより超音波診断を行うものである。
超音波プローブの穿刺針部91は、尖った針先4及びそれに連続する外枠93から構成されており、その外枠の中に内套97が挿入されており、さらに内套97の中には、超音波発信源である上記トランスデューサ17から送られた超音波を伝達する超音波伝達部材であるファイバー3が設置されている。
針先4は、生体内に挿入しやすいように先の尖った形状となっており、全体の径は1mm以下が好ましく、800μm以下がより好ましい。
なお、方向変換手段であるミラー2は、超音波ビームの方向を変換するのみならず、その収束をすることにより、生体内の特定診断部位に照射される超音波のエネルギー密度を高めるような作用を有し、画像の空間分解能、特に方位分解能を向上する。
なお、外枠93の中空部の、針先4によって塞がれた部分には、音響媒体5aが充填されており、内套97が挿入されると、音響媒体5aの一部は外枠の内壁93aと内套97の側面との間隙に移動する。
またファイバー3と音響媒体5の間には、ファイバー3の音響インピーダンスと音響媒体5の音響インピーダンスとの中間の値の音響インピーダンスを有し、その厚さが使用される超音波の中心周波数の波長(λ)の1/4もしくはその整数倍で形成されている音響整合層膜6が、ファイバー3により伝達された大エネルギーの超音波ビームの伝達効率を高めるために設置される。
また、内套97の先端の一部を開口して、音響窓1より小さい音響窓1aが設けられているが、音響窓1aは音響媒体5と5aが同質の場合は不要である。
音響窓1、1aは、超音波を透過しやすい材質で構成された薄膜であり、有機物で構成されることが一般的である。
音響窓1は、超音波を効率よく患部に照射するとともに、内套97及びファイバー3を始めとする、使い捨てではない部分と、被検組織8を始めとする生体の患部との接触を防止する作用を有する。
また、音響窓1を介して、超音波プローブ内部では超音波のビーム走査が行われる。
このようなビーム走査は、トランスデューサ17と接続されたファイバー3などを収容する内套97を、上記スキャナ機構11により、外装体内で往復運動させる、即ち、音響窓1aを音響窓1に対して往復運動させることによって行い、その幅は一般的には50〜200ミクロンである。
ゆえに、音響窓1は500〜1000ミクロンの幅を有する長方形、楕円形、多角形などの形状をなすことが望ましい。
ミラー2は、ファイバー3を通過してきた超音波を集束させ、角度を変えて音響窓1a、1を通して被検組織8へ送り込む。
また被検組織8から反射して戻ってきた超音波(エコー)をファイバー3へ伝送し、最終的にはトランスデューサ17へ戻す。
ファイバー3の材質はサファイア、石英などが好ましい。
穿刺針部の外枠93の太さは(口径)1mm以下であることが望ましいが、生体に対して侵襲性がない場合はこの限りではない。
例えば、本発明による超音波診断を麻酔下で行えるような場合は、太さを1mmに限定することはなく、この場合であっても被検組織8の検査をリアルタイムで行うことができるという本発明の有利な特徴は失われない。
ファイバー3の先端周辺と内套97の内壁97aの間には、環状部材42による防水処置が施され、環状部材42はファイバー3の長手方向の超音波振動を妨げず、かつ周囲(ファイバー3と内套内壁97aの間の空隙)に音響媒体5が浸透しないような構造となっている。
従って、この場合は、超音波の照射点が固定され、スキャン操作はしない。
内套が介在しないので、実施例1の場合よりも、穿刺針部の外枠93の直径を小さくする、ファイバー3の直径を大きくする、又は両者の寸法余裕を大きくする、ことができる。
本実施形態では、上記実施例5と異なり、ファイバーの先端に対抗する部分に方向変換手段としてミラーを用いるのではなく、ファイバー3の先端を断面が放物面又は回転放物面になるように加工し、得られた面形状部分にミラー機能を持たせることによって超音波を収束させ、角度を変えて音響窓1を通して被検組織8へ送り込むことによって、超音波の収束と方向変換を行う。
即ち、この実施形態においては、方向変換手段2は放物面、回転放物面等、特定の面形状に加工されたファイバーの先端部分である。
音響窓1は被検組織8と音響媒体5aとの間に介在して超音波を透過し、音響媒体5aと同等の性質(音響インピーダンス)を持つ防水膜で作られている。
本実施形態において、例えば放物面加工されたファイバー3の先端2は空気21と接していることが好ましく、上記実施例4(図4)の場合と異なり、音響媒体5は不要になるが、外枠93と内套97の間に充填された音響媒体5aが逆流するのを防ぐために、ファイバー3の先端周辺と内套97の内壁97aの間には、環状部材43による防水処置が施され、環状部材43はファイバー3の長手方向の超音波振動を妨げず、かつ周囲(ファイバー3と内套内壁97aの間の空隙)に音響媒体5aが浸透しないような構造となっている。
。
本実施例における方向変換手段の場合、逆に内套97、音響媒体5aを省いて、ファイバー3の先端の音響整合層膜6を音響窓1と直接接触、固着させて、超音波照射を行うことができる。
さらに、音響整合膜6と音響窓1の接触摩擦を抑制し、かつ超音波を伝達できる音響媒体(例えば、オイル又はエコーゼリー)を充填しておき、ファイバー3を直接スキャン機構に搭載して微細往復運動をさせ、超音波照射スキャンを行うことができる。
本実施形態によれば、上記実施例5、7の場合のような音響整合層膜を用いることなく超音波をファイバー3から音響媒体5へ直接入射させることができる。
本実施形態においては、ファイバー3の先端3aの側面の形状を、最先端に向かって直径の漸増するテーパー状にするなど適宜な手法を用いて、ファイバー3の先端3aの近傍の側面から放出される表面波を増加し、ファイバー3と内套97の内壁97aとの間に設置された第1のミラー31等の反射手段を用いて、その方向を変換し、斜め前方(図6で斜め左方)に向ける。
ミラー31は音響媒体5の中に設置されている。
ファイバー3の先端部の側面全周から斜め前方に放出される表面波を、ミラー31を用いてファイバー3の中心軸に近づくように前方に向ける。
ファイバー3の中心軸に近づくように前方に向けられた超音波は、ファイバー3の先端3aの前方に設けられた平板な、第2のミラー32により方向を変え音響窓1を透過して被検組織8を照射する。
平板なミラー32はファイバーの中心軸に対して45°の角度をなすように設置されている。
このようにすると、上記実施例5の場合と同じように、超音波プローブの外装体の穿刺針部91を使い捨てにできる一方、外装体の延伸部92は、内套97とその内部の高価な収容物を含めて、再利用が可能になる。
更に、別の使用方法として、手術中に切開部分から手術適用部分に穿刺針を差し込むことにより検査を行うこともできる。
いずれも超音波診断装置を用いて体表または術中の臓器などに超音波プローブを当てて、超音波ガイド下で対象部位を確認しながら穿刺するのが一般的である
組織内で反射してきた超音波は音響窓から逆の経路で超音波送受信装置に戻り、受信した超音波は画像構築装置で画像信号となりされモニタに表示される。
本発明によれば、通常はBモード画像として組織の断層像が表示される。
Bモード画像は、細胞レベルの画像が得られる。細胞レベルの画像は、正常細胞と異常細胞(例えば癌細胞)では異なる画像が得られる。
また、ドプラモード(カラードプラ/パワードプラ)、Mモード(心臓の弁などの動きを示す)などの表示も可能である。
なお、本発明は、超音波信号系の最も基本であるAモード(波形)で計測することも可能である。
本発明による超音波診断装置では、高周波で、かつ大エネルギーの超音波の使用が可能になるので、被検組織の深さ方向の大きい透過深度にわたって極めて高い空間分解能を有する画像を得ることができ、その空間分解能によれば、細胞レベルのミクロな情報が得られる。
使用するファイバーの太さは通常、20〜150ミクロン程度であり、それを含む穿刺針の太さも800ミクロン程度で被検者に与える苦痛は著しく小さくなる。
本発明による超音波診断方法によれば、超音波診断とともに、リアルタイムにミクロな病理検査を同時に行うことが可能になり、診断・検査終了とともに患者の治療計画をたてることができる。
Claims (16)
- 被検組織に挿入され、超音波を照射する超音波プローブであって、
一方の先端が針状をした中空筒状の外装体と、
前記外装体は、前記一方の先端を含み被検組織に挿入される穿刺針部と、他方の端を含む延伸部からなり、
前記延伸部の中空部に位置して、前記超音波を発生する超音波発信源と、
前記外装体の中空部に、長手方向に沿って超音波振動可能なように設置され、前記超音波を伝達する超音波伝達部材と、
前記穿刺針部の中空部に位置して、前記超音波伝達部材により伝達された超音波ビームの方向を被検組織の位置する向きに変換する方向変換手段と、
を含むことを特徴とする、超音波プローブ。 - 少なくとも前記超音波伝達部材が、前記外装体の中空部に、長手方向に沿って前記穿刺針部に対して着脱可能なように設置されていることを特徴とする、請求項1に記載の超音波プローブ。
- 前記外装体内の穿刺針部と延伸部にわたる中空部に、長手方向に沿って一定の範囲内で前記穿刺針部に対して位置変更可能なように、かつ着脱可能なように挿入された中空筒状の内套をさらに備え、前記内套内に少なくとも前記超音波伝達部材と前記方向変換手段とが設置されていることを特徴とする、請求項1に記載の超音波プローブ。
- 前記方向変換手段は、前記超音波伝達部材により伝達された超音波ビームを収束することを特徴とする請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 前記外装体の一部、又は前記外装体及び前記内套の一部に、前記被検組織と接触し、前記方向変換手段により方向変換された超音波ビームを透過するための音響窓を有することを特徴とする、請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 前記超音波伝達部材の少なくとも一部は、サファイア又は石英からなることを特徴とする請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 超音波としてポッシャマー・クリー(Pochhammer−Chree)波の高次のモードを用いることを特徴とする、請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 前記超音波伝達部材の少なくとも一部は、100〜200MHzでの超音波伝達損失がサファイア又は石英のいずれかと実質的に同等又はそれ以下の材料からなることを特徴とする、請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 前記方向変換手段は、前記超音波伝達部材から発する超音波の進行方向に設置され、該進行方向と一定の角度をもつ平面又は曲面を具備するミラーを含むことを特徴とする、請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 前記方向変換手段は、前記超音波伝達部材と一体をなす、平面又は曲面からなるミラーをなす面形状部分であることを特徴とする、請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 前記方向変換手段は、前記超音波伝達部材の長手方向とは異なる方向に発する超音波の進行方向に設置された、平面又は曲面からなる第1のミラーと、該第1のミラーにより反射された超音波ビームを反射する、平面又は曲面からなる第2のミラーを含むことを特徴とする、請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 前記超音波プローブの生体挿入部分は、その外形が1mm以下であることを特徴とする、請求項1ないし3のいずれかに記載の超音波プローブ。
- 被検組織に超音波プローブを挿入して超音波診断をする超音波診断装置であって、
請求項1、4〜12のいずれかに記載の超音波プローブと、
前記超音波伝達部材と方向変換手段とを介して被検組織に対して照射される送信超音波と、被検組織から反射されて前記方向変換手段と超音波伝達部材とを介して受信される受信超音波を分離して制御する送受信手段と、
を含むことを特徴とする、超音波診断装置。 - 被検組織に超音波プローブを挿入して超音波診断をする超音波診断装置であって、
請求項2、3、4〜12のいずれかに記載の超音波プローブと、
前記超音波伝達部材の、前記一定の範囲内での移動を制御することにより、前記超音波プローブから被検組織に照射される超音波の照射位置を制御する位置制御手段と、
前記超音波伝達部材と方向変換手段とを介して被検組織に対して照射される超音波を送信し、被検組織から反射された超音波を前記方向変換手段と超音波伝達部材とを介して受信する送受信手段と、
を含むことを特徴とする、超音波診断装置。 - 請求項13に記載の超音波診断装置を用いて、
前記超音波プローブを被検組織又はその近傍に挿入するステップと、
超音波を送信して、前記超音波伝達部材と方向変換手段とを介して前記被検組織に対して超音波を照射するステップと、
前記被検組織から反射される超音波を前記方向変換手段と超音波伝達部材とを介して取得し、超音波を受信するステップと、
前記受信した超音波を前記送信した超音波から分離・制御して分析するステップと、
を含むことを特徴とする、超音波診断方法。 - 請求項14に記載の超音波診断装置を用いて、
前記超音波プローブを被検組織又はその近傍に挿入するステップと、
超音波を送信して、前記超音波伝達部材と方向変換手段とを介して前記被検組織に対して超音波を照射するステップと、
前記被検組織から反射される超音波を前記方向変換手段と超音波伝達部材とを介して取得し、超音波を受信するステップと、
前記位置制御手段により前記被検組織をスキャンするように前記超音波の照射位置を制御するステップと、
前記受信した超音波を前記送信した超音波から分離して分析するステップと、
を含むことを特徴とする、超音波診断方法。
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