JP2004113445A

JP2004113445A - 超音波照射装置

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Publication number: JP2004113445A
Application number: JP2002280590A
Authority: JP
Inventors: Yoshiharu Ishibashi; 石橋　義治
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2002-09-26
Filing date: 2002-09-26
Publication date: 2004-04-15

Abstract

【課題】強力超音波の照射において、簡単な装置の構成により照射領域に対する一様な超音波照射と良質なモニタ用超音波画像の観察を可能にする。
【解決手段】超音波発生部２１の電気音響変換素子から所定の変換素子を変換素子選択回路３１によって選択して複数の変換素子群として共通接続し、変換素子駆動部１３によって駆動して被検体１に強力超音波を照射する。更に、前記変換素子選択回路３１によって共通接続される変換素子の位置を、選択回路移動機構部３２によって所定方向に移動し、強力超音波の照射位置を照射対象領域内で移動する。一方、イメージング用超音波プローブ２２をプローブ回転機構部１５によって回転制御することによって、前記照射位置を含む被検体１の断面の超音波画像データを収集し表示部１６にて表示する。
【選択図】　図１

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体に向けて超音波を照射する超音波照射装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、最小侵襲治療と呼ばれる治療法が注目を集めており、悪性腫瘍治療の分野においても最小侵襲治療への積極的な試みが行なわれている。特に悪性腫瘍の場合、その治療の多くを外科的手術に頼っているが、従来の外科的手術による治療、即ち広範囲の組織切除を行なう場合には、その臓器が持つ本来の機能や外見上の形態を大きく損なう場合が多く、生命を長らえたとしても患者に対して多大な負担を与えることになる。このような従来の外科的治療に対してＱＯＬ（ｑｕａｌｉｔｙ−ｏｆ−ｌｉｆｅ）を考慮した最小侵襲治療装置の開発が強く望まれており、腫瘍組織に対して強力な超音波を集束させることによって加熱し、熱変性壊死させる超音波治療法の研究が進められている。
【０００３】
このような超音波治療法においては、直径が５ｍｍ〜１０ｍｍの腫瘍領域全体を一様なエネルギーで加温することが求められているが、従来のような超音波集束技術によれば強力超音波のエネルギーは予め設定される直径２ｍｍ〜３ｍｍの超音波集束領域に集中して照射されるため、腫瘍領域全体を強力超音波で一様に加温することは困難であった。
【０００４】
このような問題点に対して、強力超音波の発生部を例えば２０００〜３０００個の電気音響変換素子で構成し、これらの変換素子を駆動して強力超音波を照射するための駆動信号の位相を制御することによって、その集束点の位置を電子的に制御する、いわゆるフェーズドアレイ技術の適用は、装置が極めて複雑となるため実現が困難となる。
【０００５】
このため、少ない変換素子数と簡単な駆動回路の構成によって、超音波エネルギーを腫瘍の大きさに対応した領域に分散して照射する照射方法が提案されている。この方法では、強力超音波の発生部を例えば４〜２４個の電気音響変換素子で構成し、これらの変換素子の中から選択された第１の変換素子群に第１の駆動信号を供給し、この駆動信号に対して１８０度以下の任意の角度の位相差を有する第２の駆動信号を残りの変換素子で構成される第２の変換素子群に供給する。このような駆動方法によって腫瘍領域内に音圧の極大点を複数個形成し、超音波エネルギーを分散させている（例えば、特許文献１参照。）。この方法によれば少ない変換素子数と簡単な駆動回路によって超音波の照射領域を拡張することが可能となる。
【０００６】
一方、凹面状の強力超音波発生部を機械的に連続移動させながら強力超音波を照射する方法が提案されている（例えば、特許文献２参照。）。この方法によれば予め設定された軌道に沿って強力超音波の焦点領域を移動することができるため、腫瘍の大きさや形状に制約されずに移動範囲や移動間隔が任意に設定でき、正確な一様加温が可能となる。
【０００７】
【特許文献１】特開２０００−１６６９４０号公報（第４−７頁、第１−８図）
【０００８】
【特許文献２】特開平１１−２２６０４６号公報（第３−４頁、第１−４図）
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、特許文献１に示されている方法によれば、振動素子数が少ないためにその配列間隔が大きいことや、位相が０度と１８０度以下の任意の角度の２段階制御に限定されるために位相合わせの精度が悪い。このため、集束される強力超音波の波面を整えることができず、設定した照射領域以外の部位においても許容できない加温領域（副極大領域）が形成される場合がある。更に、また照射領域内における音圧分布を一様にすることも困難である。
【００１０】
一方、特許文献２に示されている方法によれば、照射領域を拡張するために強力超音波発生部を機械的に移動する際に、この強力超音波発生部に一体化して取り付けられるカップリング膜やその中に収納されるカップリング液、更にはモニタ用のイメージング用超音波プローブをも同様に移動する必要がある。このため移動機構が複雑かつ大規模となり操作性に問題がある。また、この方法によって、例えば肝臓癌の治療を行う場合には、強力超音波発生部を移動することにより強力超音波の被検体への入射口が体表近傍の肋骨によって塞がれてしまい、所望の部分に強力超音波の一部が到達しないのみならず、肋骨部位において顕著な発熱を呈する。更に、イメージング用超音波プローブによって送受信される超音波も、この肋骨の影響を受けて超音波画像上において音響陰影や多重反射などが発生するため画質は著しく劣化する。
【００１１】
例えば、図１６（ａ）に示すように、被検体１の肋骨３の後方に位置する腫瘍２の右端に集束点９が形成されるように強力超音波を照射した後、図１６（ｂ）のように同じ腫瘍２の左端を照射するために強力超音波発生部６を被検体の体表面に沿って水平方向にΔＸ移動させた場合、肋骨３に照射される強力超音波は、肋骨表面における音響インピーダンスのミスマッチングのためにその透過が阻害される。即ち、肋骨３及びその周囲部の正常組織は強力超音波の照射によって発熱し損傷を受ける。またこの方法では、イメージング用超音波プローブ５は強力超音波発生部６の中央部に固定されているため、この強力超音波発生部６の移動に伴って、その画像領域８の内部に肋骨が含まれる場合が多い。このような場合には、イメージング用超音波プローブ５から発生した送信超音波は肋骨表面においてその大部分が反射し、この反射波は超音波画像の画質を劣化させる。
【００１２】
本発明は上記の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は強力な超音波を生体内に照射する際に、装置の構成を複雑にすることなく、所望の領域に対して一様な超音波照射と良質なモニタ用超音波画像の観察が可能な超音波照射装置を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の超音波照射装置は、複数の電気音響変換素子を備え、超音波を発生する超音波発生手段と、前記電気音響変換素子の中から所定の電気音響変換素子を選択し、かつ、この選択を切り換え可能な電気音響変換素子選択手段と、この電気音響変換素子選択手段によって選択された複数の電気音響変換素子群を駆動する電気音響変換素子駆動手段とを備えることを特徴としている。
【００１４】
また、請求項２に係る本発明の超音波照射装置は、複数の電気音響変換素子を備え、超音波を発生する超音波発生手段と、前記電気音響変換素子の中から所定の電気音響変換素子を選択し、かつ、この選択を切り換え可能な電気音響変換素子選択手段と、この電気音響変換素子選択手段によって選択された複数の電気音響変換素子群を駆動する電気音響変換素子駆動手段と、前記照射位置を含む被検体断面の超音波画像データを生成する超音波画像生成手段と、前記超音波画像データを表示する表示手段とを備えることを特徴としている。
【００１５】
従って、本発明によれば、電気音響変換素子の選択を順次切り換えることによって、被検体に接近して置かれた超音波発生部から照射される強力超音波の照射位置を容易に移動することができる。このため、所望の領域を照射するための超音波走査を正確かつ容易に行うことが可能な超音波照射装置を提供できる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について図１〜図９を用いて説明する。
【００１７】
この実施の形態で述べる超音波照射装置は、腫瘍を強力な超音波によって加熱、焼灼して治療したり、遺伝子導入効率を高めるための超音波照射併用法の実現を目的として構成されるものであり、その特徴は、生体と接触するアプリケータの内部に２次元配列した電気音響変換素子の中から予め設定された複数の電気音響変換素子を、このアプリケータと分離して配置された変換素子選択回路によって選択することにある。
【００１８】
図１〜図２を用いて本発明の実施の形態における超音波照射装置の構成を説明する。図１は本実施の形態における超音波照射装置全体の概略構成を示すブロック図であり、図２はこの超音波照射装置の構成要素の１つである超音波発生部の構成を示す。なお、以下では、腫瘍の焼灼に本発明の超音波照射装置を適用した場合の実施の形態について述べるが、遺伝子導入を目的とした場合においても同様の装置構成と手順によって超音波照射を行うことが可能である。
【００１９】
この超音波照射装置は、被検体１に強力な超音波を照射するとともに、この照射領域の超音波照射効果のモニタリングを目的とした画像データを収集するアプリケータ１１と、このアプリケータ１１の内部に２次元に配列された電気音響変換素子の中から所定の変換素子を選択して強力超音波による走査を行なう超音波走査部１２と、この選択された変換素子に対して駆動信号を供給する変換素子駆動部１３と、上記選択された変換素子によって照射される強力超音波によって焼灼される腫瘍２を含む断面を画像化する超音波イメージング装置１４と、アプリケータ１１に回転自在に設けられるイメージング用超音波プローブ２２を回転移動し、超音波画像断面を設定するプローブ回転機構部１５を備えている。
【００２０】
更に、超音波照射装置は超音波イメージング装置１４によって生成される画像データを表示する表示部１６と、患者ＩＤや焼灼条件、更には腫瘍２の形状や大きさなどの情報を入力する操作部１７と、プローブ回転機構部１５及び超音波走査部１２に設けられる選択回路移動機構部３２を制御する機構制御部１８と、以上述べた各ユニットを統括的に制御するシステム制御部１９を備えている。
【００２１】
アプリケータ１１は、強力超音波を照射する超音波発生部２１と、この照射領域の超音波画像を撮影するためのイメージング用超音波プローブ２２とを備え、超音波発生部２１のほぼ中央部に開口した孔部５０にイメージング用超音波プローブ２２が挿入されている。この超音波発生部２１及びイメージング用超音波プローブ２２の先端部は、例えば脱気水からなるカップリング液２３によって充満されたアプリケータ１１の上部に取り付けられている。このアプリケータ１１の被検体１との接触部は、被検体１やカップリング液２３とほぼ等しい音響インピーダンスと可撓性を有する高分子材料を用いたカップリング膜２４で構成されている。即ち、超音波発生部２１から照射される強力超音波やイメージング用超音波プローブ２２によって送受信される画像用の超音波は、被検体１とほぼ等しい音響特性を有するカップリング膜２４やカップリング液２３を介して被検体１に対して効率良く送受信される。
【００２２】
超音波発生部２１は、図２（ａ）に示すように２次元にＮＸ個配列された電気音響変換素子４１を備えており、同一平面状においてＸ方向にＰｘ素子、またＹ方向にＰｙ素子が夫々間隔ｄｘ、ｄｙで配列されている。図２（ｂ）は図２（ａ）のＡ−Ａ断面における超音波発生部２１の断面図を示す。即ち、圧電セラミックスを用いた電気音響変換素子４１の第１の面（上面）、及び第２の面（下面）には駆動信号を供給するための電極４２ａ、４２ｂがそれぞれ装着され、電極４２ａは支持台４３に固定されている。また、他の電極４２ｂには強力超音波の照射を効率良く行うための音響マッチング層４４が設けられ、更に、その表面は保護膜４５によって覆われている。
【００２３】
このＮＸ個の電気音響変換素子４１にそれぞれに装着された電極４２ａは、駆動信号供給のためのＮＸチャンネルからなる信号線４６によって後述する変換素子選択回路３１と接続され、一方、電極４２ｂは共通接続されて超音波照射装置の接地端子に接続される。
【００２４】
イメージング用超音波プローブ２２は、強力超音波の照射対象である腫瘍２に対する超音波発生部２１の正確な照射と、この照射による焼灼効果を超音波画像によってモニタリングするために備えられている。このイメージング用超音波プローブ２２は、通常の超音波診断に用いられているものと同一のものが使用されるが、特に超音波発生部２１による照射の妨げにならないために、小さな超音波送受信面で広い範囲の画像化が可能なセクタ走査用の超音波プローブが好適である。本実施の形態では、電子的に超音波ビームの送受信方向を制御して扇状の画像領域を得るセクタ電子走査型の超音波プローブをイメージング用超音波プローブ２２として用いる。
【００２５】
アプリケータ１１のカップリング液２３の中に配置されるイメージング用超音波プローブ２２の先端部は、例えば１次元にＭ個配列された微小電気音響変換素子を有し、この図示しない電気音響変換素子は送信時には電気パルスを超音波パルスに変換して被検体１に送信し、また、受信時には被検体１からの超音波信号を電気信号に変換する機能を有している。なお、このイメージング用超音波プローブ２２の先端部の構成は図２（ｂ）とほぼ同様であるため、詳細な説明は省略する。
【００２６】
超音波走査部１２は、変換素子選択回路３１と、選択回路移動機構部３２とを備えている。変換素子選択回路３１は、超音波発生部２１において２次元に配列されたＮＸ個の電気音響変換素子４１の中から所定の電気音響変換素子４１を選択し共通接続するためのスイッチング回路であり、複数の電極端子を有する１次側の基板、及び２次側の基板が対向して配置され、この２枚の基板がスライドすることによって所定のチャンネルに駆動信号が供給される構造になっている。
【００２７】
図３（ａ）は変換素子選択回路３１の具体例を示したものであり、第１の基板５１と第２の基板５２は対向して配置され、第１の基板５１の上面、及び第２の基板５２の下面にはそれぞれ間隔ｄで２次元配列された半球状の第１の電極５３、及び図３（ａ）においては図示されない第２の電極５４が取り付けられている。超音波発生部２１のＮＸ個の電気音響変換素子４１に接続されている信号線４６は、第１の基板５１の下面よりこの第１の基板５１を貫通して第１の電極５３に接続されている。即ち、２次元に配列された電気音響変換素子４１の配列と、第１の基板５１の第１の電極５３の配列順序は対応して信号線４６によって接続されている。
【００２８】
一方、第２の基板５２の上面には電気音響変換素子４１の駆動を行なう際に、その選択と共通接続を設定する電極５５が所定の形状を有して形成されている。例えば図３（ａ）に示すような同心円状に配置された１つの円型パターンと複数の環型パターンを有したＮチャンネルのアニュラアレイ電極５５が形成され、これらのＮチャンネルの電極５５は後述する変換素子駆動部１３のＮチャンネルの出力端子に接続されている。なお、本実施の形態では説明を簡単にするために図３（ａ）におけるアニュラアレイ電極５５の環型電極数は２としたが、実際には５〜１５の環型電極が形成されことが望ましい。
【００２９】
次に、図３（ｂ）において図３（ａ）のＢ−Ｂ断面の一部を示す。変換素子選択回路３１において、第１の基板５１と第２の基板５２は接近して置かれ、第２の基板５２の貫通ＶＩＡなどを介してアニュラアレイ電極５５と接続される第２の電極５４は、第１の基板５１の第１の電極５３と接触して導通状態となっている。このような構成の変換素子選択回路３１によって、アニュラアレイ電極５５に供給される電気音響変換素子４１の駆動信号は、所定の第２の電極５４、第１の電極５３、及び信号線４６を介して超音波発生部２１の電気音響変換素子４１に供給される。即ち、この変換素子選択回路３１によって、超音波発生部２１のＮＸ個の電気音響変換素子４１の中から第２の基板５２において形成されるＮチャンネルのアニュラアレイ電極５５と導通になっている変換素子４１が選択駆動され、超音波発生部２１はアニュラアレイ型の超音波発生部２１として強力超音波を被検体１に照射する。
【００３０】
選択回路移動機構部３２は、変換素子選択回路３１の第２の基板５２を第１の基板５１に対して基板面に沿って相対的に移動させるための機構部であり、第２の基板５２のアニュラアレイ電極５５が機械的に移動することによって、超音波発生部２１の電気音響変換素子４１において駆動される変換素子４１の位置も第２の基板５２の移動に対応して移動する。なお、第１の電極５３と第２の電極５４は移動後もその中心位置を常に一致させる必要があるため、第２の基板５２のＸ方向及びＹ方向の相対移動距離は第１の電極５３あるいは第２の電極５４の配列間隔ｄの整数倍に設定することが望ましい。図３（ｃ）は第１の基板５１に対して第２の基板５２をＸ方向に−ｄだけ移動した場合であり、この移動によって駆動される電気音響変換素子４１はＸ方向に−ｄｘシフトして選択駆動され、強力超音波が照射される。
【００３１】
即ち、第２の基板５２を第１の基板５１に対して相対的に移動することによって、この移動距離や移動方向に対応して電気音響変換素子４１を選択駆動することが可能となる。但し、２次元に配列されたＮＸ個の電気音響変換素子４１からＮチャンネルのアニュラアレイ型変換素子群を選択する場合、図４に示すようにモザイク状の変換素子配列となる。なお、図４（ａ）は第２の基板５２における３チャンネルのアニュラアレイ電極５５を、また図４（ｂ）はこのとき選択される電気音響変換素子４１を示す。
【００３２】
変換素子駆動部１３は、超音波発生部２１より強力超音波を照射するために電気音響変換素子４１に駆動信号を供給する駆動部であり、電気音響変換素子４１の共振周波数に対応した周波数の連続波を発生するＣＷ発生器３３と、この連続波に所定の遅延時間を与える遅延回路３４と、この連続波を増幅するＲＦアンプ３５と、このＲＦアンプ３５の出力信号を電気音響変換素子４１に効率良く供給するためにインピーダンスマッチングを行なうマッチング回路３６を備えている。但し、アニュラアレイ電極５５がＮチャンネルの電極から構成される場合には、遅延回路３４やＲＦアンプ３５、更にはマッチング回路３６もＮチャンネル備えられ、遅延回路３４ではＮ種類の遅延時間が設定される。
【００３３】
遅延回路３４は、超音波発生部２１の電気音響変換素子４１が照射する強力超音波を所望の領域に集束させるために、Ｎチャンネルの駆動信号に対して所定の遅延時間を与える。但し、この遅延時間はアニュラアレイ電極５５の形状や焦点距離によって一義的に決定される。本実施の形態ではアニュラアレイ電極５５の形状別に複数の焦点距離に対応する遅延時間情報が、システム制御部１９の図示しない記憶回路にルックアップテーブルとして予め保存されている。
【００３４】
図５（ａ）は３つの電極（Ｎ＝３）で構成されるアニュラアレイ電極５５−１〜５５−３に駆動信号を供給する場合の変換素子駆動部１３の回路構成を示したものであり、遅延回路３４−１〜３４−３によって電極５５−１〜５５−３の駆動信号に与えられる遅延時間を図５（ｂ）に示す。即ち、最外周の電極５５−３の駆動信号に対して、中心部の電極５５ほどその駆動信号には大きな遅延時間が設定され、この傾向は焦点距離（Ｆｏ）が小さくなるほど顕著となる。このＮチャンネルの遅延回路３４−１〜３４−３の出力信号はＲＦアンプ３５−１〜３５−３及びマッチング回路３６−１〜３６−３を経て、変換素子選択回路３１における第２の基板５２のアニュラアレイ電極５５−１〜５５−３に供給される。
【００３５】
次に、超音波イメージング装置１４の構成につき図６を用いて説明する。
【００３６】
超音波イメージング装置１４は、イメージング用超音波プローブ２２から被検体１に対して超音波を放射するための駆動信号を生成する超音波送信部６１と、被検体１からの受信超音波をイメージング用超音波プローブ２２を介して受信する超音波受信部６２と、この受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成部６３と、この画像データを保存する画像データ記憶部６４を備えている。
【００３７】
超音波送信部６１は、レート信号発生器６６と、送信遅延回路６７と、パルサ６８を備えている。レートパルス発生器６６は、被検体１に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路６７に供給する。送信遅延回路６７は、Ｍチャンネルの独立な遅延回路から構成され、イメージング用超音波プローブ２２において細い送信超音波ビーム幅を得るために所定の深さに超音波を集束するための遅延時間と、所定の方向に超音波を偏向するための遅延時間をレートパルスに与え、パルサ６８に供給する。パルサ６８は、Ｍチャンネルの独立な駆動回路を有しており、イメージング用超音波プローブ２２に内蔵された電気音響変換素子を駆動し、被検体１に超音波を送信するための駆動パルスを生成する。
【００３８】
超音波受信部６２はプリアンプ６９と、受信遅延回路７０と、加算器７１とを備えている。プリアンプ６９は、超音波振動子によって電気信号に変換された微小信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保する。受信遅延回路７０は、細い受信ビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を集束するための集束用遅延時間と、超音波ビームの受信指向性を制御し被検体１を走査するための遅延時間をプリアンプ６９の出力に与えた後、加算器７１に送り、加算器７１はＭチャンネルの受信信号を加算して１つに纏める。
【００３９】
画像データ生成部６３は、対数変換器７２と、包絡線検波器７３と、Ａ／Ｄ変換器７４とを備えている。画像データ生成部６３の入力信号は、対数変換器７２で受信信号の振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する働きをしている。一般に被検体１からの受信信号は８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを２３ｄＢ程度のダイナミックレンジをもつ通常のテレビモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。包絡線検波器７３は、対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行い、超音波周波数成分を除去し、その振幅のみを検出する。Ａ／Ｄ変換器７４は、この包絡線検波器７３の出力信号をＡ／Ｄ変換し超音波画像データを生成する。
【００４０】
画像データ記憶部６４は、画像データ生成部６３において生成された超音波の画像データを一旦保存する記憶回路であり、超音波の送受信方向を変更しながら得られるデータは順次記憶され、２次元の画像データを構成する。
【００４１】
プローブ回転機構部１５は、超音波イメージング装置１４によって表示される超音波画像中に、超音波発生部２１によって照射される領域が常に表示されるようにイメージング用超音波プローブ２２を鉛直方向のプローブ軸を回転軸として回転あるいは回動する。
【００４２】
表示部１６は、図示しない表示回路とＣＲＴモニタを備えており、イメージング用超音波プローブ２２、及び超音波イメージング装置１４によって得られる超音波画像を表示する。この場合、超音波イメージング装置１４の画像データ記憶部６４に保存される超音波画像データは表示回路においてＤ／Ａ変換された後、テレビフォーマットに変換されＣＲＴモニタに表示される。更に、この超音波画像上に超音波発生部２１による照射位置や集束超音波のビーム形状などを重畳して表示することも可能である。また、このＣＲＴモニタには操作者が操作部１７の例えばマウスを用いて入力する腫瘍２の位置や輪郭線、更にはこの輪郭線を楕円近似等により変換した図形などが表示される。
【００４３】
操作部１７は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備え、操作者が患者情報や、腫瘍の位置及びサイズなどの腫瘍情報や、焼灼間隔あるいは１焦点当たりの焼灼時間などの焼灼情報を入力するために用いられる。
【００４４】
機構制御部１８は、プローブ回転機構部１５と、超音波走査部１２の選択回路移動機構部３２を制御する。まず操作部１７から入力される腫瘍２の位置や大きさ、更には焼灼間隔などの情報に基づいて設定された移動軌跡に基づいて選択回路移動機構部３２の移動を制御し、更に、選択回路移動機構部３２の移動によって変化する強力超音波の集束点、即ち、照射位置が超音波画像上で常に表示可能となるようにプローブ回転機構部１５を制御する。
【００４５】
システム制御部１９は、図示しないＣＰＵと図示しない記憶回路を備え、操作部１７からのコマンド信号に従って各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。特に、内部のＣＰＵには操作部１７を介して送られる操作者の入力コマンドや入力情報が保存される。また、このシステム制御部１９は、操作部１７から入力される腫瘍２の位置や大きさの情報を読み取り、その外形を例えば楕円近似にて表示部１６のＣＲＴモニタ上に表示するとともに、これらの腫瘍情報に基づいて最適な焼灼軌跡の設定などを行う。また、この焼灼軌跡と焼灼間隔、更には１焦点当たりの焼灼時間から腫瘍全体の焼灼に要する時間を算出しＣＲＴモニタ上に表示する。
【００４６】
次に、本実施の形態における超音波イメージング装置１４によるモニタ用超音波画像データの生成と強力超音波の照射手順を図１〜図９を用いて説明する。但し、図７はこの照射手順を示すフローチャートである。
【００４７】
操作者は、まず操作部１７より強力超音波の大きさや１焦点当たりの焼灼時間などの焼灼条件を設定し、これらの情報をシステム制御部１９の記憶回路に保存する（ステップＳ１）。次いで、操作者は被検体１の腫瘍観察に対して適当と思われる位置にイメージング用超音波プローブ２２が設置されるようにアプリケータ１１の位置を設定する（ステップＳ２）。但し、実際には超音波イメージング装置１４を動作状態に切り換え、このとき得られる超音波画像を観測しながらアプリケータ１１の位置を調節してもよい。
【００４８】
この超音波イメージング装置１４による画像生成について図６を用いて説明する。超音波の被検体１への送信に際して、まず超音波送信部６１のレートパルス発生器６６は、システム制御部１９からの制御信号に従い、被検体１に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路６７に供給する。送信遅延回路６７は、送信超音波を所定の深さに集束するための遅延時間と、所定の方向（θ１）に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ６８に供給する。パルサ６８は、イメージング超音波プローブ２２に内蔵されている電気音響変換素子を駆動し、被検体１に超音波パルスを放射する。
【００４９】
被検体１に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体１の臓器間の境界面あるいは組織にて反射し、この超音波は送信時と同じ電気音響変換素子によって受信されて電気信号に変換される。この受信信号はプリアンプ６９にて増幅され、受信遅延回路７０に送られる。受信遅延回路７０は、所定の深さからの超音波を集束して受信するための遅延時間と、所定の方向（θ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間を受信信号に与えた後、加算器７１へ送る。加算器７１は、プリアンプ６９、受信遅延回路７０を介して入力される複数の受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、画像データ生成部６３へ供給する。
【００５０】
加算器７１の出力は、画像データ生成部６３において、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされた後、画像データ記憶部６４に一旦保存される。
【００５１】
次に、超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながら上記と同様な手順で超音波の送受信を行なう。即ち、システム制御部１９は、送信遅延回路６７及び受信遅延回路７０の遅延時間を上記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、画像データを収集する。
【００５２】
システム制御部１９は、上記手順によって得られる画像データを画像データ記憶部６４に順次保存し、所定の範囲の走査が終了した時点で１枚分の画像データを表示部１６において表示する。
【００５３】
操作者は、表示部１６の例えばＣＲＴモニタ上に表示された被検体１の超音波画像を観察し、強力超音波の照射対象である腫瘍２がイメージング用超音波プローブ２２のほぼ直下に位置するようにアプリケータ１１の位置を調節する（ステップＳ３）。図８は、このとき表示部１６のＣＲＴモニタ上に表示される超音波画像について示す。この場合、イメージング用超音波プローブ２２の電気音響変換素子は、例えば図２（ａ）あるいは図３（ａ）にて示したＸ方向に１次元配列されるように初期設定され、従って、最初に表示される超音波画像は図８（ａ）に示すようにＸ−Ｚ平面において得られる。
【００５４】
操作者は、この最初の超音波画像に表示されている腫瘍２に対して操作部１７のマウスを用いて腫瘍像の輪郭を描く（ステップＳ４）。システム制御部１９のＣＰＵは、入力された腫瘍輪郭情報に基づいて例えば楕円近似を行い、更に、この楕円情報に対してイメージング用超音波プローブ２２の先端部を座標の基準ｇ（Ｘ＝０，Ｙ＝０，Ｚ＝０）とした場合の楕円の中心位置ｇ（Ｘｏ、０、Ｚｏ）と、この楕円のＸ方向の最大径（Ｗｘ）、及びＺ方向の最大径（Ｗｚ）を算出してシステム制御部１９の記憶回路に保存する。
【００５５】
次に、操作者は操作部１７において超音波画像断面の変更指示を入力することによって、システム制御部１９はこの変更指示信号を機構制御部１８に送り、機構制御部１８は、この指示信号に基づいてプローブ回転機構部１５に回転制御信号を供給して、イメージング用超音波プローブ２２をＺ軸の周りに９０度回転させる。従って、ＣＲＴモニタ上には図８（ｂ）に示すようなＹ−Ｚ平面内における第２の超音波画像が表示される。
【００５６】
操作者は、この第２の超音波画像に対しても最初の超音波画像の場合と同様にして、操作部１７のマウスを用いて腫瘍像の輪郭を入力し、システム制御部１９のＣＰＵは、この輪郭情報基づいて楕円近似を行った後に、この楕円情報から楕円の中心位置ｇ（０，Ｙｏ，Ｚｏ）と、この楕円のＹ方向の最大径（Ｗｙ）及びＺ方向の最大径（Ｗｚ’）を算出してシステム制御部１９の記憶回路に保存する。なお、Ｗｚ≠Ｗｚ’の場合にはいずれか一方を選択してもよいが、加算平均値によって求められた値を新たに設定してもよい。
【００５７】
システム制御部１９は、上記の計測によって得られた腫瘍２の中心位置、及び大きさの情報に基づいて、この腫瘍２を均一に焼灼するために超音波発生部２１から照射される強力超音波の焦点の３次元的な移動範囲とその移動軌跡を設定する（ステップＳ５）。
【００５８】
以上のようにして、超音波発生部２１による腫瘍２の照射計画、即ち強力超音波の焦点の移動範囲と移動軌跡が決定したならば、操作者は操作部１７より照射開始コマンドを入力する。このコマンド入力を読み取ったシステム制御部１９は、照射計画にて設定された最初の照射位置ｇ（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）において、超音波発生部２１による強力超音波の集束点が形成されるように変換素子駆動部１３における遅延回路３４の遅延時間を設定する。即ち、システム制御部１９は、記憶回路のルックアップテーブルから焦点距離がＺ１におけるＮ種類の遅延時間情報を読み出し、この情報に基づいて遅延回路３４の遅延時間を設定する。
【００５９】
次いで、システム制御部１９は、変換素子選択回路３１においてアニュラアレイ電極５５の中心ｇ’（０，０）をｇ’（Ｘ１’，Ｙ１’）に移動させるために、機構制御部１８を介して選択回路移動機構部３２に移動制御信号を供給する。なお、上記の第２の基板５２の基準点ｇ’（０，０）はアプリケータ１１において設定した基準座標、即ち、イメージング用超音波プローブ２２の先端部の座標ｇ（０，０，０）と対応しており、超音波発生部２１において２次元に配列されている電気音響変換素子４１の配列中心とも一致している。また、上記アニュラアレイ電極５５の移動後の中心位置ｇ（Ｘ１’，Ｙ’）は最初の照射位置ｇ（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）のＸ座標及びＹ座標に対応している（ステップＳ６）。
【００６０】
更に、システム制御部１９は、上記照射位置ｇ（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）の情報に基づいた回転制御信号を、機構制御部１８を介してプローブ回転機構部１５に供給し、この照射位置がイメージング用超音波プローブ２２によって得られる超音波画像面に一致するように所定の角度だけ回転させる（ステップＳ７）。
【００６１】
システム制御部１９により最初の照射位置における電気音響変換素子４１の選択と、この照射位置に照射される強力超音波の遅延時間設定と、この照射位置を画像化するためのイメージング用超音波プローブ２２の回転角度設定が完了したならば、システム制御部１９は、変換素子駆動部１３のＣＷ発生器３３に対して所定周波数の連続波を発生させる。この連続波はＮチャンネルから構成される遅延回路３４において強力超音波を集束するための遅延時間が与えられ、ＲＦアンプ３５及びマッチング回路３６を経て、変換素子選択回路３１の第２の基板５２におけるアニュラアレイ電極５５に供給される。
【００６２】
アニュラアレイ電極５５に供給された連続波は、同じ第２の基板５２の裏面に形成された第２の電極５４，更には第１の基板５１上に形成された第１の電極５３と、この第１の電極５３に接続された信号線４６を経て超音波発生部２１の所定の電気音響変換素子４１に供給される。この連続波の駆動によって電気音響変換素子４１から照射される強力超音波は、照射計画にて設定された最初の照射位置ｇ（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）に集束し、この位置の腫瘍組織を焼灼する（ステップＳ８）。
【００６３】
一方、超音波発生部２１によって腫瘍組織が焼灼される状況はイメージング用超音波プローブ２２及び超音波イメージング装置１４によって超音波画像データとして収集され、システム制御部１９はこのとき得られる画像データを表示部１６において表示する。
【００６４】
最初の照射位置ｇ（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）への強力超音波の照射が予め設定された時間行われた後、照射計画に従って第２の照射位置ｇ（Ｘ２，Ｙ２，Ｚ２）、更には第３以降の照射位置に対しても同様の手順によって強力超音波の照射を行なわれる。また、超音波画像上にこれらの焼灼部位が表示されるように、イメージング用超音波プローブ２２は回転制御されるため、強力超音波の焼灼によって生ずる腫瘍組織の変性の状態は表示部１６において常時、リアルタイム超音波画像として観測することが可能である（ステップＳ９）。
【００６５】
図９は強力超音波による照射位置の移動方法の具体例を示したものであり、直線状の移動方法と円弧状の移動方法を図９（ａ）、及び図９（ｂ）に示す。照射位置の移動方法はこれらの方法に限定されないが、照射位置の移動に伴って回転移動するイメージング用超音波プローブ２２を考慮して設定することが望ましい。
【００６６】
次に、本発明の実施の形態における変換素子選択回路３１の変形例について図１０〜図１２を用いて説明する。上記の本実施の形態においては、超音波発生部２１の電気音響変換素子４１の配列幅に余裕がある場合について述べてきた。
【００６７】
例えば図１０（ａ−１）、及び図１０（ａ−２）に示すように、超音波走査部１２におけるアニュラレイ電極５５の機械的移動に基づいて、超音波発生部２１の電気音響変換素子４１を腫瘍２の大きさによって決定される範囲内において中央部から端部にＸｈだけシフトして選択する場合、電気音響変換素子４１の配列幅に余裕があるならば、図１０（ａ−１）の中央部と同様なアニュラアレイ型の選択が図１０（ａ−２）の端部においても可能となり、従って、強力超音波も同様な集束特性が得られる。
【００６８】
しかしながら、既に述べたように肝臓癌の治療を行う場合などでは、被検体１へ照射される強力超音波の一部が肋骨に照射されることを避けるために、図１０（ｂ−１）に示すように、中央部に強力超音波を照射する場合の電気音響変換素子４１の選択において余裕をもたせることができない。このため本変形例においては、図１０（ａ−２）の場合と同様に電気音響変換素子４１の選択位置をＸｈだけ端部にシフトする場合、図１０（ｂ−２）に示すように端部が欠けた非対称な選択方法を適用する。
【００６９】
図１１（ａ−１）及び図１１（ａ−２）に、本変形例に示した電気音響変換素子４１の選択方法における中心部の照射と端部の照射における音圧の２次元分布を、また、これらの２次元分布のＣ−Ｃ，Ｃ’−Ｃ’における音圧値を図１１（ｂ−１）及び図１１（ｂ−２）に示す。図１１に示すように電気音響変換素子４１におけるアニュラアレイパターンの右端が欠けることにより、本来の集束点に発生する音圧ピーク点（主極大）の他に第２の音圧ピーク点（副極大）が発生する。但し、この副極大と主極大の差は一般に１０ｄＢ以上であれば大きな問題とはならない。因みに最大外径１２０ｍｍのアニュラアレイ駆動を用いた直径１０ｍｍの腫瘍２の焼灼において、Ｘｈ＝５ｍｍとした場合に発生する副極大は上記許容値を十分満足させることができる。
【００７０】
図１２は本変形例における変換素子選択回路３１の構成を示したものであり、図１２（ａ）は第１の基板５１と第２の基板５２の位置関係を示し、この図におけるＤ−Ｄの断面を図１２（ｂ）に示す。例えば第１の基板５１にはアニュラアレイ電極５５の最大径とほぼ等しい長さを一辺にもつ正方形の第２の基板５２にほぼ等しい大きさの有効領域８１と、この有効領域８１の周囲においてアニュラアレイ電極５５の最大移動距離Ｘｈを幅にもつ無効領域８２が設定される。そして、有効領域８１の第１の電極５３は信号線４６を介して電気音響変換素子４１に接続され、一方、無効領域８２の第１の電極５３には電気音響変換素子４１とほぼ同等なインピーダンス特性を有する擬似変換素子８３に接続される。
【００７１】
例えば、アニュラアレイ電極５５の中心が右側に距離Ｘｈだけ移動した場合、第２の電極５４、更には第１の電極５３を介してアニュラアレイ電極５５の右端部に接続される電気音響変換素子４１は存在しなくなり、代わりに電気音響変換素子４１とほぼ等しいインピーダンスの擬似変換素子８３が接続されるため、変換素子駆動部１３の負荷の変動を抑え、インピーダンスマッチングを維持することができる。
【００７２】
以上述べた本実施の形態によれば、被検体１に直接接触するアプリケータ１１に対し超音波走査部１２は分離して構成され、この超音波走査部１２においてアニュラレイ電極５５を所望の方向に機械的移動させることによって、アプリケータ１１の超音波発生部２１から照射される強力超音波の照射位置を移動させることができる。従って、比較的簡単な回路構成により照射位置の制御が可能となる。特に、超音波発生部２１を肋間に固定したまま照射位置を制御することが可能となるため、肋骨の後方に位置する腫瘍２に対する照射も容易に行うことが可能となる。また、治療の初期段階におけるアプリケータ１１と腫瘍位置との位置の微小なズレは超音波走査部１２の操作によって容易に補正できるため、操作性においても大幅に改善される。更にモニタ用のイメージング用超音波プローブ２２はアニュラアレイ電極５５の移動にかかわらず常にアプリケータ１１のほぼ中央部に配置されているため肋骨等に起因して生ずる画質劣化を防ぐことができる。
【００７３】
なお、本発明は上述した実施の形態に限定されるものではなく、種々変形して実施することが可能である。例えば、図３に示した超音波走査部１２の変換素子選択回路３１では、第１の基板５１と第２の基板５２にいずれも半球状の形状をした第１の電極５３と第２の電極５４を対向して配置したが、この形状に限定されるものではなく、例えば図１３に示すように第１の基板５１には図３と同様の半球状の第１の電極５３を配置し、第２の基板５２には導電性の電極ブラシ８５を第１の電極５３に対向して配置する方法であってもよい。またこのとき、半球状の電極が第２の基板５２に、また電極ブラシ８５が第１の基板５１に装着されても構わない。
【００７４】
また、図３において変換素子選択回路３１の第１の基板５１、及び第２の基板５２は平板の場合について示したが曲面であってもよい。例えば図１４に示すように第１の基板５１と第２の基板５２は半径の異なるそれぞれの円筒の側面として形成されてもよい。この場合、それぞれの円筒軸を一致させ、第２の基板５２は第１の基板５１を覆うように配置する。この第２の基板５２に接続される選択回路移動機構部３２によって、所定の第１の電極５３と第２の電極５４が接触し駆動信号が超音波発生部２１に供給される。
【００７５】
更に、第２の基板５２において形成される電極パターンはアニュラアレイパターンに限定されない。例えば、図１５に示すような多角形のリングから構成されていてもよく、更にリングの形状でなくともよい。
【００７６】
一方図１、及び図２に示した超音波発生部２１の電気音響変換素子４１は同一平面上に配置される場合について示したが、曲面上に配置してもよい。特に被検体１に対して凹面となる支持台４３に配置することによって強力超音波の集束効率を向上させることができる。
【００７７】
また、本発明の実施の形態においては、腫瘍２の輪郭を楕円近似する方法について述べたが、この方法についても限定されるものではなく、他の形状に設定してもよい。
【００７８】
更に、上記の実施の形態に於いては、アプリケータと分離して変換素子選択回路を設けたが、この方法に限定されるものではなく、アプリケータ内部に変換素子選択回路を組み込んでもよい。例えば、電気音響変換素子の直上に電極を作成して変換素子選択回路を設けることもできる。なお、上記の場合で、超音波イメージングプローブ等がアプリケータと一体構成されている場合には、イメージングプローブと干渉しないように変換素子選択回路の移動範囲を調節することが必要になる。
【００７９】
【発明の効果】
以上述べたように本発明によれば、電気音響変換素子の選択を切り換えることによって、被検体に接近して置かれた超音波発生部から照射される強力超音波の照射位置を容易に移動することができる。このため、所望の領域を照射するための強力超音波走査を正確、かつ容易に行うことが可能な超音波照射装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態における超音波照射装置全体の概略構成を示すブロック。
【図２】本発明の実施の形態における超音波発生部の構成を示す図。
【図３】本発明の実施の形態における変換素子選択回路の構成を示す図。
【図４】本発明の実施の形態における電気音響変換素子の選択例を示す図。
【図５】本発明の実施の形態における変換素子駆動部の回路構成を示す図。
【図６】本発明の実施の形態における超音波イメージング装置のブロック図。
【図７】本発明の実施の形態における超音波照射手順を示すフローチャート。
【図８】本発明の実施の形態における腫瘍輪郭設定時の超音波画像を示す図。
【図９】本発明の実施の形態における強力超音波による照射位置の移動方法を示す図。
【図１０】本発明の実施の形態の変形例における強力超音波用の電気音響変換素子の選択方法を示す図。
【図１１】本発明の実施の形態の変形例における音圧分布を示す図。
【図１２】本発明の実施の形態の変形例における変換素子選択回路の構成を示す図。
【図１３】本発明の実施の形態における変換素子選択回路の第２の変形例を示す図。
【図１４】本発明の実施の形態における変換素子選択回路の第３の変形例を示す図。
【図１５】本発明の実施の形態におけるアニュラアレイ電極の変形例を示す図。
【図１６】従来の超音波照射装置を示す図。
【符号の説明】
１１…アプリケータ
１２…超音波走査部
１３…変換素子駆動部
１４…超音波イメージング装置
１５…プローブ回転機構部
１６…表示部
１７…操作部
１８…機構制御部
１９…システム制御部
２１…超音波発生部
２２…イメージング用超音波プローブ
２３…カップリング液
２４…カップリング膜
３１…変換素子選択回路
３２…選択回路移動機構部
３３…ＣＷ発生器
３４…遅延回路
３５…ＲＦアンプ
３６…マッチング回路
５０…孔部

Claims

複数の電気音響変換素子を備え、超音波を発生する超音波発生手段と、
前記電気音響変換素子の中から所定の電気音響変換素子を選択し、かつ、この選択を切り換え可能な電気音響変換素子選択手段と、
この電気音響変換素子選択手段によって選択された複数の電気音響変換素子群を駆動する電気音響変換素子駆動手段とを
備えることを特徴とする超音波照射装置。
複数の電気音響変換素子を備え、超音波を発生する超音波発生手段と、
前記電気音響変換素子の中から所定の電気音響変換素子を選択し、かつ、この選択を切り換え可能な電気音響変換素子選択手段と、
この電気音響変換素子選択手段によって選択された複数の電気音響変換素子群を駆動する電気音響変換素子駆動手段と、
前記照射位置を含む被検体断面の超音波画像データを生成する超音波画像生成手段と、
前記超音波画像データを表示する表示手段とを
備えることを特徴とする超音波照射装置。
前記超音波発生手段の電気音響変換素子は、２次元に配列されていることを特徴とする請求項１または２記載の超音波照射装置。
前記電気音響変換素子選択手段は、前記電気音響変換素子と接続される複数の第１の電極を配置した第１の電極基板と、前記複数の第１の電極に対して接触可能な位置に複数の第２の電極を配置した移動可能な第２の電極基板を備え、前記複数の第２の電極は所定の形状に共通接続されることを特徴とする請求項１または２記載の超音波照射装置。
前記電気音響変換素子選択手段の第１の電極は前記電気音響変換素子の配列に対応して配列され、対応する前記第１の電極と前記電気音響変換素子は信号線を介して接続されていることを特徴とする請求項４記載の超音波照射装置。
前記電気音響変換素子選択手段の第１の電極または第２の電極の少なくともいずれか一方は導電性の電極ブラシを用いることを特徴とする請求項４記載の超音波照射装置。
前記電気音響変換素子選択手段の第１の電極は、前記電気音響変換素子の素子数より多くの電極数を有し、前記電気音響変換素子に接続されない第１の電極には擬似的な負荷が接続されることを特徴とする請求項４記載の超音波照射装置。
前記電気音響変換素子選択手段の第１の電極基板と第２の電極基盤は半径の異なる円筒状の基板から構成され、前記第１の電極は半径の小さな円筒基板の外側面に配置され、第２の電極は半径の大きな円筒基板の内側面に配置されることを特徴とする請求項４記載の超音波照射装置。
前記電気音響素子選択手段は前記超音波発生手段における電気音響変換素子をアニュラアレイ状に共通接続することを特徴とする請求項１または２記載の超音波照射装置。
前記照射位置移動手段は、前記電気音響変換素子選択手段において対向して配置される第１の電極基板と第２の電極基板のうち、少なくともいづれか一方を基板面方向にスライドして移動することを特徴とする請求項１または２記載の超音波照射装置。
前記電気音響変換素子駆動手段は、前記複数の電気音響変換素子群の駆動信号に対して所定の遅延時間を与える遅延時間設定手段を備えていることを特徴とする請求項１または２記載の超音波照射装置。
前記超音波画像生成手段はイメージング用の超音波プローブとプローブ回転制御手段を備え、前記プローブ回転制御手段は前記照射位置移動手段によって設定される照射位置情報に基づいて前記超音波プローブを回転制御することを特徴とする請求項２記載の超音波照射装置。
照射計画設定手段を更に備え、前記照射位置移動手段は共通接続される電気音響変換素子の位置を前記照射計画設定手段によって予め設定される照射軌跡に基づいて所定方向に移動することを特徴とする請求項１または２記載の超音波照射装置。
腫瘍データ入力手段を更に備え、前記照射計画設定手段は、前記表示手段によって表示される腫瘍画像に基づいて前記腫瘍データ入力手段によって入力される腫瘍情報によって設定されることを特徴とする請求項１３記載の超音波照射装置。