JP2004097534A

JP2004097534A - 超音波照射装置

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Publication number: JP2004097534A
Application number: JP2002264211A
Authority: JP
Inventors: Yoshiharu Ishibashi; 石橋　義治
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2002-09-10
Filing date: 2002-09-10
Publication date: 2004-04-02
Anticipated expiration: 2022-09-10
Also published as: JP4112931B2

Abstract

【課題】焦点距離によらず、好適かつ略均一な焦点サイズで、略均一な焦点エネルギにて適切に超音波を照射することが可能な超音波照射装置を提供すること。
【解決手段】超音波発生素子群１１１に供給する駆動信号波形の位相を制御することで、照射超音波の焦点を回転させる。具体的には、超音波アプリケータ１１の中心軸に対する各超音波発生素子１１１の位置及び被検体Ｐ中に形成すべき超音波の焦点位置に応じて、各駆動信号波形に位相変調を施すことで、焦点の位置及び大きさ制御する。
【選択図】　　図１

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、例えば医療診断等に用いられ、対象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】
患者に医学的治療を施す場合、疾患によっては切除等の外科的治療を行う場合がある、例えば癌治療においては、外科的切除術が主な治療法とされている。この様な外科的治療は、本来その臓器が持つ機能や外見上の形態を大きく損なう場合が多く、患者に対して肉体的及び精神的に大きな負担を与える。従って、生命を長らえたとしても、患者にとって大きな負担を残すことになる。一方、例えば抗がん剤投与による薬物療法等も発達してきたものの、その副作用は大きな問題となっている。
【０００３】
このような現状の下、近年の医療の分野では、患者の術後生活の質（Ｑｕａｌｉｔｙ　ｏｆ　Ｌｉｆｅ：ＱＯＬ）の向上が重要視され、最少侵襲治療（Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ　Ｉｎｖａｓｉｖｅ　Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ：ＭＩＴ）と呼ばれる治療法が注目を集めている。その代表的な例としては、体外衝撃波結石破砕装置の実用化、癌細胞を加熱し壊死に導くハイパーサーミア療法があげられる。
【０００４】
前者の体外衝撃波結石破砕装置は、強力な超音波等による衝撃波を体外から体内の結石に向けて照射し、外科的な手術をすること無しに結石を破砕治療する装置である。この装置は、泌尿器科系結石の治療法に大きな変化をもたらしている。
【０００５】
また、後者のハイパーサーミア治療法は、腫瘍組織と正常組織の熱感受性の違いを利用して、患部を超音波等により４２．５℃以上に加温・維持することで癌細胞を選択的に死滅させる治療法である。特に、生体内深部の腫瘍に対しては、深達度の高い超音波エネルギを利用する方法が考えられている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００６】
また、上記ハイパーサーミア治療法を更に進めて、凹面形状のピエゾ素子により発生した超音波を患部に集束させて加熱し、当該患部を熱変性壊死させる治療法も考えられている（米国特許第５１５０７１１号参照）。この治療法では、超音波のエネルギを集束させることにより、幅１〜３ｍｍ程度の限局した領域のみを６０℃以上に加温し、数秒以内で熱変性壊死に導くことが可能である。この技術は、主に、肝腫瘍、脳腫瘍、泌尿器科系の腫瘍、及び婦人科領域の腫瘍への適応が検討されている。
【０００７】
上記ハイパーサーミア治療法等において使用される超音波治療装置では、一般に超音波アプリケータの幾何学的形状と周波数で焦点位置とサイズとが決まってしまうため、使い難い場合がある。この使い難さを解消するため、最近では、フェーズドアレイによる焦点位置制御方法や、これをさらに応用して焦点サイズを制御する方法が提案されている（例えば、特許文献２、特許文献３参照。）。
【０００８】
フェーズドアレイは、複数個の超音波発生素子、及び位相制御可能な駆動源を用いることにより、電子制御により超音波焦点を形成したり位置を変更する手法である。また、隣合う超音波発生素子群に交互に位相差を与えて駆動することにより焦点サイズの拡大を達成し、位相差を調整することにより焦点拡大率を変更する手法も開示されている（例えば、特許文献４参照。）。また、超音波発生源の中心軸上における圧力をゼロに維持して焦点サイズを変更する制御法もある（例えば、特許文献５参照）。
【０００９】
しかしながら、上記各手法によれば、ある程度焦点サイズを変更することは可能であるが、焦点を十分に拡大することはできない。また、上記各手法では、焦点手前側での音場のエネルギが焦点ピークエネルギに対して相対的に大きくなってしまう。その結果、焦点を多数重ねて広い領域に超音波を照射する場合に、焦点領域以外にも超音波の影響を与えてしまうことがある。さらに、焦点距離によって焦点サイズやエネルギが変化してしまい、均一な照射条件にはならない等の問題がある。
【００１０】
【特許文献１】
特開昭６１−１３９５５号公報
【００１１】
【特許文献２】
特開平６−７８９３０号公報
【００１２】
【特許文献３】
特許第２０３６２７７号公報
【００１３】
【特許文献４】
特開平６−７８９３０号公報
【００１４】
【特許文献５】
特許第２０３６２７７号公報
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、焦点を任意の位置に移動することができ、かつ好適な焦点サイズ、かつ焦点距離によらず略均一な焦点サイズ、及びエネルギにて適切に超音波を照射することが可能な超音波照射装置を提供することを目的としている。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。
【００１７】
本発明の視点は、超音波を発生する複数の超音波発生素子を有する超音波発生手段と、前記各超音波発生素子に供給する複数の波形信号を発生し、前記複数の超音波発生素子が形成する超音波照射面に設定された極座標系に関する前記各超音波発生素子の位置に応じて、前記各波形信号に所定の初期位相を与えることで、前記各超音波発生素子が発生する超音波が集束される焦点の位置又はサイズを調整する波形信号発生手段と、前記初期位相が供給された前記各波形信号を所定の回転周波数で位相変調することで、前記焦点を回転させる位相変調手段とを具備することを特徴とする超音波照射装置である。
【００１８】
このような構成によれば、任意の焦点距離、及び好適な焦点サイズにて適切に超音波を照射することが可能な超音波照射装置を実現することができる。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の第１実施形態〜第３実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００２０】
（第１実施形態）
まず、本実施形態に係る超音波治療装置１０の構成を、図１を参照しながら説明する。図１は、本超音波治療装置１０のブロック構成図を示している。同図に示すように、超音波治療装置１０は、超音波アプリケータ１１、インピーダンス整合部１３、駆動部１５、位相制御部１７、波形発生部１９、中央制御部２１、記憶部２２、入力部２３、表示部２５、超音波イメージング装置３０を具備している。
【００２１】
超音波アプリケータ１１は、超音波発生素子群１１１、カップリング材１１３、診断用超音波プローブ１１５、ケーブル１１７を有している。
【００２２】
超音波発生素子群１１１は、２次元アレイ状に配列された複数個のピエゾ素子からなり、駆動部１５からインピーダンス整合部１３を介して供給される電気エネルギにより、指定された周波数領域の超音波を生体Ｐ内部に向けて放射する。超音波発生素子群１１１は、図２に示すように、診断用超音波プローブ１１５を配置するために四角形状の穴が開いた形状となっている。この診断用超音波プローブ１１５の振動子群も使用することは可能である。しかしながら、本実施の形態では、当該診断用超音波プローブ１１５の振動子群は治療用超音波発生用としては使用しないものとする。
【００２３】
カップリング材１１３は、超音波発生素子群１１１の表面に配置されており、超音波が生体Ｐへ効率良く伝播していくように、超音波発生素子群１１１と生体Ｐとの音響インピーダンスを整合している。また、カップリング材１１３は、超音波発生素子群１１１で発生した熱を遮断し、生体Ｐへ伝えないようにするための断熱効果も併せ持っている。
【００２４】
診断用超音波プローブ１１５は、被検体Ｐに超音波画像を生成するための超音波を送信し、当該被検体Ｐから反射波を受信するための装置である。診断用超音波プローブ１１５は、圧電振動子、音響レンズ、音響インピーダンス整合層、バッキング材等からなる。
【００２５】
インピーダンス整合部１３は、超音波発生素子毎に設けられており、駆動部１５から入力した電気信号のインピーダンス整合を行う。
【００２６】
駆動部１５は、超音波発生素子毎に設けられており、位相制御部１７から入力した信号波形を増幅する。増幅された信号は、インピーダンス整合部１３によってインピーダンス整合され、所定の振幅、初期位相等にて各超音波発生素子に印加される。
【００２７】
位相制御部１７は、指定された位置に焦点が形成されるように波形発生部１９が発生する駆動信号の初期位相をチャンネル毎に調整し、当該信号を個々の駆動部１５に出力する。
【００２８】
波形発生部１９は、中央制御部２１の制御のもと、入力部２３からの入力に従って、超音波発生素子群１１１に印加する駆動信号波形を所定の周波数、形状にて発生する。なお、波形発生部１９においては、通常のアナログ発振回路やＰＬＬ回路を用いて発振回路を構成し、ゲート回路の組み合わせで信号周波数及び波形制御を行ってもよい。また、第２の実施形態にて説明するように、デジタル的に波形合成を行い、ＤＡコンバータ、及び低域透過フィルタを用いて波形合成を行ってもよい。また、ＶＦコンバータを用いる構成であってもよい。
【００２９】
中央制御部２１は、操作者によって入力された焦点位置、焦点サイズ、及び焦点圧力等に基づいて、指定された焦点位置等を設定するための関連情報（初期位相情報、出力レベル情報等）を記憶部２２から読み出す。中央制御部２１は、この関連情報に従って、位相制御部１７、駆動部１５等を制御する。
【００３０】
記憶部２２は、後述する式（１）に従って、予め計算された超音波発生素子１１１毎の初期位相を記憶している。
【００３１】
入力部２３は、オペレータからの各種指示・命令・情報を装置にとりこむためのマウスやトラックボール、モード切替スイッチ、ＴＣＳ：Ｔｏｕｃｈ　Ｃｏｍｍａｎｄ　Ｓｃｒｅｅｎ、キーボード等を有している。
【００３２】
表示部２５は、ＣＲＴ等からなるモニタであり、超音波イメージング装置３０によって生成された、被検体組織形状を表す超音波画像を表示する。
【００３３】
超音波イメージング装置３０は、診断用超音波プローブ１１５から被検体Ｐに超音波を送信し、受信した反射波に基づいて当該被検体Ｐの体内組織の超音波画像を生成する。生成された超音波画像は表示部２５に表示され、超音波照射位置の特定、確認等に利用される。
【００３４】
（焦点回転による焦点サイズ変更）
次に、原点の周囲に焦点を回転させる方法に関して、図３を参照しながら説明する。図３は、超音波の焦点移動を説明するための図であり、超音波アプリケータ１１の超音波発生素子群１１１をｘｙ平面内に、その中心を原点に配置した空間座標系を示している。
【００３５】
図３に示すように、原点からの距離をＲａとする任意の超音波発生素子Ａ（ｘａ，ｙａ，ｚａ）が、点Ｆ（ｘ．０，ｚ）に焦点を形成する場合を考える。このように焦点の位置をｙ＝０としても、一般性は失われない。なお、Ａ（ｘａ，ｙａ，ｚａ）は、説明の便宜上超音波発生素子Ａの重心座標としている。
【００３６】
ｘ軸とＲａベクトルのなす角をθとすると、ｘａ及びｙａは、Ｒａ及びθを用いて、次の様に表すことができる。
ｘａ＝Ｒａ×ｃｏｓθ
ｙａ＝Ｒａ×ｓｉｎθ
これと余弦定理により、点Ａと点Ｆとの間の距離Ｌは、次のように表すことが出来る。
Ｌ＝（Ｒａ^２＋ｘ^２＋ｚ^２−２・ｘ・Ｒａ・ｃｏｓθ）^１／２
これを、マクローリン展開し、
Ｌ＝Ｍ（１−ｘ・Ｒａ／Ｍ^２・ｃｏｓθ）
ただし、Ｍ^２＝Ｒａ^２＋ｘ^２＋ｚ^２
この式は、θを変化させれば、原点中心として相対的に超音波発生素子１１１を回転できることを意味している。例えば、同一の角速度ωでθを変化させれば、超音波が照射される超音波発生素子１１１が角速度ωで回転することとなり、従って焦点がｚ軸を中心に回転することと相対的に等価となる。
【００３７】
より具体的には、Ｌの最大値をＬ_ｍａｘとすれば、当該Ｌ_ｍａｘから各超音波発生素子１１１毎のＬを引いて超音波の波長λで割れば、各振動子に与えるべき初期位相が、次のように導き出される。
【００３８】
φ＝（Ｌ_ｍａｘ−Ｌ）・２π／λ
＝（Ｍ_ｍａｘ−Ｍ＋ｘ・Ｒａ_ｍａｘ／Ｍ_ｍａｘ＋ｘ・Ｒａ／Ｍ・ｃｏｓθ）・２π／λ
焦点を回転させる、すなわち時間的に焦点の位置を変化させるには、
φｔ＝｛Ｍ_ｍａｘ−Ｍ＋ｘ・Ｒａ_ｍａｘ／Ｍ_ｍａｘ＋ｘ・Ｒａ／Ｍ・ｃｏｓ（θ＋ω・ｔ）｝×２π／λ
とする。これを、駆動波形Ｖに導入すると、Ｖは次のように表すことが出来る。
Ｖ＝ｓｉｎ（ω_０・ｔ＋φ_ｔ）　　　　　（１）
上式は位相変調の式である。これにより、全ての超音波発生素子１１１に対し、基本周波数ω０の超音波に点Ａ及び点Ｆで決まる位相分だけ初期位相を与えて回転周波数ωで位相変調することにより、焦点をＺ軸周りに回転させることができる。その回転速度はωで決定され、また、最終的な焦点サイズはｘで決定される。従って、本手法によりｘを色々と変化させれば、様々なサイズの焦点を形成できる。本超音波照射装置１０では、中央制御部２１が位相制御部１７を本手法に基づき制御することで、様々な焦点サイズが実現される。
【００３９】
ところで、式（１）においてｘの値が大きくなると、ｚ軸周辺の超音波エネルギ密度が低下していくことは容易に想像できる。この場合には、ｘをｘ１及びｘ２の２種（もしくはそれ以上）に分け、式（１）からそれぞれに対応する位相を有する駆動信号波形を生成する。この２種（もしくはそれ以上）の駆動信号波形を重ね合せた波形で、各々の超音波発生素子１１１を駆動することにより、一度に複数の焦点を形成することが可能となる。そして、形成された複数の焦点を同じωで回転させれば、複数のリング状の焦点形状を作ることができる。なお、このとき、重ね合せに対し振幅比を設けることにより、エネルギ密度を合成焦点の領域内全般にわたってほぼ同均一にすることができる。
【００４０】
図４及び図５は、図３に示した系において、初期焦点Ｆを（０，０，６０）及び（４，０，６０）に設定し、重ね合わせの振幅比を０．０７：１に設定した場合の生体内を想定した回転焦点のエネルギ分布のシミュレーション結果を示した図である。図４は、ｘｚ平面、図５はｘｙ平面をそれぞれ示している。
【００４１】
図４及び図５において、最大エネルギ密度がピークエネルギ密度の３０％以上の領域は、超音波照射により６０℃以上に温度が上昇することが実験的に確認されている。また、その間に狭い範囲で存在している３０％未満の領域においても熱伝導により６０℃以上に上昇することが解っている。従って、例えば図４では、１０×３８ｍｍの領域で熱変性壊死を導くことができる。
【００４２】
なお、一般的に、超音波発生素子１１１は鋭い共振特性をもっている。例えば、超音波発生素子としてピエゾ素子を用いた場合、Ｑは通常１００〜２０００程度である。従って、ピエゾ素子の共振周波数に対し、焦点移動のための周波数遷移をあまり大きくすることはできない。
【００４３】
このような理由から、焦点の回転周波数は、超音波周波数（ピエゾ素子の共振周波数）に対して低周波とすることが好ましい。具体的には、例えば、共振周波数の１／５０以下になるようにすれば、電気エネルギから超音波エネルギヘの変換効率の低下を数％に抑える事ができる。
【００４４】
また、超音波周波数による位相変化に対して、回転焦点による音場の変化速度が十分に小さいことが好ましい。具体的には、回転音場周波数は、生体内に照射する治療もしくは診断用の超音波周波数の１／１０以下であることが好ましい。但し、実際に使用する超音波周波数は数百ｋＨｚ以上であるので、回転周波数は数十ｋＨｚ以下となる。この点を考慮すると、前述したＱによる影響の方が支配的であると考えられる。
【００４５】
以上述べた構成によれば、超音波発生素子群１１１に供給する駆動信号波形の位相を制御することで、照射超音波の焦点を回転させることができる。これにより、任意サイズの焦点を形成することができる。
【００４６】
また、本手法では、焦点の回転半径に対応した振動子サイズと分割数とを選択することにより、理想的な焦点を形成することができるため、極大領域は発生しない。これに対し、従来では、音場の擾乱によるデフォーカスが原理であるから、焦点サイズ拡大率に限界がある。従って、本実施形態に係る手法によれば、超音波照射対象に対応した適切なサイズの焦点を適切な位置に設定することができる。
【００４７】
（第２実施形態）
次に、第２の実施形態について説明する。第２の実施形態に係る超音波照射装置１０は、フェーズドアレイを実現する電気システムをハードウェア的に変更したものであり、信号をデジタル的に作成するものである。これにより、拡張性の高いシステムを提供することができる。
【００４８】
図６は、第２実施形態に係る超音波照射装置１０の概略構成である。図６に示すように、本超音波治療装置１０は、超音波アプリケータ１１、インピーダンス整合部１３、駆動部１５、Ｄ／Ａコンバータ２６、中央制御部２１、入力部２３、表示部２５、波形記憶部２７、波形計算部２８、超音波イメージング装置３０を具備している。
【００４９】
波形記憶部２７は、信号波形をある間隔でサンプリングしたデータ列を記憶するメモリであり、ＥＥＰＲＯＭなどの書き換え可能な不揮発性メモリ、又はＳＲＡＭ、ＤＲＡＭ等から構成される。波形計算部２８によって計算された信号波形は、一旦波形記憶部２７に記憶され、これらを順次読み出してフェーズドアレイ方式による超音波照射が実現される。
【００５０】
波形計算部２８は、式（１）に基づいて基本信号波形をＲａ毎に計算し、データ列を生成する。データ列の長さは、基本波形の一周期と回転周波数の一周期の最小公倍数の時間幅である。本実施形態では、基本波形の周波数を１ＭＨｚとし、周期の１／１０の時間間隔、すなわち１００ｎｓにてサンプリングをするものとする。
【００５１】
波形計算部２８及び波形記憶部２７（以下、波形決定システム）による波形決定の方法には、例えは次の三つがある。第１の方法は、Ｒａ毎に波形計算部２８を設け、各波形計算部２８が素子毎（Ｒａ毎）の基本波形を生成するものである。第２の方法は、例えば波形計算部２８のアドレス空間を１６ビットとした場合、下位アドレス１１ビットにサンプリングした波形データを、上位５ビットにＲａのデータを記憶させ、Ｒａ毎に異なる基本波形を生成するものである。第３の方法は、第１の方法と第２の方法とを組み合わせるものである。なお、第２の方法の場合、回転周波数が５ｋＨｚ以上であれば全データを記憶することができる。また、Ｒａを１ｍｍで規格化すれば、ΔＲａが３２ｍｍまで記憶可能である。
【００５２】
本超音波照射装置では、第１乃至第３の方法のうちのどれでも採用可能である。上記第１の方法又は第２の方法によって波形計算部２８を構築した場合には、波形記憶部２７からの波形情報の読み出しにおいては、１００ｎｓを超音波発生素子１１１で割っただけの読出しスピードが必要とされる。例えば、１００個の超音波発生素子１１１を使用する場合、データの読出し及びセッティングスピードで１ｎｓのデバイスが必要である。一方、第３の方法によって波形計算部２８を構築した場合には、必要とするデータの読出し及びセッティングスピードを、第１又は第２の方法の場合より下げることができる。本実施形態では、デバイスの性能条件を緩和する観点から第３の方法を採用し、波形を決定するものとする。
【００５３】
本超音波照射装置１０は、次の手順によって素子毎の波形を決定し、照射超音波の焦点を移動させる。
【００５４】
まず、超音波発生素子群１１１を、原点を中心としてＲａが近似する複数のグループに分割する。例えば、Ｒａを１ｍｍおきにグループ分けするとし、波形記憶部２７の１つあたり、４種（２ビット）分のグループの基本波形を記憶すると仮定する。この場合には、図２の形状の超音波発生素子群１１１の外形が６０ｍｍ、内孔の一辺が１６ｍｍであれば、３４のグループができ、９個の波形記憶部２７が必要である。いまの場合、波形記憶部２７からの読出し及び次に続くＤ／Ａコンバータ２６への書きこみに必要な時間は２５ｎｓであり、一般的な個別ＩＣを利用できる。
【００５５】
なお、ＡＳＩＣ化、ダイレクトデジタルシンセサイザの構築等を行えば、さらなる動作の高速化も可能である。また、図８（ａ）に示すように、診断用超音波発生素子群１１１を除き、超音波発生素子群１１１を円周上に配列すれば、グルーブ数を低減させ、グループ分けをより簡便にすることができる。その結果、装置構成を簡略化することができ、コストの削減を実現できる。なお、図８（ｂ）は、図８（ａ）のＡ−Ａ´の断面図である。
【００５６】
以上述べた構成においても、第１の実施形態と同様の効果を実現することができる。また、デジタル的な構成を採用することにより、拡張性の高いシステムを提供することができる。
【００５７】
（第３実施形態）
第３の実施形態は、フェーズドアレイにより照射方向（深度方向）に焦点を移動させる場合であっても、焦点サイズ及び焦点ピーク圧力を略均一とすることが可能な超音波照射装置５０について説明する。これにより、焦点深度が変化して、略均一な焦点サイズや焦点ピーク圧力によって超音波を照射することができ、計画通りの治療を実現することができる。
【００５８】
図９は、本実施形態に係る超音波照射装置５０の構成を示した図である。同図に示すように、超音波治療装置５０は、超音波アプリケータ４０、インピーダンス整合部１３、駆動部１５、位相制御部１７、波形発生部１９、中央制御部２１、入力部２３、表示部２５、超音波イメージング装置３０を具備している。
【００５９】
超音波アプリケータ４０は、フェーズドアレイ方式によって駆動する超音波発生素子群（ピエゾ素子群）１１９を有する。説明を具体的にするため、超音波アプリケータ４０は、アニュラーアレイ方式によって超音波を照射するものとする。
【００６０】
超音波発生素子群１１９は、診断用超音波プローブ１１５を中心として同心円を描くように配列され、リング状振動子（アニュラーリング）を形成している。また、超音波発生素子群１１９は、方位方向にも複数分割、例えば図７に示すように頂点角度を３０度とする扇型により１２分割されている。
【００６１】
なお、本超音波アプリケータ４０によっても、第１の実施形態で述べた回転焦点を実現することができる。その場合、焦点形成に与える影響は方位方向にグレーティングローブとして発生する。しかしながら、回転焦点においてはグレーティングローブも含めてを回転するから、積分された最終的な超音波のエネルギ密度に対してはグレーティングローブの影響は結果的に小さくなる。従って、好適な回転焦点を形成することができる。
【００６２】
また、図９に示す焦点Ｆの位置は、超音波照射に使用される超音波発生素子群１１９の幾何学的形状で決まる。さらに、アニュラーアレイ方式では、各リング状振動子の駆動位相を制御することにより、アニュラーリングの中心軸（すなわち、超音波アプリケータ１１の中心軸）上に焦点を移動させることができる。ここでは、超音波発生素子１１１の開口径を１００ｍｍとし、診断用超音波プローブ１１５の挿入用の孔径２４ｍｍ、アニュラーリング数１５、共振周波数１ＭＨｚとする。
【００６３】
なお、超音波アプリケータ１１が、図８（ａ）、（ｂ）に示すような平板リング形状の超音波アプリケータ１１を有する場合であっても、各リングを駆動する位相を調整することにより、発生超音波の波面を近似的に円弧状に揃えることができ、超音波の波面を超音波アプリケータ１１の中心軸上のある一点に集束させ、焦点を形成することができる。
【００６４】
次に、本超音波照射装置５０の動作について説明する。本超音波照射装置５０は、照射方向に焦点を移動させる場合、二つの手法によって焦点サイズ及び焦点ピーク圧力を略均一とすることができる。以下、この二つの手法について個別に説明するが、双方を組み合わせて利用することも可能である。
【００６５】
まず、第１の手法について説明する。第１の手法は、各超音波発生素子１１１の駆動信号波形の位相を制御することにより、焦点位置及び焦点サイズを制御するものである。図１０は、焦点を各超音波発生素子１１１表面から９０ｍｍの位置とした場合、超音波発生素子１１１に与える駆動信号波形の位相遅延値を示している。同図に記載の各遅延値は、２種の基準により導き出された数値である。第１の基準は、アニュラーリングによる超音波アプリケータ４０の中心軸に沿った焦点位置変更のための遅延値である。第２の基準は、例えば特開平０６−７８９３０で開示されている焦点拡大のための遅延値である。
【００６６】
すなわち、まず焦点位置設定のための第１の遅延量を決定する。この第１の遅延量に、焦点拡大のための第２の遅延量加算することで、上記遅延値を決定することができる。ここでは、図７に示したアニュラーアレイを使用しているから、同図の斜線で示した扇型の領域内のみに線形加算する。なお、焦点拡大のための第２の遅延量は、各焦点位置（焦点深度）毎に予め計算され、図示していないメモリに記憶されている。従って、アニュラーアレイにより、超音波アプリケータ４０の中心軸に沿って焦点を変更した場合であっても、変更後の焦点位置と変更前の焦点位置とにおいて、焦点サイズが同様になるように制御することができる。
【００６７】
この様に焦点位置が変更される場合には、操作者が焦点位置や領域サイズを把握できるように、焦点に対応する位置等にマーカ等を表示することが好ましい。例えば、表示部２５上に治療用超音波焦点として該当する位置もしくは領域を、×印、楕円形、逆三角形の頂点の形状を有するマーカで表し、位置又は領域を認識可能とする構成が考えられる。また、変更前と変更後との焦点の位置を、メッセージや色づけによって区別するようにしてもよい。
【００６８】
さらに、操作者により焦点位置を変更する場合、入力部２３に設けられたライトペンやマウス、トラックボール、スライドバー、ジョグダイヤル等の指示デバイスを用いて、操作者が表示部２５の画面上に変更先の焦点位置を指示する構成であることが好ましい。また、入力部２３が有するキーボートにより数値を入力したり、表示部２５の画面上に表示された焦点マーカをトラッグし、希望の位置まで移動することにより焦点位置を設定する構成であってもよい。
【００６９】
これらの入力デバイスは、超音波アプリケータ１１を操作しながらでも簡便に操作できるように、超音波アプリケータ１１の任意の場所、例えば、超音波アプリケータ１１を保持した際の指先の部位に設けることが好ましい。
【００７０】
また、焦点位置を連続に変更できるようにしても良いし、予め登録された数種から数十種の決まった位置に、所定の操作にて不連続に設定するようにしても良い。さらに、ある直線上またはグリッド上の指定された位置のみに焦点位置が設定されるように制限してもよい。
【００７１】
次に、第２の手法について説明する。第２の手法は、アニュラーアレイの駆動リング数を制御することで、焦点サイズを均一としたままの焦点位置の変更を可能とするものである。
【００７２】
一般的に焦点サイズは、縦横ともに超音波発生源の開口径に反比例して小さくなっていく。また、焦点位置が超音波発生源に近くなるに従って、焦点サイズは小さくなる傾向がある。従って、焦点位置を超音波発生源に近くするほど超音波発生源の開口径を狭くすることにより、焦点サイズを適切な大きさに制御することができる。
【００７３】
なお、超音波発生源の開口径を狭くすると出力総面積が少なり、照射超音波のエネルギーが小さくなる。しかしながら、焦点位置が超音波発生源近く（すなわち、生体内の浅い位置）であれば、超音波の伝播距離は短く生体での損失は少なくなることから、目的を十分に達成可能な超音波を照射することができる。
【００７４】
また、焦点エネルギは、超音波発生素子群１１１の駆動電力を調整することによっても変更可能である。従って、焦点位置を移動させる場合、上記超音波発生源の開口径の制御と併せて、超音波発生素子群１１１の駆動電力も同時に調整する構成であってもよい。
【００７５】
図１１は、内側から数えた駆動するリング数、駆動電力及びそのときの焦点サイズを、各焦点位置（焦点深度）毎にまとめた表である。ただし、駆動電力は、各焦点位置におけるピークエネルギが略同様になるように調整したものであり、かつ、１２０ｍｍの位置における駆動電力で規格化して示している。また、駆動リング数を５以下にすると焦点形成が困難になるため、焦点位置６０ｍｍの場合では、リング数を５とし焦点サイズが他の焦点位置の場合と最も近いデータを採用した。
【００７６】
図１１から明らかなように、焦点距離が近いほど駆動リング数を少なくし、焦点位置が遠くなるに従って駆動リング数を増やしていけば、ほぼ同様な焦点サイズが得られることがわかる。なお、駆動するリング数は、例えば、開口径／焦点距離の比をどの焦点位置においてもほぼ同一になるように調整することで、好適に決定することができる。
【００７７】
ところで、上記内容に従えば、照射対象が生体内の浅い位置にある場合には、開口径は狭くなる。このため駆動リング数が少なくなり、焦点がうまく形成されないことがある。このような問題を解決するため、設定したいな最も浅い焦点位置であっても焦点が適切に形成されるように、アニュラーアレイの内側のリングを、さらに分割して利用するようにしても良い。この場合、アナログスイッチ等を用いて、リングの組み合せ及び駆動部１５を切り替えて使用すれば、駆動部１５の数を増加させる必要はない。
【００７８】
例えば、超音波照射装置５０が１５個の駆動部１５を有する場合を考える。この超音波照射装置５０にて深い位置に焦点を形成させる場合、アニュラーアレイの内側のリングをいくつか組み合わせ、リング数１５として動作させる。一方、浅い部位に焦点を形成させる場合には、アニュラーアレイの内側のリングを電気的に分割して最大１５の開口径を狭くしたリングとして動作させる。
【００７９】
なお、本実施形態では、リング数を１５として例を用いて説明したが、もちろん、リング数は１５である必要は無く、その深さにおいて焦点が形成されるリング数であれば良い。このようにダイナミックに駆動リング数及び開口径を変化させることにより、焦点が浅い部位から深い部位まで、アニュラーリングによりサイズを均等とした焦点移動が可能となる。
【００８０】
また、本実施形態では、リング数を分割して焦点を形成する方法について述べた。これに対し、開口径／焦点距離を目標値より大きめにしておき、かつ第１の実施形態で述べたような電子的な焦点拡大手法を併用することによっても同様の効果を実現することができる。
【００８１】
以上述べた構成によれば、駆動信号波形の位相遅延値を制御することにより、又は駆動リング数を制御することにより、焦点を移動させる場合であっても、焦点サイズ及び焦点ピーク圧力を略均一とすることができる。その結果、焦点がいかなる深度にあろうとも、略均一な焦点サイズや焦点ピーク圧力によって超音波を照射することができ、計画通りの治療を実現することができる。
【００８２】
図１２は、従来の手法によって超音波を照射した場合に得られる焦点位置及び焦点サイズを示した表であり、本超音波照射装置５０の効果を説明するための図である。同図の焦点位置及び焦点サイズは、シミュレーションにより計算したものである。
【００８３】
図１２に示す様に、第１行に示す各遅延値により各リングを駆動した場合、超音波アプリケータ１１の中心軸上で、超音波発生素子群１１１の表面から６０ｍｍ地点に焦点が形成されることがわかる。このとき、焦点サイズは図１２に記載されるがごとく１．４ｍｍとなる。
【００８４】
また、図１２の第２行に示す各遅延値により各リングを駆動した場合、焦点は超音波アプリケータ１１の中心軸上で超音波発生素子群１１１の表面から９０ｍｍの位置に、２．０ｍｍのサイズで形成される。
【００８５】
さらに、図１２の第３行に示す各遅延値により各リングを駆動した場合、焦点は超音波アプリケータ１１の中心軸上で超音波発生素子群１１１の表面から１２０ｍｍの位置に、２．６ｍｍのサイズで形成される。
【００８６】
このように、従来の手法では、焦点の深度を変化させると、焦点サイズも変化してしまう。これに対し、本実施形態に係る超音波照射装置５０によれば、図１１に示したように、焦点を移動させる場合であっても、焦点サイズ及び焦点ピーク圧力を略均一とすることができる。
【００８７】
以上、本発明を実施形態に基づき説明したが、本発明の思想の範疇において、当業者であれば、各種の変更例及び修正例に想到し得るものであり、それら変形例及び修正例についても本発明の範囲に属するものと了解される。例えば以下に示す（１）〜（３）のように、その要旨を変更しない範囲で種々変形可能である。
【００８８】
（１）第３の実施形態において、焦点位置移動時に焦点サイズを略同一にすることをデフォルトの設定にしておいて、操作者により焦点サイズを任意に変更可能にするようにしても良い。この機能は、第１の実施形態で述べた遅延値を変更する方法、もしくは第２の実施形態で述べた駆動リング数を変更する方法、又はそれらを組み合わせた方法において、遅延量、駆動リング数、これら両方をデフォルト値から増減することにより実現することができる。
【００８９】
（２）図１１に示した遅延値は数百ｎＳ〜数十μＳにわたっているが、超音波出力が連続波である場合、位相が１回転することを考慮して同一位相となるように遅延量を調整しても良い。例えば、周波数１ＭＨｚの超音波を照射する場合には、周期は１μＳとなる。従って、図１２の第一行第一列目に示した１１０．４μＳの遅延値は、連続波照射である場合、０．４μＳの遅延値と同じ意味を持つ。また、位相量の刻みが量子化される場合もある。
【００９０】
（３）近年、例えば癌、血管病等に遺伝子を導入して治療を行う遺伝子導入治療法が注目を集めている。この方法では、細胞内に遺伝子をいかにして効率よく導入するかが極めて重要である。近年の研究で、遺伝子導入効率の改善に超音波が非常に有効であることが明らかになっている。本超音波照射装置によれば、照射超音波の焦点の位置、サイズを任意に制御することができるから、この遺伝子治療においても十分な実益が期待できる。
【００９１】
また、各実施形態は可能な限り適宜組み合わせて実施してもよく、その場合組合わせた効果が得られる。さらに、上記実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果の少なくとも１つが得られる場合には、この構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。
【００９２】
【発明の効果】
以上本発明によれば、焦点距離によらず、好適かつ略均一な焦点サイズで、略均一な焦点エネルギにて適切に超音波を照射することが可能な超音波照射装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本超音波治療装置１０のブロック構成図を示している。
【図２】図２は、超音波発生素子群１１１の構成を説明するための図である。
【図３】図３は、超音波の焦点移動を説明するための概念図である。
【図４】図４は、図３に示した系において、生体内を想定した回転焦点のエネルギ分布のシミュレーション結果を示した図である。
【図５】図５は、図３に示した系において、生体内を想定した回転焦点のエネルギ分布のシミュレーション結果を示した図である。
【図６】図６は、第２実施形態に係る超音波照射装置１０の概略構成である。
【図７】図７は、アニュラーアレイ方式の超音波アプリケータ１１を示した図である。
【図８】図８（ａ）、（ｂ）は、超音波アプリケータ１１の変形例を示した図である。
【図９】図９は、第３の実施形態に係る超音波照射装置５０の構成を示した図である。
【図１０】図１０は、焦点を被検体Ｐ表面から９０ｍｍの位置とした場合、超音波発生素子１１１に与える駆動信号波形の位相遅延値を示している。
【図１１】図１１は、内側から数えた駆動するリング数、駆動電力及びそのときの焦点サイズを、各焦点位置（焦点深度）毎にまとめた表である。
【図１２】図１２は、第３の実施形態の効果を説明するための図である。
【符号の説明】
１０…超音波治療装置
１１…超音波アプリケータ
１３…インピーダンス整合部
１４…波形計算部
１５…駆動部
１７…位相制御部
１９…波形発生部
２１…中央制御部
２２…記憶部
２３…入力部
２５…表示部
２６…Ｄ／Ａコンバータ
２７…波形記憶部
２８…波形計算部
３０…超音波イメージング装置
５０…超音波照射装置
１１１…超音波発生素子群
１１３…カップリング材
１１５…診断用超音波プローブ
１１７…ケーブル
１１９…超音波発生素子群

Claims

超音波を発生する複数の超音波発生素子を有する超音波発生手段と、
前記各超音波発生素子に供給する複数の波形信号を発生し、前記複数の超音波発生素子が形成する超音波照射面に設定された極座標系に関する前記各超音波発生素子の位置に応じて、前記各波形信号に所定の初期位相を与えることで、前記各超音波発生素子が発生する超音波が集束される焦点の位置又はサイズを調整する波形信号発生手段と、
前記初期位相が供給された前記各波形信号を所定の回転周波数で位相変調することで、前記焦点を回転させる位相変調手段と、
を具備することを特徴とする超音波照射装置。
前記波形信号発生手段は、前記超音波発生素子毎に対応する遅延回路を有しており、当該各遅延回路により、前記各超音波発生素子に対応する前記波形信号毎に前記所定の初期位相を供給することを特徴とする請求項１記載の超音波照射装置。
前記波形信号発生手段は、
前記超音波発生素子毎の前記波形信号を記憶するメモリと、
前記メモリから前記波形信号を所定のタイミングで読み出すことで、前記各波形信号に前記所定の初期位相を与える読み出し手段と、を有すること、
を特徴とする請求項１記載の超音波照射装置。
前記所定の回転周波数は、前記超音波発生素子の共振周波数よりも低い周波数であることを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波照射装置。
所望の焦点位置を指定するための焦点指定手段と、
前記焦点指定手段により指定された焦点位置に基づいて、前記各超音波発生素子に対応する前記波形信号毎に与える初期位相を計算する計算手段と、
をさらに具備し、
前記波形信号発生手段は、計算された前記各初期位相を前記各波形信号に与えること、
を特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の超音波照射装置。
所望の焦点位置を指定するための焦点指定手段をさらに具備し、
前記超音波発生手段は、前記焦点指定手段により指定された焦点位置に応じて、超音波照射に使用する前記超音波発生素子の数を制御することにより、前記焦点の大きさ又は当該焦点における照射超音波のエネルギを制御すること、
を特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の超音波照射装置。