(57)【要約】【課題】超音波照射部位を画像化する際に、照射部位の位置によらずに照射部位の画像化が容易となり、操作性に優れた超音波照射装置を提供する。【解決手段】超音波プローブ２２を構成する２次元アレイ型の変換素子４１の中から、被検体１の腫瘍２に強力超音波を照射するための照射用変換素子と、この腫瘍２を含む断面の超音波画像データを収集するための送信用変換素子、あるいは受信用変換素子を選択して用いる。変換素子４１がスパースアレイ変換素子の場合は、前記照射用変換素子は、前記送信用変換素子、あるいは受信用変換素子のいずれにも用いられない変換素子４１の中から選択される。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
配列された複数の変換素子からなる変換素子群と、
前記変換素子群の中からイメージング用変換素子を選択する第１の変換素子選択手段と、
前記イメージング用変換素子に対して超音波の送受信を行う超音波送受信手段と、
この超音波送受信手段によって得られる受信信号から超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、
この画像データを表示する表示手段と、
前記変換素子群の中から前記イメージング用変換素子とは異なる超音波照射用の変換素子を選択する第２の変換素子選択手段と、
前記第２の変換素子選択手段によって選択される超音波照射用の変換素子に対して超音波照射のための駆動信号を供給する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。
【請求項２】
配列された複数の変換素子からなる変換素子群と、
前記変換素子群の中からイメージング用変換素子を選択する第１の変換素子選択手段と、
前記イメージング用変換素子に対して超音波の送受信を行う超音波送受信手段と、
この超音波送受信手段によって得られる受信信号から超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、
この画像データを表示する表示手段と、
前記変換素子群の中から前記イメージング用変換素子とは異なる超音波照射用の変換素子を選択する第２の変換素子選択手段と、
前記変換素子群の周囲に隣接して配置される少なくとも１つ以上の変換素子からなる補助変換素子群と、
前記第２の変換素子選択手段によって選択される超音波照射用の変換素子と前記補助変換素子群に対して超音波照射のための駆動信号を供給する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。
【請求項３】
前記第２の変換素子選択手段は、前記変換素子群の中から選択した超音波照射用の変換素子を所定の範囲で共通接続して照射用変換素子群を形成し、前記変換素子駆動手段は、前記照射用変換素子群の各々に対して駆動信号を供給することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の超音波照射装置。
【請求項４】
前記第２の変換素子選択手段は、複数の前記超音波照射用の変換素子の信号側電極を共通電極として前記照射用変換素子群を形成することを特徴とする請求項３記載の超音波照射装置。
【請求項５】
前記第１の変換素子選択手段は、前記変換素子群の中からイメージング用の送受信兼用変換素子と送信専用変換素子と受信専用変換素子とを選択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。
【請求項６】
前記変換素子駆動手段は、前記超音波照射用の変換素子に対する駆動信号の遅延位相を制御することによって、所定の位置に超音波集束点を形成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。
【請求項７】
前記超音波送受信手段は、前記イメージング用変換素子の送受信信号の遅延時間を制御することによって、超音波集束点を含む断面を超音波走査することを特徴とする請求項６記載の超音波照射装置。
【請求項８】
照射計画設定手段をさらに備え、前記変換素子駆動手段は、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、前記超音波集束点を所定の位置に設定することを特徴とする請求項６記載の超音波照射装置。
【請求項９】
腫瘍データ入力手段をさらに備え、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超音波画像に基づいて照射計画を設定することを特徴とする請求項８記載の超音波照射装置。
【請求項１０】
前記変換素子駆動手段は、超音波照射を間欠的に行ない、前記超音波送受信手段および前記画像データ生成手段は、超音波照射が行なわれない期間においてイメージング用超音波の送受信と、画像データの生成を行なう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。
【請求項１１】
前記表示手段は、画像データ生成手段によって生成される画像データを超音波照射期間中に表示することを特徴とする請求項１０記載の超音波照射装置。
【請求項１２】
前記表示手段は、前記画像データを静止画像として前記超音波照射期間中に表示することを特徴とする請求項１１記載の超音波照射装置。
【請求項１３】
前記変換素子群は、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。
【請求項１４】
前記超音波送受信手段は、前記イメージング用変換素子を駆動して第１の中心周波数を有する超音波パルスを送信する超音波送信手段を備え、前記画像データ収集手段は、前記第１の中心周波数に対してほぼ整数倍の第２の中心周波数を有する受信信号成分を抽出して、画像データを生成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。
【請求項１５】
前記変換素子群は、厚さが異なり分極方向が逆の２枚の圧電体を貼り合わせて形成された２周波数変換素子であることを特徴とする請求項１４記載の超音波照射装置。
【請求項１６】
前記補助変換素子群は、前記変換素子群の共振周波数より低い共振周波数を有して形成されることを特徴とする請求項２記載の超音波照射装置。
【発明の詳細な説明】
【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、その臓器がも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、たとえ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、その１つの方法として、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（焼灼）させる超音波照射装置の開発が進められている。
【０００３】
超音波照射装置を用いて、肝臓癌のように体内の比較的深部にある臓器に対する治療を行なう場合には、治療に十分な超音波エネルギーを確保するために大型の強力超音波発生部を用いる必要があり、このとき発生する強力超音波は直径１ｍｍ〜３ｍｍの集束領域に集中して照射される。このような超音波照射法においては、直径が５ｍｍ〜１０ｍｍの腫瘍領域全体を一様なエネルギーで加熱することが要求される。
【０００４】
即ち、腫瘍の大きさに比較して強力超音波の焦点は小さいために、腫瘍領域全体を強力超音波ビームで走査しながら一様に加温する方法が採られている。例えば、強力超音波の発生部を、４〜２４個のアニュラアレイ型の電気音響変換素子（以下では変換素子と呼ぶ）で構成し、これらの変換素子を駆動する駆動信号に適当な遅延位相を与えることによって、強力超音波を所定の深さの照射部位に集束させて照射する方法がある。また、このアニュラアレイ型変換素子を更に細分割し、分割された夫々の変換素子に与える駆動信号の遅延位相を制御することによってその集束領域の位置や幅を制御する、所謂フェーズドアレイ技術を適用した方法がある。一方，上述の超音波照射装置においては、照射しようとする腫瘍に対して照射位置（即ち強力超音波の集束点の位置）が適当であるか否かをモニタリングするための超音波イメージング装置が併用されてきた。
【０００５】
図１４は従来の超音波照射装置を示したものであり、この超音波照射装置１２０は、超音波映像部９０と強力超音波を照射する超音波照射部９１とを備え、前記超音波映像部９０は、腫瘍などの照射対象部位における超音波画像を得るためにイメージング用超音波の送受信を行なう超音波プローブ９２と、この超音波プローブ９２に対して送信信号を供給し、また、超音波プローブ９２から得られる受信信号から超音波画像データを生成する超音波送受波部９３を備えている。
【０００６】
一方、超音波照射装置１２０の超音波照射部９１は、強力超音波を照射する圧電振動子９４を有したアプリケータ９５と、このアプリケータ９５の圧電振動子９４を駆動する振動子駆動部９６とを備えている。
【０００７】
このような構成の超音波照射装置１２０では、イメージング用の超音波プローブ９２により、被検体５１の腫瘍５２に対して超音波が送受信され、この腫瘍５２の部位を含んだ超音波画像の表示が行われる。更に、この超音波プローブ９２に一体化された強力超音波照射用の圧電振動子９４によって形成される集束点５３の位置がマーカとして前記超音波画像上に表示されるため、超音波画像上の腫瘍５２の位置に前記マーカを一致させることによって確実な超音波照射が可能となる（例えば、特許文献１参照。）。
【０００８】
一方、超音波を用いた遺伝子導入の研究も行われつつある。超音波による遺伝子導入法は癌腫瘍の治療などを目的として検討が進められており、細胞の核内に入ると新たなたんぱく質を形成する遺伝子を組み込んだプラスミドを腫瘍内に注入し、この腫瘍に超音波を照射することによって遺伝子の核内侵入を促進させる方法である。このとき、超音波の波動としての性質である集束特性を利用することによって標的領域への集中的な遺伝子導入が可能となる。（例えば、非特許文献１参照。）。
【０００９】
【特許文献１】
特開平６−７８９３０号公報（第３−４頁、第１−３図）
【００１０】
【非特許文献１】
古幡博、馬目佳信“超音波遺伝子導入の展開”、ＢＭＥ、日本ＭＥ学会、平成１４年７月１０日、ｖｏｌ１６、ｎｏ７、ｐ．３−７
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、乳癌のように体表近傍に位置する腫瘍の治療に前記特許文献１記載の技術を適用する場合、超音波プローブ９２の近傍領域に強力超音波を照射することが困難となる。また、遺伝子導入の場合には操作性に優れたアプリケータ９５が望ましく、また体表近傍領域においても画像化領域と照射領域とを一致させることができる超音波照射装置が望まれていた。
【００１２】
本発明はこのような問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、強力超音波を生体内に照射する際、照射部位を常に超音波画像上で観察しながら強力超音波による照射を行なうことにより、信頼性に優れた超音波照射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】
前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、配列された複数の変換素子からなる変換素子群と、前記変換素子群の中からイメージング用変換素子を選択する第１の変換素子選択手段と、前記イメージング用変換素子に対して超音波の送受信を行う超音波送受信手段と、この超音波送受信手段によって得られる受信信号から超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、この画像データを表示する表示手段と、前記変換素子群の中から前記イメージング用変換素子とは異なる超音波照射用の変換素子を選択する第２の変換素子選択手段と、前記第２の変換素子選択手段によって選択される超音波照射用の変換素子に対して超音波照射のための駆動信号を供給する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、配列された複数の変換素子からなる変換素子群と、前記変換素子群の中からイメージング用変換素子を選択する第１の変換素子選択手段と、前記イメージング用変換素子に対して超音波の送受信を行う超音波送受信手段と、この超音波送受信手段によって得られる受信信号から超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、この画像データを表示する表示手段と、前記変換素子群の中から前記イメージング用変換素子とは異なる超音波照射用の変換素子を選択する第２の変換素子選択手段と、前記変換素子群の周囲に隣接して配置される少なくとも１つ以上の変換素子からなる補助変換素子群と、前記第２の変換素子選択手段によって選択される超音波照射用の変換素子と前記補助変換素子群に対して超音波照射のための駆動信号を供給する変換素子駆動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、超音波照射部位を画像化する際に、照射部位の位置によらずに画像化が可能となるため正確な照射が可能となり、しかも操作性に優れた超音波照射装置を提供できる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
（第１の実施の形態）
以下、本発明の第１の実施の形態につき図１乃至図１０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、腫瘍の焼灼や遺伝子導入を目的とした強力超音波の照射とイメージング用超音波の送受信を、同一の超音波プローブによって行なうことを目的として構成されており、その特徴は、前記超音波プローブが有する複数の電気音響変換素子（以下変換素子と呼ぶ）の中から、イメージング用の変換素子と照射用の変換素子を選択して用いることにある。
【００１８】
なお、遺伝子導入に使用される超音波の強度はイメージング用超音波と比較して著しく大きいとは限らないが、以下では、イメージング用超音波と区別するために強力超音波と呼び、この強力超音波の照射に用いられる変換素子を照射用変換素子と呼ぶ。
【００１９】
図１乃至図５を用いて本発明の実施の形態における超音波照射装置１００の構成を説明する。図１は、超音波照射装置１００の概略構成を示すブロック図であり、図２及び図３は、この超音波照射装置１００の構成要素の１つである超音波プローブ２２が備える２次元アレイの変換素子４１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、及び手順によって超音波照射を行うことが可能である。
【００２０】
超音波照射装置１００は、被検体１の腫瘍２に対して強力超音波を照射するとともに、この照射領域のモニタリングを目的とした超音波画像データを収集する超音波プローブ２２と、この超音波プローブ２２に２次元配列された変換素子４１の中から選択された照射用の変換素子４１に対して、強力超音波照射用の駆動信号を供給する変換素子駆動部１３と、前記２次元配列された変換素子４１の中から選択されたイメージング用の変換素子４１に対して送受信信号を供給して、強力超音波が照射される腫瘍２の画像化を行う超音波イメージング装置１４と、前記超音波プローブ２２と一体化され、被検体１に対する超音波送受信の仲介を行うアプリケータ１１とを備えている。
【００２１】
更に、超音波照射装置１００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や照射条件、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、上記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。
【００２２】
超音波プローブ２２は、被検体１の腫瘍２に対しての強力超音波の照射や、腫瘍２の超音波画像データの収集を行うための変換素子４１を備え、その先端部は、アプリケータ１１の上部に取り付けられている。
【００２３】
一方、アプリケータ１１の内部には、超音波プローブ２２から被検体１に対し、強力超音波の照射やイメージング用超音波の送受信を効率良く行うためのカップリング液２３を備え、このカップリング液２３には脱気水が用いられている。また、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した高分子材料で構成されるカップリング膜２４が設けられている。即ち、超音波プローブ２２から照射される強力超音波やイメージング用超音波は、被検体１とほぼ等しい音響特性を有するカップリング液２３や、カップリング膜２４を介し被検体１に対して送受信される。
【００２４】
上述のような照射用超音波発生機能、及びイメージング用超音波送受信機能を有した超音波プローブ２２には、図２に示すように２次元にＮＸ個配列された変換素子４１が設けられ、この変換素子４１は、同一平面上においてＸ方向にＰｘ個、またＹ方向にＰｙ個が間隔ｄｘ、ｄｙで配列されている。例えば、縦１０ｍｍ、横１０ｍｍの範囲において、Ｐｘ＝Ｐｙ＝３１の変換素子４１を配列間隔ｄｘ＝ｄｙ＝０．３２ｍｍで配列し、これらの変換素子４１の中からイメージング用変換素子４１ｊとして、Ｎｔｒ＝９個の送受信兼用変換素子４１ａと、Ｎｔ１＝１１２個の送信専用変換素子４１ｂと、Ｎｒ１＝１１２個の受信専用変換素子４１ｃとが図２のように選択される。
【００２５】
即ち、Ｎｘ＝９６１個の変換素子４１の中からＮｔ＝Ｎｔｒ＋Ｎｔ１＝１２１個の変換素子４１ａ及び４１ｂが送信用の変換素子４１として用いられ、同様にして、Ｎｒ＝Ｎｔｒ＋Ｎｒ＝１２１個の変換素子４１ａ及び４１ｃが受信用の変換素子４１として用いられる。このように２次元に配列された変換素子４１の中から１部の変換素子４１を選択して送受信兼用変換素子４１ａや送信専用変換素子４１ｂ、あるいは受信専用変換素子４１ｃとして使用する方法は、従来よりスパースアレイ法として知られている。
【００２６】
本実施の形態では、上記のスパースアレー型の変換素子４１を使用した場合に、イメージング用変換素子４１ｊとして使用していない変換素子４１の中から照射用変換素子４１ｄを選択する。但し、通常は照射用超音波を集束させる場合の位相精度はイメージング用超音波の場合より低くてもよいため、近接した複数の照射用変換素子４１ｄは共通接続して照射用変換素子群４１ｅを形成する。照射用変換素子４１ｄの共通接続によって、変換素子駆動部１３の駆動チャンネル数を大幅に低減することができる。なお、前記照射用変換素子４１ｄやイメージング用変換素子４１ｊはいずれも共振周波数が３ＭＨｚの圧電体から構成されている。
【００２７】
図３（ｂ）は図２に示したスパースアレイ型変換素子４１の破線枠内５０ａ（図３（ａ））において、照射用変換素子４１ｃが図４の電極４２ａによって共通接続されて形成される照射用変換素子群４１ｅを示す。即ち、イメージング用変換素子４１ｊとして使用されない変換素子４１の全て、あるいは１部が選択されて形成される照射用変換素子４１ｄは、電極４２ａによってＮ個の照射用変換素子群４１ｅに纏められる。この場合の照射用変換素子群４１ｅの面積は外側ほど小さくすることが望ましい。これは、照射用変換素子群４１ｅに所定の遅延位相を有した駆動信号を供給して強力超音波を腫瘍２に集束させる際、特に外側の照射用変換素子群４１ｅから照射される超音波波面の位相誤差を低減することによってサイドローブによる腫瘍２以外への照射を防止するためである。
【００２８】
図４（ｂ）は、図３に示した変換素子４１の破線枠内５０ｂ（図４（ａ））のＡ−Ａ断面における変換素子４１と、その周辺の構造の断面図を示す。即ち、圧電セラミックスなどを用いた変換素子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。
【００２９】
イメージング用の変換素子４１ｂ、４１ｃ、そして図示されない４１ａのそれぞれに装着された電極４２ａは、信号線４６によって超音波イメージング装置１４の超音波送信部６１、あるいは超音波受信部６２に接続される。また、照射用変換素子４１ｄに装着された電極４２ａは、図３（ｂ）に示すように所定の領域内で共通接続して図示しないＮ個の照射用変換素子群４１ｅを形成し、その各々は信号線４７によって変換素子駆動部１３に接続される。一方、電極４２ｂは共通接続されて超音波照射装置１００の接地端子に接続される。
【００３０】
図１の変換素子駆動部１３は、超音波プローブ２２より腫瘍２に向けて強力超音波を照射するために、照射用変換素子群４１ｅに駆動信号を供給する駆動部であり、照射用変換素子群４１ｅの厚みによって決定される共振周波数に対応した周波数（３ＭＨｚ）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位相を与える遅延回路３４と、前記連続波を増幅するＲＦアンプ３５と、ＲＦアンプ３５の出力信号を照射用変換素子群４１ｅ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と、前記ＣＷ発生器３３の出力を制御するＣＷ発生制御回路３２を備えている。なお、超音波プローブ２２の照射用変換素子群４１ｅがＮ個の場合には、遅延回路３４やＲＦアンプ３５、更には、マッチング回路３６はＮチャンネル分設けられる。
【００３１】
遅延回路３４は、超音波プローブ２２におけるＮ個の照射用変換素子群４１ｅが照射する強力超音波を所定の照射位置に集束させるために、前記照射用変換素子４１ｅの駆動信号に所定の遅延位相を設定する。尚、遅延位相の大きさは各々の照射用変換素子群４１ｅの中心位置や焦点距離、あるいは照射方向によって一義的に決定される。
【００３２】
次に、超音波イメージング装置１４の構成につき図５を用いて説明する。
【００３３】
超音波イメージング装置１４は、被検体１に対して超音波を放射するために、超音波プローブ２２のイメージング用変換素子４１ｊの中の送受信兼用変換素子４１ａ、あるいは送信専用変換素子４１ｂに対して駆動信号を供給する超音波送信部６１と、被検体１からの受信超音波を超音波プローブ２２のイメージング用変換素子４１ｊの中の送受信兼用変換素子４１ａ、あるいは受信専用変換素子４１ｃ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。
【００３４】
超音波送信部６１は、レートパルス発生器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発生して送信遅延回路６７に供給する。送信遅延回路６７は、前記送信用の変換素子４１（即ち、送受信兼用変換素子４１ａと送信専用変換素子４１ｂ）の合計数と同じＮｔ＝１２１チャンネルの独立な遅延回路６７から構成され、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前記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、Ｎｔチャンネルの独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ２２に内蔵された送受信兼用変換素子４１ａ、及び送信専用変換素子４１ｂを駆動するための高電圧駆動パルスを生成する。
【００３５】
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、Ｎｒ＝１２１個の受信用の変換素子４１（即ち、送受兼用変換素子４１ａと受信専用変換素子４１ｂ）と同数のチャンネル数を有し、前記受信用の変換素子４１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Ｎｒチャンネルから構成され、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て被検体１を走査するための偏向用遅延時間をＮｒチャンネルのプリアンプ６９の出力に与えた後、加算器７１に送り、加算器７１はＮｒチャンネルの受信信号を加算して１つに纏める。
【００３６】
画像データ生成部６３は、フィルタ回路７２、対数変換器７３、包絡線検波器７４、Ａ／Ｄ変換器７５とを備えている。フィルタ回路７２は、例えばバンドパスフィルタから構成され、受信信号成分の中から画像データ生成に必要な帯域の信号成分のみを抽出することによって画像のＳ／Ｎ改善を行う。対数変換器７３は、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２０ｄＢ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。
【００３７】
包絡線検波器７４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て振幅のみを検出する。Ａ／Ｄ変換器７５は、この包絡線検波器７４の出力信号をＡ／Ｄ変換して超音波画像データを生成する。
【００３８】
画像データ記憶部６４は、画像データ生成部６３において生成される超音波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、この画像データ記憶部６４において順次保存され、２次元あるいは３次元の画像データが生成される。
【００３９】
図１の表示部１６は、図示しない表示回路と液晶やＣＲＴのモニタを備えており、超音波プローブ２２のイメージング用変換素子４１ｊ、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が表示される。更に、この超音波画像上には、操作者が操作部１７のマウス、あるいはキーボードなどを用いて入力する腫瘍２の中心位置や輪郭線、更には、この輪郭線を回転楕円近似等によって変換した図形などの腫瘍情報が重畳して表示される。また、この腫瘍情報に基づいた照射計画において設定される照射位置についても超音波画像上に表示することが可能である。
【００４０】
なお、前記表示回路は１枚分の超音波画像データ、あるいは、この超音波画像データの付帯情報である数字や各種文字などを一旦保存する記憶回路と、この超音波画像データや付帯情報をアナログ信号に変換するＤ／Ａ変換器と、このアナログ信号をＴＶフォーマット変換して映像信号を生成するフォーマット変換回路などから構成される。
【００４１】
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、患者情報、腫瘍２の位置や輪郭などの腫瘍情報、同一部位における照射時間などの照射情報、更には、種々のコマンド信号を操作者が入力するために用いられる。
【００４２】
システム制御部１９は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、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を介して操作者から送られてくる種々のコマンド信号や装置条件等が保存される。
【００４３】
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、例えば回転楕円近似法等により求めて表示部１６のモニタ上に表示する。次いで、上記方法によって求めた腫瘍２の形状に基づいて、照射位置の軌跡や照射間隔などの照射計画を設定する。また、前記照射位置に強力超音波の集束点を設定するために、変換素子駆動部１３の遅延回路３４における遅延位相を設定し、更に、前記照射位置の超音波画像を得るために、超音波イメージング装置１４の送信遅延回路６７、及び受信遅延回路７０における遅延時間を設定する。
【００４４】
次に、本実施の形態における超音波照射の手順を図１〜図１０を用いて説明する。但し、図６は照射手順のフローチャートを示す。
【００４５】
操作者は、まず操作部１７において強力超音波の照射強度や、１つの照射位置における照射時間などの照射条件を設定し、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（図６のステップＳ１）。次いで、操作者は、被検体１の体表面上において、腫瘍２の観察に最適と思われる位置にアプリケータ１１を設定する。この場合、超音波イメージング装置１４を予め動作状態にしておき、イメージング用変換素子４１ｊによって得られる超音波画像を観測しながらアプリケータ１１の最適な位置の設定を行う（図６のステップＳ２）。
【００４６】
次に、超音波イメージング装置１４による画像生成手順につき図５を用いて説明する。被検体１へのイメージング用超音波の送信に際して、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。
【００４７】
送信遅延回路６７は、イメージング用の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（例えば、超音波プローブ２２の中心軸（Ｚ軸）に対してφ１度、Ｘ軸に対してη１度の方向）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は超音波プローブ２２の送受信兼用変換素子４１ａ、及び送信専用変換素子４１ｂに対して駆動信号を供給し、被検体１の［φ１、η１］方向に超音波パルス（送信超音波）を放射する。このとき前記パルサ６８においては、３ＭＨｚの共振周波数を有する送受兼用変換素子４１ａ、及び送信専用変換素子４１ｂを駆動するための駆動信号が形成される。
【００４８】
被検体１に放射された中心周波数３ＭＨｚの送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体１の臓器境界面あるいは組織内にて反射し、超音波プローブ２２の送受信兼用変換素子４１ａ、及び受信専用変換素子４１ｃ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。
【００４９】
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［φ１、η１］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のフィルタ回路７２において受信信号成分の中から画像データの生成に必要な周波数成分を抽出し、フィルタ回路７２の出力は対数変換器７３、包絡線検波器７４、Ａ／Ｄ変換器７５において、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされ、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Ｚ軸方向に対してΔφずつ、あるいはＸ軸方向にΔηずつ順次更新させながら［φ１、η１］の場合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の遅延時間を前記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、３次元走査を行ない３次元画像データを収集する。
【００５２】
次いで、システム制御部１９は、上記手順によって得られた３次元画像データを画像データ記憶部６４において順次保存し、所定の範囲の走査が終了した時点で所定の断面についての２次元画像データ、あるいは３次元画像データを表示部１６において表示する。
【００５３】
図７は、図３に示した９個の送受信兼用変換素子４１ａと、１１２個の送信専用変換素子４１ｂと、１２１個の受信専用変換素子４１ｃを用いた場合、距離５０ｍｍの集束点における得られる音場特性の計算機シミュレーション結果を示したものであり、この音場特性は、イメージング用変換素子４１ｊによって得られる超音波画像の空間分解能に対応している。
【００５４】
図７のスパースアレイ型の変換素子４１によれば、矢印で示した所定部位においてイメージング用超音波を集束させて送受信した場合、所望の空間分解能ΔＸ＝３ｍｍを得ることができ、しかもサイドローブを−４０ｄＢ以下に抑えることが可能である。即ち、図３に示したスパースアレイ型の変換素子４１では、全素子数Ｎｘ＝９６１の中から送信用及び受信用の変換素子４１をそれぞれ１１個づつ用いることによって、イメージングにおける空間分解能を損なうことなく送信チャンネル数、及び受信チャンネル数を約１／８に低減して３次元走査を行なうことが可能である。
【００５５】
上記の性能を有したスパースアレイ型のイメージング用変換素子４１ｊによって得られる３次元画像データを表示する方法として、３次元画像表示や複数枚の２次元画像表示などの方法があるが、以下では互いに直交する２枚の２次元画像を用いた照射位置の設定方法について述べる。
【００５６】
図８は、上記のステップＳ２において、表示部１６のモニタ上に表示される超音波画像を示したものである。システム制御部１９は、超音波プローブ２２のイメージング用変換素子４１ｊによって得られた３次元画像データの中から、例えばＸ方向の断面（Ｘ−Ｚ平面）と、Ｙ方向の断面（Ｙ−Ｚ平面）における２枚の２次元画像データを選択し、表示部１６にて表示する。
【００５７】
操作者は、２枚の超音波画像に表示されている腫瘍２に対し、操作部１７のマウスを用いて腫瘍像の輪郭を描く（図６のステップＳ３）。次いで、システム制御部１９のＣＰＵは、入力された腫瘍輪郭情報に対して回転楕円近似等を行って輪郭線３を表示するとともに、この２つの輪郭線３で近似した腫瘍２の位置や大きさ等の情報をシステム制御部１９の記憶回路に保存する。
【００５８】
次に、システム制御部１９は、回転楕円体で近似された腫瘍２の領域を均一に照射するため、超音波プローブ２２の照射用変換素子４１ｄ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（図６のステップＳ４）。
【００５９】
このような手順により、照射用変換素子群４１ｅ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の設定が完了したならば、システム制御部１９は、照射計画設定完了の表示を表示部１６のモニタ上、あるいは操作部１７の操作パネル上に表示する。そして操作者は、この設定完了を確認した後、操作部１７より強力超音波照射開始のコマンド信号を入力する（図６のステップＳ５）。
【００６０】
前記コマンド信号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ｇ１（ｒ１、φｂ１，ηｂ１）を含む断面において超音波走査を行なうために必要な遅延時間をイメージング用変換素子４１ｊの各々に対応して算出する。なお、上記照射位置ｇ１の座標は図９に示すように、超音波プローブ２２の超音波送受信面の中心を原点ｇ０とし、超音波プローブ２２の中心軸をＺ軸とした極座標によって設定されており、ｒ１は原点ｇ０から照射位置ｇ１までの距離、φｂ１及びηｂ１は原点と前記照射位置を結ぶ線分がＺ軸及びＸ軸となす角度を表している。
【００６１】
次に、超音波イメージング装置１４の超音波送信部６１を構成する送信遅延回路６７に対して送信用の遅延時間を、また、超音波受信部６２を構成する受信遅延回路７０に対して受信用の遅延時間を設定する。そして、超音波送信部６１のレートパルス発生器６６のレートパルスは、送信遅延回路６７においてイメージング用の送信超音波を所定の距離ｒ１に集束するための遅延時間と、照射位置ｇ１を含む断面内で２次元の超音波走査を行うための遅延時間が与えられ、パルサ６８に供給される。次いでパルサ６８は、超音波プローブ２２の送受信兼用変換素子４１ａと送信専用変換素子４１ｂに対して所定の遅延時間を有した駆動信号を順次供給し、中心周波数３ＭＨｚの送信超音波を放射して前記断面内での走査を行う。
【００６２】
被検体１に放射された超音波パルス（送信超音波）の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体１の内部にて反射し、超音波プローブ２２の前記送受信兼用変換素子４１ａ、及び受信専用変換素子４１ｃ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。
【００６３】
受信遅延回路７０は、送信遅延回路６７に対応して、前記断面を走査するための受信遅延時間を超音波プローブ２２の送受信兼用変換素子４１ａ、あるいは受信専用変換素子４１ｃから得られる受信信号に与える。この受信遅延回路７０の出力は加算器７１にて合成された後、画像データ生成部６３に送られて画像データが生成され、この画像データは画像データ記憶部６４において一旦保存された後、表示部１６において表示される（図６のステップＳ６）。なお、照射位置ｇ１を含む断面の設定については特に限定されないが、画像データを短時間で収集するためには、前記照射位置ｇ１と原点ｇ０を含む断面における超音波走査が好適である。
【００６４】
次いで、システム制御部１９は、前記照射位置ｇ１（ｒ１、φｂ１，ηｂ１）に３ＭＨｚの強力超音波を照射するために、Ｎ個の照射用変換素子群４１ｅに与える駆動信号の遅延位相を算出し、その結果を変換素子駆動部１３の遅延回路３４に供給する。
【００６５】
遅延回路３４は、前記システム制御部１９から与えられる遅延位相情報に基づいて、ＣＷ発生器３３より供給される３ＭＨｚの駆動信号に対してＮ種類の遅延時間を設定する。次いで、これらＮチャンネルの駆動信号は、ＲＦアンプ３５やマッチング回路３６を介してＮ個の照射用変換素子群４１ｅに供給され、この照射用変換素子４１ｅは前記駆動信号によって駆動されて最初の照射位置ｇ１（ｒ１、φｂ１，ηｂ１）に対して３ＭＨｚの強力超音波を照射する（図６のステップＳ７）。
【００６６】
このようにして、腫瘍２における第１の照射位置ｇ１は照射用変換素子群４１ｅから照射される強力超音波によって照射が行われ、この照射中の腫瘍２の状況は超音波画像によって観察される（図６のステップＳ８）。
【００６７】
腫瘍２の第１の照射位置ｇ１（ｒ１、φｂ１，ηｂ１）に対する照射が所定時間行われたならば、システム制御部１９は、照射計画にて予め設定された第２の照射位置ｇ２（ｒ２、φｂ２，ηｂ２）を含む断面の２次元画像データを収集するために、超音波イメージング装置１４の超音波送信部６１を構成する送信遅延回路６７に所定の送信遅延時間を設定する。そして、超音波送信部６１のパルサ６８の出力は、前記送信遅延回路６７において所定の送信遅延時間が与えられ、送受信兼用変換素子４１ａ、あるいは送信専用変換素子４１ｂに供給されて送信超音波を放射する。
【００６８】
同様にして、超音波イメージング装置１４の超音波受信部６２は、前記断面を走査するための受信遅延時間を超音波プローブ２２の送受信兼用変換素子４１ａ、あるいは受信専用変換素子４１ｃから得られる受信信号に与える。この受信遅延回路７０の出力は加算器７１にて合成された後、画像データ生成部６３に送られて画像データが生成され、この画像データは画像データ記憶部６４において一旦保存された後、表示部１６において表示される。
【００６９】
一方、システム制御部１９は、前記第２の照射位置ｇ２（ｒ２、φｂ２，ηｂ２）に対して強力超音波を照射するための遅延位相を算出し、その結果を変換素子駆動部１３の遅延回路３４に供給する。この遅延回路３４は、前記システム制御部１９からの遅延位相情報に基づいて、ＣＷ発生器３３の駆動信号に遅延位相を与え、これらの駆動信号は、ＲＦアンプ３５やマッチング回路３６を介して、照射用変換素子群４１ｅに供給されて、前記第２の照射位置ｇ２（ｒ２、φｂ２，ηｂ２）に対しても３ＭＨｚの強力超音波を照射する。
【００７０】
このように、強力超音波の照射位置は照射計画に基づいて更新され、それぞれの照射位置の超音波画像が表示部１６において順次表示されるとともに、この照射位置に対して強力超音波が照射される。複数の照射位置に対してこのような手順が繰り返され、全ての照射位置において照射が行われたならば腫瘍２に対する照射を終了する（図６のステップＳ９）。
【００７１】
なお、強力超音波を照射しながらイメージング用超音波による前記照射部位の画像化を行う場合、超音波画像は強力超音波の影響を受け、その画質は著しく低下する。このため、一般には図１０に示すように強力超音波の照射と画像データの収集を時分割的に行う。例えば、最初のＴ１期間において第１の照射位置ｇ１を含む超音波画像データの収集と、この画像のリアルタイム表示を行なう。
【００７２】
次いでＴ２期間において強力超音波の照射を行ない、このときシステム制御部１９は、Ｔ１期間において最後に収集した画像データを超音波イメージング装置１４の画像データ記憶部６４から読み出し、表示部１６のモニタ上に静止画像として表示する。また、Ｔ２期間における強力超音波の照射開始と照射終了のタイミングは、システム制御部１９より変換素子駆動部１３のＣＷ発生制御回路３２に送られる制御信号によって決定される。なお、図１０に示した方法は、特に、本実施の形態のように照射用の超音波周波数とイメージング用の超音波中心周波数が等しい場合には特に有効である。
【００７３】
以上述べた本実施の形態によれば、照射用変換素子４１ｄやイメージング用変換素子４１ｊはいずれも２次元アレイの変換素子４１であるため、超音波プローブ２２やアプリケータ１１を機械的に移動させることなく任意の照射位置の設定と、この照射位置を含む断面の画像化が可能となる。このため、照射中の状態がほぼリアルタイムで観察することができ、腫瘍２などに対して正確な照射が可能となる。
【００７４】
また、前記照射用変換素子４１ｄやイメージング用の変換素子４１ａ乃至４１ｃは、同じ２次元アレイ型の変換素子４１の中から構成されているため、画像化領域と照射領域とを一致させることができる。即ち、従来の超音波照射において照射が困難であった超音波プローブ２２直下の領域に対しても超音波照射が容易となるため、特に、体表面近傍に位置する腫瘍２に対する強力超音波の照射と画像化に好適である。
【００７５】
なお、本実施の形態の説明における照射用の超音波周波数、及びイメージング用の超音波中心周波数は３ＭＨｚとしたが、この値に限定されるものではない。
【００７６】
（第２の実施の形態）
上述の第１の実施の形態において、イメージング用超音波の中心周波数は照射用超音波の周波数とほぼ等しくなるように設定したが、超音波画像の空間分解能はイメージング用超音波の周波数に依存し、一方、強力超音波による焼灼能は照射用超音波の周波数に依存する。そして一般に、照射用超音波の周波数はイメージング用超音波より低く設定される方が望ましい場合がある。このような場合に対して好適な方法である第２の実施の形態につき図５及び図１１を用いて説明する。
【００７７】
この第２の実施の形態の特徴は、イメージング用の受信超音波に含まれる高調波成分を用いて超音波画像データを生成する、所謂組織ハーモニックイメージングを適用することにある。
【００７８】
本実施の形態における装置の構成は第１の実施の形態とほぼ同様であるが、変換素子４１の共振周波数（ｆ０）を例えば１．５ＭＨｚとなるように厚みを設定し、照射用超音波の周波数を第１の実施の形態の１／２にすることによって強力超音波による焼灼能を向上させる。
【００７９】
一方、超音波イメージング装置１４の画像データ生成部６３を構成するフィルタ回路７２として、前記共振周波数の２倍高調波成分（２ｆ０）を抽出するバンドパスフィルタ、あるいはハイパスフィルタが備えられる。このような構成の超音波照射装置１００における、強力超音波よる照射手順は第１の実施の形態と同様であるため、その説明は省略し、超音波画像データの生成手順について以下に述べる。
【００８０】
図５において、超音波イメージング装置１４の超音波送信部６１を構成するレートパルス発生器６６は、レートパルスを送信遅延回路６７に供給し、送信遅延回路６７は、イメージング用の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（例えば、超音波プローブ２２の中心軸（Ｚ軸）に対してφ１度、Ｘ軸に対してη１度の方向）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。
【００８１】
パルサ６８は超音波プローブ２２の送受信兼用変換素子４１ａ、及び送信専用変換素子４１ｂに対して駆動信号を供給し、被検体１の［φ１、η１］方向に送信超音波を放射する。このとき前記パルサ６８においては、１．５ＭＨｚ（ｆ０）の共振周波数を有する送受兼用変換素子４１ａ、及び送信専用変換素子４１ｂを駆動するための駆動信号が形成される。
【００８２】
被検体１に放射された中心周波数１．５ＭＨｚの送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体１の臓器境界面、あるいは組織内にて反射するとともに、被検体１の組織における非線型特性により、中心周波数が３ＭＨｚ（２ｆ０）の超音波パルスが新たに発生する。従って、被検体１にて反射してイメージング用超音波プローブ２２の送受兼用変換素子４１ａ、及び受信専用変換素子４１ｃにて受信される受信超音波は、送信超音波と同じ中心周波数１．５ＭＨｚの基本波成分と、中心周波数が３ＭＨｚの高調波成分が混在したものとなる。
【００８３】
図１１にこのとき受信される受信超音波の周波数スペクトラムを示す。図１１（ａ）は、被検体１に放射される送信超音波の周波数スペクトラムであり、ｆ０を中心に分布している。これに対して、図１１（ｂ）に示した被検体１からの反射信号の周波数スペクトラムは、ｆ０を中心に分布する基本波成分と、２ｆ０を中心に分布する高調波成分とで構成される。
【００８４】
因みに、この高調波の発生は、被検体１の組織内における超音波伝播速度が超音波の音圧に依存することに起因しており、この性質のために受信信号に波形歪が生じ、高調波成分が新たに発生する。この高調波成分を用いて超音波画像データを生成する組織ハーモニックイメージングでは、アーチファクトの少ない良質な画像が得られることが知られている。
【００８５】
超音波プローブ２２の送受信兼用変換素子４１ａ、及び受信専用変換素子４１ｃによって受信されて電気的な受信信号に変換される前記受信超音波の基本波成分（ｆ０）、及び高調波成分（２ｆ０）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。
【００８６】
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［φ１、η１］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。
【００８７】
加算器７１の出力は、画像データ生成部６３のフィルタ回路７２に入力され、このフィルタ回路７２において受信信号の基本波成分は排除される。そして、フィルタ回路７２によって抽出された高調波成分は対数変換器７３、包絡線検波器７４、Ａ／Ｄ変換器７５において、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされ、画像データ記憶部６４に一旦保存される。
【００８８】
次に、超音波の送受信方向をＺ軸方向に対してΔφずつ、あるいはＸ軸方向にΔηずつ順次更新させながら［φ１、η１］の場合と同様な手順で超音波の送受信を行ない、高調波成分から画像データを生成する。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の遅延時間を前記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、３ＭＨｚの３次元画像データを収集する。
【００８９】
一方、システム制御部１９は、前記手順によって得られる３次元画像データを画像データ記憶部６４に保存し、所定の範囲の走査が終了した時点で所定の断面についての２次元画像データ、あるいは３次元画像データを表示部１６において表示する。
【００９０】
以上述べた第２の実施の形態によれば比較的低い周波数の照射用超音波を用いることができるため、被検体１における減衰を抑えることができる。従って、照射用変換素子群４１ｅの総面積が小さい場合などにおいて照射能を改善することが可能となる。
【００９１】
（第２の実施の形態の変形例）
ところで、上述の第２の実施の形態では、１．５ＭＨｚ用の送受信兼用変換素子４１ａ、及び受信専用変換素子４１ｃを使用して受信超音波の３ＭＨｚ成分の検出を行なっているため、十分な感度が得られない場合がある。このような問題点に対して、本変形例では１．５ＭＨｚの基本波成分と、３ＭＨｚの高調波成分のいずれをも感度よく送受信可能な２周波数変換素子につき図１２を用いて述べる。
【００９２】
図１２（ａ）は、本実施の形態の変形例において用いられる２周波数変換素子４１’の構成例を示したものであり、この２周波数変換素子４１’は、厚さが異なる２枚の圧電体を分極方向が互いに反対方向になるように貼り合わせて形成されている。２周波数変換素子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は図示しない支持台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。
【００９３】
図１２（ｂ）の実線は、前記圧電体の厚みが半波長に相当する周波数とその２倍の周波数の共振を同時に発生するように構成された２周波数変換素子４１’によって得られる超音波の周波数スペクトルを示しており、例えば１．５ＭＨｚ（ｆ０）の基本波成分と、３ＭＨｚ（２ｆ０）の高調波成分にそれぞれピークを有する双峰性のスペクトルが形成される。従って、２ｆ０の成分については、第１の実施の形態において用いた従来の変換素子によるスペクトル（破線）に対して双方向矢印で示した感度差の分だけ改善が可能となる。
【００９４】
上記の変形例において示した変換素子４１’を、イメージング用の変換素子４１ｊや照射用変換素子４１ｄに用い、第１の実施の形態、あるいは第２の実施の形態と同様な手順によって超音波の送受信を行なうことにより、基本波成分のみならず、高調波成分に対しても送受信効率を向上させることが可能となる。なお、本実施の形態の説明における照射用の超音波周波数、及びイメージング用の超音波中心周波数は１．５ＭＨｚとしたが、この値に限定されない。
【００９５】
（第３の実施の形態）
次に、本発明の第３の実施の形態につき図１３を用いて説明する。この実施の形態の特徴は、第１の実施の形態、あるいは第２の実施の形態に用いた超音波プローブ２２のイメージング用変換素子４１ｊ、あるいは照射用変換素子群４１ｅの周囲に第２の照射用変換素子群（照射用補助変換素子群）４１ｅ’を設けることにある。
【００９６】
即ち、図１３に示すように超音波プローブ２２に設けられた照射用変換素子群４１ｅの周囲に、この照射用変換素子群４１ｅと同じ共振周波数を有する照射用補助変換素子群４１ｅ’が設けられている。この場合、超音波プローブ２２の照射用変換素子群４１ｅの素子数がＮ、周囲の照射用補助変換素子群４１ｅ’の素子数がＮ’ならば、変換素子駆動部１３のチャンネル数もＮ＋Ｎ’だけ設ける必要があり、この変換素子駆動部１３によって照射用変換素子群４１ｅ、及び照射用補助変換素子群４１ｅ’の各々は所定の遅延位相を有したＮ＋Ｎ’チャンネルの変換素子駆動信号によって駆動され、予め設定された照射位置に対して強力超音波を照射する。
【００９７】
本実施の形態によれば、照射用変換素子群４１ｅ及び照射用補助変換素子群４１ｅ’の素子数が大幅に増加するため照射能を改善することが可能となる。即ち、超音波プローブ２２の照射用変換素子群４１ｅのみでは十分な焼灼能が得られない場合に、上記の照射用補助変換素子群４１ｅ’を併用することによって焼灼能を改善することができる。
【００９８】
更に、本実施の形態の超音波プローブ２２においても照射用変換素子群４１ｅを備えており、超音波プローブ２２直下の領域に対しての超音波照射が容易となる。このため、特に体表面近傍に位置する腫瘍２に対する強力超音波の照射と画像化に好適である。
【００９９】
なお、本実施の形態において、超音波プローブ２２の周囲に設けられた照射用補助変換素子群４１ｅ’の共振周波数は超音波プローブ２２の照射用変換素子群４１ｅの共振周波数より低く設定してもよい。例えば、照射用補助変換素子群４１ｅ’の共振周波数は１．５ＭＨｚ、照射用変換素子群４１ｅは３ＭＨｚに設定することが可能である。
【０１００】
また、本実施の形態によれば、体表近傍の強力超音波照射については照射用変換素子群４１ｅのみを用い、一方、比較的深部の強力超音波照射については照射用補助変換素子群４１ｅ’のみ、あるいは照射用補助変換素子群４１ｅ’と照射用変換素子群４１ｅを併用して照射することもできる。この場合照射用変換素子群４１ｅと照射用補助変換素子群４１ｅ’の共振周波数は同じであってもよいが、上述のように異なるように設定してもよい。
【０１０１】
以上、本発明の実施の形態について述べたが、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、超音波プローブ２２の照射用変換素子４１ｄはイメージング用変換素子４１ｊに用いられない変換素子４１から選択する場合について述べたが、一部の変換素子４１を照射用とイメージング用に兼用して用いてもよい。
【０１０２】
また、上述の実施の形態における変換素子４１は２次元配列したものについて示したが、１次元配列の変換素子から照射用変換素子４１ｄ、あるいはイメージング用の変換素子４１ｊを選択して用いてもよい。
【０１０３】
更に、照射用変換素子群４１ｅ、あるいは照射用補助変換素子群４１ｅ’の面積は位相誤差低減のために中心部ほど大きくする場合について述べたが、変換素子駆動部１３のマッチング回路３６の電気的負荷を一様にするために、ほぼ等しい面積に設定してもよい。
【０１０４】
また、上述の実施の形態では、超音波プローブ２２と被検体１の間にアプリケータ１１を介在させて超音波の送受信を行なったが、第１の実施の形態のように超音波プローブ２２の外部に照射用補助変換素子４１ｅ’が設けられていない場合には、アプリケータ１１は除去してもよい。
【０１０５】
なお、上述の実施の形態は強力超音波による腫瘍の焼灼を例に述べたが、遺伝子導入時の場合は強力超音波による照射計画の設定や、この計画に基づく照射位置の移動等は必ずしも必要としない。
【０１０６】
【発明の効果】
以上述べたように本発明によれば、超音波プローブ内に設けられた複数の電気音響変換素子から照射用変換素子、及びイメージング用変換素子を選択して配列することが可能なため、任意の照射位置の設定と、この照射位置を含む断面の画像化が容易な超音波照射装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１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。
【図２】本発明の第１の実施の形態における２次元アレイの変換素子を示す図。
【図３】本発明の第１の実施の形態における照射用変換素子群を示す図。
【図４】本発明の第１の実施の形態における変換素子、及びその周辺部の断面図。
【図５】本発明の第１乃至第３の実施の形態における超音波イメージング装置の構成を示す図。
【図６】本発明の第１の実施の形態における強力超音波による照射手順を示すフローチャート。
【図７】本発明の第１の実施の形態のイメージング用変換素子による音場特性を示す図。
【図８】本発明の第１の実施の形態においてモニタ上に表示される超音波画像を示す図。
【図９】本発明の実施の形態における照射位置の座標系を示す図。
【図１０】本発明の実施の形態における画像データの表示方法について示す図。
【図１１】本発明の第２の実施の形態における送信および受信超音波の周波数スペクトラムを示す図。
【図１２】本発明の第２の実施の形態における２周波数変換素子を示す図。
【図１３】本発明の第３の実施の形態における変換素子の配列を示す図。
【図１４】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
１３…変換素子駆動部
１４…超音波イメージング装置
１６…表示部
１７…操作部
１９…システム制御部
２２…超音波プローブ
２３…カップリング液
２４…カップリング膜
３２…ＣＷ発生制御回路
３３…ＣＷ発生器
３４…遅延回路
３５…ＲＦアンプ
３６…マッチング回路
４１…変換素子
１００…超音波照射装置
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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