(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の駆動信号を印加されることにより、焦点に集束する複数の超音波を発生する複数の振動子と、
前記駆動信号各々を位相と振幅とを可変にして発生するものであって、位相反転された第１駆動信号と位相反転されていない第２駆動信号とを、前記第１駆動信号と位前記第２駆動信号との振幅比を１：ｎ（ｎは１を除く実数）として発生する複数の駆動ユニットと、
前記駆動信号各々の位相と振幅を設定するために、前記駆動ユニットを個々に制御する制御回路とを具備し、
前記制御回路は、前記焦点の中心の音圧と、前記焦点の周囲のピーク音圧とが略一致するように、前記駆動信号各々の位相と振幅を設定することを特徴とする超音波治療装置。
【請求項２】
前記制御回路は、前記焦点の中心領域のエネルギー密度と、前記焦点の周囲の音圧極大点を含む円周領域のエネルギー密度とが略一致するように、前記駆動信号各々の位相と振幅を設定することを特徴とする請求項１記載の超音波治療装置。
【請求項３】
前記駆動ユニット各々は、高周波の波形信号の位相を反転する位相反転回路と、前記位相反転された第１波形信号と前記位相反転されていない第２波形信号とを選択的に出力するセレクタと、前記セレクタから出力される前記第１波形信号又は前記第２波形信号を増幅する増幅器とを有することを特徴とする請求項１記載の超音波治療装置。
【請求項４】
前記駆動ユニット各々は、高周波の波形信号を増幅して駆動信号を発生する増幅器と、前記駆動信号の位相を反転する位相反転回路と、前記位相反転された第１駆動信号と前記位相反転されていない第２駆動信号とを選択的に出力するセレクタとを有することを特徴とする請求項１記載の超音波治療装置。
【請求項５】
前記制御回路は、前記焦点の大きさを変えるために、前記第１駆動信号で駆動する振動子と前記第２駆動信号で駆動する振動子との組み合わせを変更することを特徴とする請求項１記載の超音波治療装置。
【請求項６】
前記駆動信号に高調波信号を混合する手段をさらに備えることを特徴とする請求項１記載の超音波治療装置。
【請求項７】
前記駆動ユニット各々は、隣接しない少なくとも２つの振動子に共通接続されていることを特徴とする請求項１記載の超音波治療装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、複数の振動子から発生する超音波を結石や癌細胞等のターゲットに集束させ、その集束エネルギーによりターゲットを破砕又は熱変性壊死（焼灼）して治療する超音波照射装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、医療の分野では、患者の術後の生活の質（Ｑｕａｌｉｔｙ  ｏｆ  ｌｉｆｅ：ＱＯＬ）の向上が重要視され、最小侵襲治療（Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ  Ｉｎｖａｓｉｖｅ  Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ：ＭＩＴ）と呼ばれる治療法が注目を集めている。一例として、体外衝撃波結石破砕装置の実用化があげられる。本装置は、体外から強力な衝撃波を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り、泌尿器科系結石の治療法を大きく様変わりさせた。他方、癌治療の分野でもＭＩＴは一つのキーワードとなっている。特に癌の場合、その治療の多くを外科的手術に頼っている現状から、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、生命を長らえたとしても患者にとって大きな負担が残ることから、ＱＯＬを考慮した最小侵襲治療装置の開発が強く望まれている。
【０００３】
このような流れの中で、癌細胞を加熱し、壊死に導くハイパーサーミア療法が開発された。これは、腫瘍組織と正常組織の熱感受性の違いを利用して、ターゲットを４２．５℃に加温し、その温度を一定時間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ーを利用する方法が考えられている（特開昭６１−１３９５５号公報参照）。また、上記加温治療法を更に進めて、例えば圧電セラミック製の振動子で発生させた超音波をターゲットに集束させてターゲットを加熱し、熱変性壊死させる治療法も考えられている（米国特許第５，１５０，７１１号参照）。本治療法では、超音波のエネルギーを集束させ、幅１〜３ｍｍ程度の限局した領域をおよそ１秒以下で８０℃以上に加温することが可能である。
【０００４】
これに対し、数ｍｍにわたる広い領域を一度に加温させたいとのニーズもあり、特開平０６−０７８９３０号公報に開示されているように、位相制御を用いて焦点領域の大きさを電子的に拡大する手法が提案されている。本手法では、隣り合う振動子を互いに位相反転した２種類の駆動信号で別々に駆動することにより焦点領域の拡大を達成し、さらに位相差を調整することにより焦点拡大率を変更するようになっている。また、日本特許第２，０３６，２７７号に開示されているように、超音波発生源の中心軸上における圧力をゼロに維持するような制御法もある。
【０００５】
上記の手法によれば、隣り合う振動子への駆動信号間の位相差を制御することにより焦点領域の大きさを変更可能としているが、位相差を微細に調整するための可変位相シフタのような回路はハードウエア的に構成が複雑である。これに対し、より簡便なハードウエアで達成できる位相反転回路のみを採用する場合には、焦点領域の拡大率の電子的な制御は不可能であり、振動子を位相差ゼロで一斉駆動するときの通常の大きさと、位相反転を介して時間差駆動するときの拡大された大きさとの２種しか選択できなかった。
【０００６】
また、短時間で治療効果を得ようとするには、焦点領域におけるトータルエネルギーを大きくすることが有効である。これを実現するためには、超音波振動子に大きなエネルギーを投入、つまり超音波振動子を高電圧で駆動すれば良い。
【０００７】
しかし、以上説明した集束法で投入エネルギーを大きくしていくと、焦点領域のピーク音圧が極端に大きくなっていってしまう。Ｍ．Ｉｏｒｉｔａｎｉらの報告（Ｒｅｎａｌ  ｔｉｓｓｕｅ  ｄａｍｉｇｅ  ｉｎｄｕｓｅｄ  ｂｙ  ｆｏｃｕｓｅｄ  ｓｈｏｃｋ  ｗａｖｅｓ．Ｐｒｏｃ．１８ｔｈ  Ｉｎｔｅｒ．ｓｙｍｐｏ．  Ｓｈｏｃｋ  ｗａｖｅｓ  ａｎｄ  ｓｈｏｃｋ  ｔｕｂｅｓ，１９９０）によれば、生体損傷はピーク音圧が高いほど強く現れることがわかっている。よって、ピーク音圧が大きくなりすぎると副作用が増加する恐れがある。このため、焦点領域を大きくして、エネルギーを広い範囲に分散させ、一度に広い範囲を治療してトータル治療時間を短縮させる方式が考えられた。このような焦点領域を拡大する手法として、例えば特開平０６−０７８９３０号公報によって、振動子間で交互に駆動位相を反転、つまり１８０゜シフトさせるという方法が提案されている。
【０００８】
上述した振動子間で交互に駆動位相を反転させる方法によると、図２８に示すような音場分布、つまり音圧ピークが焦点中心の周囲に円環状に分散して、焦点中心の音圧がその周囲のピーク音圧に比べて著しく低下するようなドーナツ状の音場分布になる。従って、熱伝導を考慮しても、実際の焼灼領域としては、ドーナツ形になってしまい、焦点領域内のターゲットを略均一に焼灼することができないという不具合があった。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、複数の振動子から発生した超音波を結石や癌細胞等のターゲットに集束して治療する超音波治療装置において、音圧極大値が焦点の中心と焦点の周囲とに存在する焦点領域を形成し、しかもこの焦点領域の大きさを可変にすることにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明のある局面に係る超音波治療装置は、複数の駆動信号を印加されることにより、焦点に集束する複数の超音波を発生する複数の振動子と、前記駆動信号各々を位相と振幅とを可変にして発生するものであって、位相反転された第１駆動信号と位相反転されていない第２駆動信号とを、前記第１駆動信号と位前記第２駆動信号との振幅比を１：ｎ（ｎは１を除く実数）として発生する複数の駆動ユニットと、前記駆動信号各々の位相と振幅を設定するために、前記駆動ユニットを個々に制御する制御回路とを具備し、前記制御回路は、前記焦点の中心の音圧と、前記焦点の周囲のピーク音圧とが略一致するように、前記駆動信号各々の位相と振幅を設定する。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して、本発明を好ましい実施形態により詳細に説明する。
【００１６】
（第１実施形態）
図１は、本発明の第１実施形態に係る超音波照射装置の構成を示すものである。同図において、治療用アプリケータ１０１は、治療用超音波を発生する治療用超音波発生源１０２と、この治療用超音波発生源１０２の略中心の孔に挿入され、焦点領域を含む断面を断層像として映像化するためのイメージング用の超音波プローブ１０３と、超音波の伝播媒質、例えばよく脱気された水１０５が封入されている可撓性の水袋１０４とを有している。イメージング用の超音波プローブ１０３には、超音波イメージング装置１０８が接続されていて、超音波プローブ１０３を介して超音波により焦点領域を含む断面を走査し、これにより得たエコー信号に基づいて当該断面の断層像（Ｂモード像）を生成し、これを表示装置１０９にリアルタイムに表示するようになっている。
【００１７】
治療用超音波発生源１０２は、図２に示すように、電気的に分離した偶数個、ここでは１２個の振動子１１０１〜１１１２を有する。つまり、治療用超音波発生源１０２は、１２チャンネルを有する。１２個の振動子１１０１〜１１１２それぞれは、略扇状に形成された１つの圧電セラミックス片からなり、又は共通電極で電気的に連結されている複数の圧電セラミックス片が略扇状に配列されてなる。このような振動子１１０１〜１１１２が略円環状に配列されており、全体として略球殻形状をなしている。各振動子から発生した超音波は、球殻の曲率に従って幾何学的に決まる焦点１１６に集束し、ターゲット１７を治療するようになっている。
【００１８】
１２個の振動子１１０１〜１１１２には、１２個（１２チャンネル）のインピーダンス整合回路１１０が１対１に接続されている。この１２個のインピーダンス整合回路１１０の入力には、やはり１２個（１２チャンネル）の増幅器１１１の出力が１対１に接続されている。さらに、１２個の増幅器１１１の入力には、１２個（１２チャンネル）の位相非反転／反転回路１１２の出力が１対１に接続されている。そして、１２個の位相非反転／反転回路１１２の入力には、高周波（周波数ｆ0 ）の波形信号を発生する波形発生回路１１３が共通接続されている。なお、整合回路１１０と増幅器１１１と位相非反転／反転回路１１２とは、駆動ユニットを構成している。
【００１９】
位相非反転／反転回路１１２各々は、制御回路１１４の制御に従って、波形発生回路１１３からの波形信号に、略０゜と略１８０゜とのいずれかの移相量を選択的に与えることができるように、つまり波形信号を位相反転せずにそのまま出力するか、あるいはそれに代えて波形信号を位相反転して出力するかいずれか選択することができるように構成されている。
【００２０】
このような機能を有する位相非反転／反転回路１１２の具体的な４つの構成例を、図３（ａ）、図３（ｂ）、図４（ａ）、図４（ｂ）に示している。図３（ａ）のものは、トランジスタＴＲのコレクタｃから反転出力を、エミッタｅから非反転出力を得て、何れか一方の出力をセレクタＳＥＬにより切り替えるようになっている。図３（ｂ）では、一般的なオペアンプＯＰの非反転入力（＋）と反転入力（−）とをセレクタＳＥＬにより切替えて出力の位相を制御するようになっている。また、図４（ａ）は、トランスＴＲＡＮの同位相及び反転位相出力を利用したもので、さらに図４（ｂ）は、デジタル回路によるインバータＩＮ及び低域通過フィルタを利用して非反転及び反転位相の正弦波を得、いずれかをセレクタＳＥＬにより切り替えるようになっている。この場合、入力信号は方形波状のクロック信号である。いずれの手法でも、増幅器１１１の入力側に位相反転回路１１２を設けることにより、波形信号の位相を制御することにより、結果的に、超音波発生源１２に印加される駆動信号の位相を制御するようになっている。これに対し、増幅器１１１の出力側にトランスを挿入して、同位相及び反転位相出力を切替えるようにしてもよい。さらに、増幅器１１１の出力側のトランスをインピーダンス整合回路１１０を兼ねて構成するようにしてもよい。このように増幅器１１１の出力側にトランスを挿入して反転出力を得る方法は、増幅器１１１が１つしかない場合に有効である。また、非反転出力用インピーダンス整合回路及び反転出力用インピーダンス整合回路の両者を用意し、これらを切替えて利用するようにしてもよい。なお、上述のセレクタＳＥＬとしては、一般的な手動スイッチ、リレー、アナログスイッチ、３ステートバッファ（デジタルＩＣ）などが利用できる。
【００２１】
また、波形発生回路１１３としては、通常のアナログ発振回路やＰＬＬ回路を用いてもよいし、デジタル的に波形合成を行い、ＤＡコンバータ、及び低域通過フィルタを用いて正弦波を得るようにしてもよい。また、波形発生回路１１３及び位相反転回路１１２までをデジタル的に構成し、位相反転回路１１２の出力にＤＡコンバータや低域通過フィルタを使用して正弦波を得ることも可能である。
【００２２】
ここで、図１に戻る。増幅器１１１は、位相非反転／反転回路１１２からの位相反転されていない波形信号又は位相反転された波形信号を増幅して、それぞれ対応する振動子を駆動するための駆動信号又は位相反転された駆動信号を発生する。この増幅器１１１各々の増幅率は、制御回路１１４の制御に従って個々に調整され得る。
【００２３】
オペレータは、キーボードやマウス等の入力装置１１１を操作することにより、主に焦点領域の大きさを選択することができるようになっている。
【００２４】
次に、本実施形態の動作について、治療用の超音波を集束して患者１０６内の癌細胞１０７を加温治療するケースを想定して説明する。まず、１２個の位相非反転／反転回路１１２の出力位相を統一する場合、つまり１２個全ての位相非反転／反転回路１１２から非反転の波形信号又は位相反転された波形信号を出力するようにした場合、１２個の増幅器１１１からの全ての駆動信号は同じ位相で出力される。これにより、１２個の振動子１１０１〜１１１２は一斉駆動され、これにより最も小さい焦点領域が形成される。
【００２５】
この一斉駆動に対して、位相非反転／反転回路１１２の出力位相を統一しない場合、つまり一部の位相非反転／反転回路１１２からは非反転の波形信号が出力され、残りの位相非反転／反転回路１１２からは位相反転された波形信号が出力されるようにした場合、１２個の振動子１１０１〜１１１２の中の一部の振動子は非反転の駆動信号で駆動され、残りの振動子は位相反転された駆動信号で駆動される。
【００２６】
本実施形態では、どの振動子を非反転の駆動信号で駆動し、どの振動子を位相反転された駆動信号で駆動するか、つまり非反転の駆動信号で駆動する振動子と位相反転された駆動信号で駆動する振動子との配列パターンを制御回路１１４により様々に変更することにより、焦点領域の大きさを様々に変更することができるものである。以下に、幾つかの具体的な配列パターンの例を説明する。
【００２７】
（第１パターン）
第１パターンでは、図５（ａ）に示すように、１２個の振動子１０１〜１１２に対して、非反転の駆動信号と位相反転された駆動信号（逆相の駆動信号）とを円周方向に沿って交互に供給する。つまり、非反転の駆動信号で駆動される振動子１１０１，１１０３，１１０５，１１０７，１１０９，１１１１と、位相反転された駆動信号で駆動される振動子１１０２，１１０４，１１０６，１１０８，１１１０，１１１２とが、円周方向に沿って交互に並ぶ。このような第１パターンによると、例えば、開口径６０ｍｍ、中心穴径２５ｍｍ、焦点距離７０ｍｍの超音波発生源１０２であるとして、一斉駆動の場合の焦点領域、つまりエネルギー集中領域の直径及び最大強度を１とすると、図５（ａ）の第１パターンによる駆動法では、ピーク強度は約１０％に低下し、焦点領域の直径は約２．４倍に拡大される。なお、非反転の駆動信号と位相反転された駆動信号とに、ｎを１を除く実数として、１：ｎ（ｎ≠１）という振幅比を与えることにより、中心に音圧ピークを有する音場分布を得ることができる。
【００２８】
（第２パターン）
第２パターンでは、図５（ｂ）に示すように、１２個の振動子１１０１〜１１１２に対して、非反転の駆動信号と位相反転された駆動信号とが、円周方向に沿って２個ずつ交互に供給される。つまり、円周方向に隣り合う２個の振動子（１１０１と１１０２、１１０５と１１０６、１１０９と１１１０）には非反転の駆動信号が供給され、同様に円周方向に隣り合う２個の振動子（１１０３と１１０４、１１０７と１１０８、１１１１と１１１２）には位相反転された駆動信号が供給される。これにより、非反転の駆動信号で駆動される振動子と、位相反転された駆動信号で駆動される振動子とが、円周方向に沿って２個ずつ交互に並ぶ。さらに、非反転の駆動信号と位相反転された駆動信号とに、ｎを１を除く実数として、１：ｎ（ｎ≠１）という振幅比を与えることにより、例えば図６に示すような焦点中心に音圧ピークを有する音場分布を得ることができる。このような第２パターンによると、例えば、開口径６０ｍｍ、中心穴径２５ｍｍ、焦点距離７０ｍｍの超音波発生源２であるとして、一斉駆動の場合の焦点領域、つまりエネルギー集中領域の直径及び最大強度を１とすると、ピーク強度は約２４％に低下し、焦点領域の直径は約１．６倍に拡大される。
【００２９】
（第３パターン）
第３パターンにおいては、図５（ｃ）に示すように、非反転の駆動信号で駆動される振動子と、位相反転された駆動信号で駆動される振動子とが、円周方向に沿って３個ずつ交互に並ぶように駆動すると、例えば、開口径６０ｍｍ、中心穴径２５ｍｍ、焦点距離７０ｍｍの超音波発生源２であるとして、一斉駆動の場合の焦点領域、つまりエネルギー集中領域の直径及び最大強度を１とすると、ピーク強度は約３３％に低下し、焦点領域の直径は約１．２倍に拡大される。なお、非反転の駆動信号と位相反転された駆動信号とに、ｎを１を除く実数として、１：ｎ（ｎ≠１）という振幅比を与えることにより、中心に音圧ピークを有する音場分布を得ることができる。
【００３０】
（第４パターン）
第４パターンは、非反転の駆動信号で駆動される振動子と、位相反転された駆動信号で駆動される振動子とが、円周方向に沿って６個ずつ半々に並ぶ。つまり、半分の６個の振動子１１０１〜１１０６が非反転の駆動信号で駆動され、残り半分の６個の振動子１１０７〜１１１２が位相反転された駆動信号で駆動される。
【００３１】
（変則的な他のパターン）
上述した第１乃至第３のパターンの他に、図５（ｄ）や図５（ｅ）のような変則的なパターンで発生源１０２を駆動するようにしてもよい。図５（ｄ）のパターンにおいては、非反転の駆動信号で駆動される１個の振動子と、位相反転された駆動信号で駆動される隣接２個の振動子とを、円周方向に沿って交互に並ぶように駆動する。また、図５（ｅ）のパターンは、発生源１０２が１２個の振動子が円環状に並んだ配列の外側（又は内側）にさらに１２個の振動子が円環状に並んでなり、このような配列に対して半径方向に非反転の駆動信号で駆動する振動子と、位相反転された駆動信号で駆動する振動子とが並ぶように、内外各円環に対して第１パターンで駆動するようにしてもよい。
【００３２】
このように非反転の駆動信号で駆動する振動子と、位相反転された駆動信号で駆動する振動子との配列パターンを制御回路１１４の制御により切り替えることにより、焦点領域の大きさ及びピーク強度を様々に変更することができる。
【００３３】
なお、焦点領域の大きさ及びピーク強度を変更可能としたことに伴って、図７に示すように、大きさの異なる３種類の焦点領域を示すマーカ（焦点マーカ）Ａ，Ｂ，Ｃを準備しておき、実際に選択した焦点マーカを実線で、選択していない残りの焦点マーカを点線で区別して表示装置１０９の表示画面の断層像と共に表示するようにしている。なお、図７では非選択の焦点マーカを点線で表示するようにしているが、表示しなくてもよい。また、図７では選択の焦点マーカを実線で、非選択の焦点マーカを点線で表示しているが、両マーカを色で区別したり、網かけ形態を変えて区別するようにしてもよい。
【００３４】
また、焦点領域と共に又はそれに代えて、予想される熱変性領域マーカや、圧力半値幅、または圧力のファーストノーダルを表示してもよい。また、操作者が、焦点領域の大きさを選ぶ場合に、ここではＡ，Ｂ，Ｃのようにコンソール１１５から入力したが、キーボードからの入力に限らず手動スイッチで切替えたり、フットスイッチにより選択するようにしてもよい。例えばフットスイッチを用いるのなら、スイッチを踏む毎に焦点領域の大きさが変更され、フットスイッチをダブルクリックするかスイッチを踏んでいる時間を長くすることにより選択するようにもできる。また、マウスを用いるなら、画面中の希望する焦点領域の大きさに対応するマーカ、例えばマーカＣにマウスポインタを合わせてクリックすることにより選択したり、マウスの代わりにライトペンやトラックボールで指定してもよい。そして選択が終了したら実線や色線でサイズ変更を明示し、代わりに非選択となったサイズは点線や薄い色等に変更して表示してもよい。
【００３５】
さらに、図７に示すように、操作者がターゲット、つまり癌細胞のような被治療部分１３１を範囲指定すると、制御回路１１４は焦点スキャン（焦点移動シーケンス）、焦点領域の大きさ、照射時間、照射強度を考慮して予想される全治療領域１３２を表示する。図７では、設定された全治療領域１３２を縞模様で表示してある。操作者は、被治療部分域１３１と全治療領域１３２をそれぞれ比較し、必要十分な全治療領域１３２であると判断した場合は治療開始ボタンを押すことになる。指定領域１３１に対して全治療領域１３２に認められない過不足が発生したら、操作者はマウスやライトペンやトラックボールを駆使して全治療領域１３２を変更することができる。制御回路１１４は、この操作に対応して全治療領域１３２を要求されたものに最も近くなるように変更し新たな全治療領域３２として表示する。
【００３６】
すなわち、制御回路１１４は焦点スキャンの形態を変えたり、各焦点位置に対して焦点領域の大きさを変更したりして、要求された全治療領域１３２の形状に近くなるようにする。以上の操作者と制御回路１１４とのやり取りが繰り返され、最適な全治療領域１３２が設定されて治療が開始される。なお、以上の操作を操作者がマニュアルで指定することができる。すなわち、熱変性領域の大きさに対応した焦点領域マーカをあたかもパズルのように操作者が被治療部分１３１上に重ねあわせていく。該マーカの大きさは照射強度、照射時間、焦点領域の大きさを変更することにより変更可能であるので、指定された熱変性領域になるように制御回路１１４が照射強度、照射時間、焦点領域の大きさを決定すればよい。また、制御回路１１４が決定した全治療領域１３２に対する操作者による修正の際にも、該焦点領域マーカによる治療領域の付け足しまたは削除がマニュアルで指定可能である。以上のようにして全治療領域１３２、照射強度、照射時間、焦点領域の大きさ、焦点スキャン方式が決定されたら、その際に必要な治療時間を計算して表示する。図７では、焦点領域の大きさ（焦点サイズ）、照射強度、照射時間及び治療残り時間を、断層像画面の右上に同時表示する。焦点スキャンを行って治療が進行している場合には、治療時間表示は更新され減少していく。
【００３７】
なお、以上とは逆に、操作者が治療時間を最優先に設定し、適切な照射強度、照射時間、焦点領域の大きさ、全治療領域１３２を計算して表示するようにしてもよい。その他、操作者が最優先に設定する項目は何でも良く、その項目以外の設定項目は制御回路１１４が計算するようにしてもよい。
【００３８】
尚、本実施形態は、上述した１２個の振動子に限定されず、例えば１００個の振動子であってもよい。また、円環数は、１や２に限定されず、理論上無限個増加することができる。この場合も、電気的な設定を変更することにより、１円環型の発生源としての動作やアニュラーアレイリングとしての動作も可能であるし、図５（ａ）、図５（ｂ）、図５（ｃ）の各パターンで駆動させることも可能である。もちろん、円環数が２以上である場合も、超音波発生源２全体を偶数個に分割するような形態で動作させることになる。さらに、球殻型に限らず平板型の２次元アレイ振動子を用いて本法を適用してもよい。さらに、フェーズドアレイにより電子的に形成された任意の焦点位置に対して本焦点領域の大きさ拡大法を適用することもできる。
【００３９】
また、非反転の駆動信号と位相反転された駆動信号との振幅比を、１：ｎに調整することにより、つまり非反転の駆動信号の振幅と位相反転された駆動信号の振幅とを相違させることにより、焦点中心にも圧力極大点をつくることができる。その際、振幅比を様々に調整すれば、中心圧力と周囲の圧力極大点における圧力の比を任意に調整することが可能である。その手法としては、ある振幅を１として、一斉駆動による中心ピーク圧力を計算しこれを１として、各振動子の駆動信号の振幅は前述の１のままとし、本実施形態による焦点拡大法による圧力極大点でのピーク圧力を計算する。ここでは、これが０．４であるとする。それぞれの駆動条件の重ね合わせによる駆動法を用いれば、それによって形成される音場も上記２種の重ね合わせに等しくなる。例えば、上記の条件では、非反転位相で駆動する振動子の駆動振幅を１．４（＝１＋０．４）とし、反転位相で駆動する振動子の駆動振幅を０．６（＝｜−１＋０．４｜）とすれば、中心圧力及び周囲の圧力極大点の圧力が同等な音場を形成できる。駆動振幅比を調整すれば、中心圧力と周囲の圧力極大点の圧力比を制御可能である。
【００４０】
さらに、図５（ｄ）で示すように、振動子の面積比を変更することによっても、中心軸上に圧力極大点をつくることが可能となる。操作者は得たい音場の形状に合わせて、振動子の組み合わせを選択すればよい。または、あらかじめメモリ回路に音場の形状を記憶させておき、これを表示させながら操作者が選ぶようにしてもよい。または、中心軸上の圧力ピークと周囲の圧力ピークの比に注目、もしくは音場の形状に注目して、振動子の組み合わせを選択するようにしてもよい。
【００４１】
（第２実施形態）
第２実施形態は、増幅器等の数を減らして構成を簡素にしながらも配列パターンを様々に変更可能とし得るものである。図８に、この第２実施形態による超音波治療装置の構成を示している。図８で図１と同じ番号がふられているものは、図１と同じ構成要素であることを示している。
【００４２】
本実施形態では、２つの増幅器１１１が設けられ、その一方には波形発生回路１１３からの波形信号が直接に供給され、他方の増幅器１１１には波形発生回路１１３からの波形信号が位相反転回路１１７を介して供給されるようになっている。これにより一方の増幅器１１１からは非反転の駆動信号が出力され、他方の増幅器１１１からは位相反転された駆動信号が出力される。
【００４３】
そして、切替回路１５１により、非反転の駆動信号で駆動される振動子と、位相反転された駆動信号で駆動される振動子との配列パターンを、第１実施形態で説明したように、様々に変更することができるようになっている。さらに、全振動子を同一位相で駆動したい場合には、一方の増幅器１１１で全振動子を駆動するか、又は半分の振動子を一方の増幅器１１１で駆動し、さらに残り半分の振動子を位相反転回路１５１の出力を非反転としたうえで他方の増幅器１１１で駆動することにより行われる。
【００４４】
なお、切替回路１５１は、増幅器１１１と振動子１１０１〜１１１２との間の電気的な接続を変更するためのものであり、一般的な手動スイッチで構成することもできるが、リレー、アナログスイッチ、又はマルチプレクサ等の一般的な構成で実現可能である。
【００４５】
このように本実施形態によると、１つの増幅器１１１が担当する振動子が全数の半分の６個ずつになるので、増幅器１１１の１個当たりの負荷インピーダンスは常に同じであり、一斉駆動と本法による焦点領域の大きさ拡大駆動法で位相反転回路の制御を除き系の設定条件を変更する必要がない。また、増幅器を１つにし、出力に分配器を用いて位相反転回路出力をそれぞれ得るようにし、これに図８に示す切替回路１５１を接続するようにしてもよい。このようにすると、一斉駆動法と本法による焦点領域の大きさ拡大駆動法で増幅器１１１の負荷インピーダンスが変わるため、増幅器１１１内部の定数を変更する必要が生じる。この場合は、図示しないメモリ回路や計算回路により変更が必要な定数を求めてもよいし、操作者がスイッチ等により定数変更を行うようにしてもよい。
【００４６】
（第３実施形態）
図９は、第３実施形態に係る超音波治療装置の構成を示している。図９において、図１及び図８と同じ部分には同じ符号を付して説明を省略する。ここでは、超音波発生源１０２が図２に示したような、１２個の振動子１１０１〜１１１２からなるものとして説明する。本実施形態では、１２個の振動子１１０１〜１１１２の配列パターンが、一斉駆動パターン、図５（ａ）に示した第１パターン、図５（ｂ）に示した第２パターン、図５（ｃ）に示した第３パターン、又は第４パターンの何れかで選択的に駆動することができるようになっている。これらパターンの選択は、振動子数よりも少ない例えば８個の増幅器１１１の中の７個の増幅器１１１に対する波形発生回路１１３又は位相反転回路１１７の電気的な接続を、７個のセレクタＳＷ０〜ＳＷ６で個別に選択することにより達成できるようになっている。
【００４７】
第１実施形態では各振動子それぞれに個別に増幅器１１１を接続しており、このように増幅器の数を振動子の数だけ用意するとなると、同数、つまり１２個の位相反転制御回路が必要であり、構成が比較的大規模になってしまう。。一方、第２実施形態はこの増幅器１１１の数を切替回路を使って２個にまで減らしたものであったが、１個の増幅器１１１が１２個とか６個の振動子を受け持つ必要があるため大出力の増幅器を必要とするし、また、大電力を通過させるために容積の大きな切替回路が必要とされる。
【００４８】
これに対して、第３実施形態は、図９に示すように、振動子数よりも少なく、しかも３個以上、ここでは８個の増幅器１１１でもって、上述した様々なパターン駆動を選択的に行い得るようにしたものである。８個の増幅器１１１のうちの４個の増幅器１１１は、隣り合わない２個の振動子に共通接続され、残りの４個の増幅器１１１は振動子に１個ずつ接続されている。具体的には、振動子１１０１と振動子１１０９とが同じ増幅器１１１に接続され、振動子１１０４と振動子１１１２とが同じ増幅器１１１に接続され、振動子１１０３と振動子１１０７とが同じ増幅器１１１に接続され、振動子１１０６と振動子１１１０とが同じ増幅器１１１に接続されている。
【００４９】
図１０（ａ）には、第１〜第３パターン各々に対する振動子の駆動位相を示している。なお、同じ増幅器に接続されて同一位相で駆動される振動子を同じグループ名で表現している。また、第１〜第３パターンのいずれにおいても、互いに反転する位相で駆動されるグループを同じアルファベットで右上に＊のルビを付けて表現している。図１０（ｂ）には、第１〜第３パターン各々に対するセレクタＳＷ０〜ＳＷ６の制御パターンを示している。
【００５０】
まず、第１パターンは、１２個の振動子を８つのグループに分けることにより行い得る。つまり、８個の増幅器１１１があれば、第２実施形態のような切替回路がなくても、７個のセレクタＳＷ０〜ＳＷ６の制御パターンを変えることで第１〜第３パターンを切り替えることができることになる。７個のセレクタＳＷ０〜ＳＷ６は、アナログスイッチやリレーで構成されており、制御信号が‘Ｈ’の時には上側端子を選択して非反転で振動子を駆動し、一方、‘Ｌ’の時には下側端子を選択して位相反転で振動子を駆動するようになっている。
【００５１】
さらに、図１１に示すように、位相反転回路１１７とセレクタＳＷと２つの出力端子とからなり、セレクタＳＷにより端子間の出力位相を同じ又は反転させることができるようになっている位相反転制御回路１７１を増幅器１１１各々の出力に設ければ、増幅器は４個ですむようになる。位相反転制御回路１７１は、例えば図１２に示すようなトランスとセレクタａ，ｂとを使った回路構成で実現できる。もちろん、端子間の出力位相を非反転／反転で切替えられる構成であれば、他の構成でもかまわない。
【００５２】
（第４実施形態）
本実施形態では、図１３乃至図１６に示すように、波形発生回路１１３で発生された周波数ｆ0 の基本波信号に、２次高調波波形発生回路１１７で発生された周波数（２・ｆ0 ）の２次高調波信号を混合し、この混合信号で振動子を駆動する。この際、基本波信号で負圧が最大になる位相と、２次高調波信号で振幅が最大になる位相とを同期を取って混合する。
【００５３】
なお、図１３乃至図１６に示したように波形発生回路１１３とは別に２次高調波波形発生回路１１７を設けて両信号を混合するようにしてもよいし、Ｃ級増幅器を挿入し、基本波信号を共振回路で取り出すと共に、それとは別の共振回路で２次高調波信号を取り出すようにしてもよい。さらに、波形発生回路１１３からの基本波信号をシュミットトリガ回路で方形波信号に直し、又はＰＷＭ回路を通して方形波信号に直し、ディジタル的に２次高調波信号を生成してからフィルタ回路に通して制限波信号を得るようにしてもよい。
【００５４】
このようにして得られた２次高調波信号を基本波信号に混合し、この混合信号を増幅して得た駆動信号で振動子を駆動することにより、振動子からは負圧の小さな超音波が発生され得る。
【００５５】
基本波信号の振幅と２次高調波信号の振幅との振幅比を調整することにより、超音波の負圧と正圧との比を任意に調整することができる。振動子の電気音響変換効率又は伝達関数を記憶しておき、操作者が所望とする負圧と正圧との比を指定すると、この指定した負圧と正圧との比を実現するような基本波信号の振幅と２次高調波信号の振幅との振幅比を、振動子の電気音響変換効率又は伝達関数に基づいて制御回路１４で計算するようにしてもよい。
【００５６】
なお、ここでは２次高調波信号を基本波信号に混合する例を説明したが、上述したような基本波信号で負圧が最大になる位相と、２次高調波信号で振幅が最大になる位相とを同期を取って混合することができるならば、４次、６次、８次等の偶数次の高調波信号を基本波信号に混合するようにしてもよい。
【００５７】
（第５実施形態）
図１７は、本発明の第５実施形態に係る超音波照射装置の構成を示すものである。同図において、治療用アプリケー２０タ１は、治療用超音波を発生する治療用超音波発生源２０７と、この治療用超音波発生源２０７の略中心に挿入され、焦点付近の断面を断層像として映像化するためのイメージング用の超音波プローブ２０２と、カップリング液を充填された可撓性の水袋２０３とを有している。イメージング用の超音波プローブ２０２には、超音波イメージング装置２１３が接続されていて、超音波プローブ２０２を介して超音波により焦点を含む断面を走査し、これにより得たエコー信号に基づいて当該断面の断層像（Ｂモード像）を生成し、これを表示装置２１４に表示するようになっている。
【００５８】
治療用超音波発生源２０７は、図１８に示すように、偶数個、ここでは６個の振動子２２１〜２２６を有する。６個の振動子２２１〜２２６それぞれは、略扇状に形成された１つの圧電セラミックス片からなり、又は複数の圧電セラミックス片が略扇状に配列されてなる。このような振動子２２１〜２２６が円周方向に沿って配列されており、全体として略球殻形状をなしている。各振動子から発生した超音波は、球殻の曲率に従って幾何学的に決まる焦点２０６に集束し、ターゲット２０５を治療するようになっている。
【００５９】
なお、ここでは、３個の振動子２２１，２２３，２２５を、第１振動子と称し、残りの３個の振動子２２２，２２４，２２６を、第２振動子と称して区別する。第１振動子２２１，２２３，２２５と、第２振動子２２２，２２４，２２６とは、円周方向に沿って交互に配列されている。第１振動子２２１，２２３，２２５は１つの駆動系に共通接続されており、同じ駆動信号が供給される。第２振動子２２２，２２４，２２６は別の１つの駆動系に共通接続されており、同じ駆動信号が供給される。第１振動子２２１，２２３，２２５に供給される駆動信号は、第２振動子２２２，２２４，２２６に供給される駆動信号とは、位相及び振幅が相違する。これにより、第１振動子２２１，２２３，２２５から発生する超音波は、第２振動子２２２，２２４，２２６から発生する超音波とは、位相及び振幅が相違することになる。
【００６０】
第１振動子２２１，２２３，２２５には、負荷整合回路２６１を介して増幅器２７１が接続される。この増幅器２７１は、信号発生回路２０９で発生され、そして遅延回路２８１で遅延、つまり位相シフトされた高周波の波形信号を増幅する。
【００６１】
第２振動子２２２，２２４，２２６には、負荷整合回路２６２を介して増幅器７２２が接続される。この増幅器２７２は、信号発生回路２０９で発生され、そして遅延回路２８２で遅延、つまり位相シフトされた高周波の波形信号を増幅する。
【００６２】
上記遅延回路２８１の遅延時間と遅延回路２８２の遅延時間とが相違するように制御回路２１０により遅延回路２８１，２８２は制御される。具体的には、ｎをゼロ及び自然数として、高周波の波形信号の周期をＴとすると、遅延回路２８１の遅延時間は（ｎ・Ｔ）／２に、遅延回路２８２の遅延時間が（（ｎ＋１）・Ｔ）／２に、又はその逆で遅延回路２８１の遅延時間は（（ｎ＋１）・Ｔ）／２に、遅延回路２８２の遅延時間が（ｎ・Ｔ）／２に調整される。
【００６３】
最も好ましくは、遅延回路２８１の遅延時間はゼロに、遅延回路２８２の遅延時間はＴ／２になるように、又はその逆で遅延回路２８１の遅延時間はＴ／２に、遅延回路２８２の遅延時間はゼロになるように調整される。
【００６４】
これにより増幅器２７１により第１振動子２２１，２２３，２２５のために発生される駆動信号の位相と、増幅器２７２により第２振動子２２２，２２４，２２６のために発生される駆動信号の位相とは、互いに反転、つまり１８０゜相違し（逆相）、これに応じて第１振動子２２１，２２３，２２５から発生する超音波の位相と第２振動子２２２，２２４，２２６から発生する超音波の位相とも反転する。
【００６５】
また、増幅器２７１の増幅率と、増幅器２７２の増幅率とが相違するように、制御回路２１０により増幅器２７１，２７２は制御される。これにより増幅器２７１により第１振動子２２１，２２３，２２５のために発生される駆動信号の振幅と、増幅器２７２により第２振動子２２２，２２４，２２６のために発生される駆動信号の振幅とは相違し、これに応じて第１振動子２１，２３，２５から発生する超音波の振幅と第２振動子２２２，２２４，２２６から発生する超音波の振幅とも相違する。
【００６６】
オペレータは、キーボードやマウス等の入力装置２１１を操作することにより、焦点領域の音場分布におけるピーク音圧、ピーク音圧の位置、焦点中心のピーク音圧とその周辺のピーク音圧との音圧比をそれぞれ任意に設定することができるようになっている。これら設定されたピーク音圧等を実現するために必要な遅延回路２８１，２８２各々の遅延時間と、増幅器２７１，２７２各々の増幅率とが記憶装置２１２に予め記憶されている。
【００６７】
次に、本実施形態の動作について、治療用の超音波を集束して患者２０４内の癌細胞２０５を焼灼治療するケースを想定して説明する。
超音波出力を増加する際、振動子２２１〜２２６の駆動信号の振幅（駆動エネルギー）を単に直線的に増加していくだけでは、焦点のピーク音圧が不必要に増加し、そのエネルギーが治療に有効に寄与しないばかりでなく、かえって副作用を生じる可能性がある。すなわち、焼灼領域が焦点に限定されるのみならず、焦点中心近傍では、水分の蒸発、キャビテーション発生、音響流発生などの、治療にとっては好ましくない様々な物理的作用を誘発する。その結果、出血などの副作用が生じる可能性が指摘されている。
【００６８】
よって、焦点領域の大きさを拡大しながらも、焦点中心で音圧が欠落することないようにエネルギーを分散させることにより、ピーク音圧の増加を抑えながら焦点領域内のターゲットを略均一に治療することを可能にする。これにより、投入エネルギーに対する効率よい治療ができるようになる。
【００６９】
本実施形態では、上述の制御、つまり焦点領域の大きさを拡大しながらも、焦点中心で音圧が欠落することないようにエネルギーを分散させるのに必要な制御を制御回路２１０で統括する。すなわち、第１振動子２２１，２２３，２２５への駆動信号と第２振動子２２２，２２４，２２６への駆動信号との位相差が１８０°になり、それに応じて第１振動子２２１，２２３，２２５から発生する超音波の位相と第２振動子２２２，２２４，２２６から発生する超音波の位相とが互いに反転するように、遅延回路２８１の遅延時間と遅延回路２８２の遅延時間との差を、Ｔ／２（Ｔは高周波の波形信号の周期）に調整する。
【００７０】
さらに、振動子２２１〜２２６の形状や配置情報から、第１振動子２２１，２２３，２２５への駆動信号の振幅と第２振動子２２２，２２４，２２６の駆動信号の振幅とが相違して、それに応じて第１振動子２２１，２２３，２２５から発生する超音波の振幅と第２振動子２２２，２２４，２２６から発生する超音波の振幅とが相違するように、増幅器２７１の増幅率と増幅器２７２の増幅率とを別々に調整する。
【００７１】
これら遅延時間や増幅率の基になるデータは、ＥＥＰＲＯＭ等の記憶装置２１２に記憶しておく。その際、制御回路２１０は、表示装置２１４の画面上に表示されている焦点マークの大きさも焦点領域の大きさに対応して変化させる。なお、記憶装置２１２の内容を参照するかわりに、制御回路２１０が計算しても、または入力装置２１１から情報を入力しても良い。
【００７２】
ここで具体例について説明する。超音波発生源２７は、６個の振動子２２１〜２２６、開口径２００ｍｍ、内径８４ｍｍ、焦点距離２３０ｍｍと想定している。
第１振動子２２１，２２３，２２５への駆動信号と第２振動子２２２，２２４，２２６への駆動信号との位相差を１８０°にした上で、第１振動子２２１，２２３，２２５への駆動信号と第２振動子２２２，２２４，２２６への駆動信号との振幅比を、
１：３
に設定すると、焦点領域の音場分布は、図１９に示すように、従来と同様に焦点中心の周囲に円弧状にピーク音圧点が並ぶだけでなく、焦点中心にもピーク音圧点が形成される。音圧半値幅で考察すると、位相差を与えずにしかも同じ振幅で一斉駆動する駆動方式と比べ、焦点断面積は約２０倍に拡大する。なお、図１９より明らかなように、ピーク音圧間には、音圧の谷が存在するが、加熱治療の場合は熱伝導により熱変性領域は隙間なく一様な形状となる。もし、従来のように焦点中心の音圧がゼロの場合なら、中心近傍に一致して未変性領域が残ってしまう。
【００７３】
また、振幅比を変えることで治療目的にあわせた肌理の細かい焦点領域の制御が可能である。
第１振動子２２１，２２３，２２５への駆動信号と第２振動子２２２，２２４，２２６への駆動信号との位相差を１８０°にした上で、第１振動子２２１，２２３，２２５への駆動信号と第２振動子２２２，２２４，２２６への駆動信号との振幅比を、
１：１．２５
とすると、図２０に示すような音場分布が得られる。つまり、焦点中心の周囲に円弧状に並ぶピーク音圧点を含む円環領域の単位面積あたりの音圧、つまりエネルギー密度が焦点中心の極小領域のエネルギー密度と略同一になる。こうすることにより、より均等な加熱又は焼灼を実現する音場を形成できる。この音場を加熱用音場とし、前述したピーク音圧を揃える方法を結石破砕用音場として記憶装置１２にそれぞれ記憶し、治療の目的によって使い分けて使用してもよい。
【００７４】
このように第５実施形態によると、焦点領域の大きさを拡大しながらも、焦点中心で音圧が欠落することないようにエネルギーを分散させることができ、これにより、ピーク音圧の増加を抑えながら焦点領域内のターゲットを略均一に治療することを可能にする。これにより、投入エネルギーに対する効率よい治療ができるようになる。
【００７５】
（第６実施形態）
次に、第２実施形態について説明する。図２１には、第６実施形態による超音波照射装置の構成を示しており、図１７と同じ構成要素には同じ符号を付している。第６実施形態による超音波照射装置は、第５実施形態による超音波照射装置と構成上、第１振動子２２１，２２３，２２５と第２振動子２２２，２２４，２２６とで増幅器２１５が共用されている点と、共用増幅器２１５からの駆動信号を電力分配回路２１６で第１振動子２２１，２２３，２２５と第２振動子２２２，２２４，２２６とに分配している点とが相違する。他の構成は、第５実施形態と同じであるので説明は省略する。
【００７６】
増幅器２１５としては、一般の高周波電力源もしくは高周波アンプと同様のものが使用可能である。また、本実施形態では、電力分配回路２１６として、コンベンショナルトランス及び伝送線路トランスを用いている。電力分配回路２１６の構成を図２２に示している。図２２において、コンベンショナルトランス２４１はインピーダンス整合のために使用されている。コンベンショナルトランス２４１の２次側には複数のタップが設けられており、インピーダンス整合の微調整が可能である。また、１次側と２次側を絶縁する役目も兼ねている。一般に、ＬＣ素子によるインピーダンス整合回路に比べ、コンベンショナルトランス方式のほうが周波数特性が良い。コンベンショナルトランス２４１の後に接続されている伝送線路トランス２４２〜２４５は第１振動子２２１，２２３，２２５と第２振動子２２２，２２４，２２６とに所定の比率で電力を分配し、かつ電力波の位相を互いに反転させるために用いられている。
【００７７】
本実施形態では、信号振幅比は１：３（電力比では１：９）としたが、このように整数で振幅比が表現される場合、伝送線路トランスが作りやすさと周波数特性の２点でコンベンショナルトランスよりも優れている。もちろん、伝送線路トランスの代わりにコンベンショナルトランスを使用することも可能であり、その他、アッテネータによる方式も可能である。また、インピーダンス整合を、ＬＣ素子を用いた回路としても使用可能である。
【００７８】
本実施形態においても第５実施形態と同様の作用効果を、簡素な構成で奏することができる。
【００７９】
（第７実施形態）
上述の第５、第６実施形態では、遅延制御により第１振動子への駆動信号と第２振動子への駆動信号との間に１８０゜の位相差を与えることにより、第１振動子から発生する超音波と第２振動子から発生する超音波との間に１８０゜の位相差を与えるようにしていたが、本実施形態では、このような遅延制御によらず、物理的な工夫により第１振動子から発生する超音波と第２振動子から発生する超音波との間に１８０゜の位相差を与えることを特徴としている。なお、第１振動子への駆動信号の振幅と第２振動子への駆動信号の振幅とを相違させる構成および他の周辺部分の構成は第５実施形態と同様であるので説明は省略する。
【００８０】
図２３（ａ）に、第７実施形態による超音波発生源の構造を、略半分に切り欠いた状態で示している。この超音波発生源は、圧電セラミック製の複数、ここでは６個の第１振動子２３１と同じ６個の第２振動子２３２とを円周方向に沿って交互に並べて全体として球殻形状になしたものであり、各振動子からの超音波が幾何学的な焦点に集束するようになっている。なお、振動子２３１，２３２は実際には支持体により保持される。
【００８１】
第１振動子２３１は、その超音波放射面と焦点２０６との距離が、第２振動子２３２の超音波放射面と焦点２０６との距離よりも、超音波の波長をＷＬとして、ＷＬ／２だけ長くなるように、つまり第１振動子２３１が第２振動子２３２よりも超音波照射方向にＷＬ／２だけ奥まっているようにオフセット配置されている。
【００８２】
換言すると、第２振動子２３２は、その超音波放射面と焦点２０６との距離が、第１振動子２３１の超音波放射面と焦点２０６との距離よりも、超音波の波長をＷＬとして、ＷＬ／２だけ短くなるように、つまり第２振動子３２が第１振動子３１よりも超音波照射方向にＷＬ／２だけ突出して、焦点２０６に近くなるようにオフセット配置されている。
【００８３】
図２３（ｂ）に示すように全振動子を焦点２０６から一定の距離に配置する場合は、幾何学的焦点２０６における音圧がその周囲に比較してかなり高いものとなるが、図２３（ａ）のようなオフセット配置にすることにより、第５、第７実施形態と同様に、焦点領域での干渉状態が変化し、幾何学的焦点２０６の中心の周囲の音圧が高くなり、焦点領域が実質的に拡大する。図２３（ｂ）のような構造のときには、その音圧が高いので焦点での治療効果は高いが、それと同時に焦点とその周囲の組織を破壊してしまい出血するという問題があるが、本実施形態のように焦点の音圧を低くして、その周囲の音圧を底上げすることで、第５、第７実施形態と同様に組織破壊を生じること無く出血することを防止することができる。
【００８４】
また焦点の周囲の音圧が高くなるので、焦点領域が拡大して治療可能領域も拡大するので、従来、照射を繰り返す必要のあった比較的大きなターゲットに対しても、照射量が少なくてすむので、治療時間を短縮することができる。
【００８５】
（第８実施形態）
図２４は、本発明の第８実施形態に係る超音波照射装置の構成を示すものである。同図において、治療用アプリケータ３０１は、治療用超音波を発生する治療用超音波発生源３０２と、この治療用超音波発生源３０２の略中心の孔に挿入され、焦点領域を含む断面を断層像として映像化するためのイメージング用の超音波プローブ３０３と、超音波の伝播媒質、例えばよく脱気された水３０５が封入されている可撓性の水袋３０４とを有している。イメージング用の超音波プローブ３０３には、超音波イメージング装置３０８が接続されていて、超音波プローブ３０３を介して超音波により焦点領域を含む断面を走査し、これにより得たエコー信号に基づいて当該断面の断層像（Ｂモード像）を生成し、これを表示装置３０９にリアルタイムに表示するようになっている。
【００８６】
治療用超音波発生源３０２は、図２５に示すように、電気的に分離した偶数個、ここでは８個の振動子３２１〜３２８を有する。つまり、治療用超音波発生源３０２は、８チャンネルを有する。８個の振動子３２１〜３２８それぞれは、略扇状に形成された１つの圧電セラミックス片からなり、又は共通電極で電気的に連結されている複数の圧電セラミックス片が略扇状に配列されてなる。このような振動子３２１〜３２８が略円環状に配列されており、全体として略球殻形状をなしている。各振動子から発生した超音波は、球殻の曲率に従って幾何学的に決まる焦点１１６に集束し、ターゲット１７を治療するようになっている。
【００８７】
８個の振動子３２１〜３２８には、８個（８チャンネル）のインピーダンス整合回路３１０が１対１に接続されている。この８個のインピーダンス整合回路３１０の入力には、やはり８個（８チャンネル）の増幅器３１１の出力が１対１に接続されている。さらに、８個の増幅器３１１の入力には、８個（８チャンネル）の移相器３１２の出力が１対１に接続されている。そして、８個の移相器３１２の入力には、高周波（周波数ｆ0 ）の波形信号を発生する波形発生回路３１３が共通接続されている。
【００８８】
さらに、増幅器３１６は、波形発生回路３１３から出力される波形信号をそのまま増幅するために設けられている。この増幅器３１６から出力される駆動信号は、増幅器３１１から出力される駆動信号各々と加算され、整合回路３１０を介して振動子３２１〜３２８に送られる。
【００８９】
制御回路３１４は、移相器３１２から出力される波形信号が、ｋを自然数として、（２π・ｋ）／Ｎずつ相違するように、移相器３１２各々の移相量を制御する。なお、Ｎは振動子数を表している。従って、増幅器３１１各々の出力波形は、
Ａsin（２πｆｔ＋２πｋ（ｎ／Ｎ））
で与えられる。なお、Ａは、制御回路３１４により制御される増幅器３１１の増幅率、ｆは駆動信号の周波数、ｔは時間、ｎは振動子番号（０〜７）を表している。振動子番号は、円弧状に配列された振動子３２１〜３２８に、例えば反時計回りに順番に付けられている。
【００９０】
このような移相制御により、例えば図２５に示すように、振動子３２１の駆動信号に対して、振動子３２２〜３２８の駆動信号はそれぞれ、π／４，２π／４，３π／４，４π／４，５π／４，６π／４，７π／４という位相差が与えられる。
一方、増幅器３１６の出力波形は、φを初期位相（固定値）として、
Ｂsin（２πｆｔ＋φ）
で与えられる。なお、Ｂは、制御回路３１４により制御される増幅器３１６の増幅率を表している。
【００９１】
振動子３２１〜３２８に印加される駆動信号は、
Ａsin（２πｆｔ＋２πｋ（ｎ／Ｎ））＋Ｂsin（２πｆｔ＋φ）
で与えられる。
この増幅器３１６の増幅率Ｂに対する増幅器３１１の増幅率Ａの比率（Ａ／Ｂ比）を制御回路３１４の増幅率制御により様々に変えることにより、図２６に示すように、焦点中心の音圧と、周囲の音圧との強度比を様々に変更することができる。
【００９２】
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形して実施可能である。例えば、上述の実施形態では、第１振動子への駆動信号が第２振動子への駆動信号との間に１８０゜の位相差（遅延位相）を与える説明をしているが、位相差は次の関係が成立するものでもよい。
０゜＜位相差＜１８０゜
この場合（当然、振幅値も変える）、周囲の音圧極大点の大きさは交互に異なる値となる。
【００９３】
また、音響レンズ、フェーズドアレイ法を用いる場合でも、上述の実施形態による焦点拡大法を用いてもよい。
【００９４】
また、上述の実施形態すべてにおいては、圧電セラミック製の振動子で超音波発生源を構成したが、これに代えて、電磁誘導タイプの超音波発生源を採用してもよい。また、位相の反転／非反転のみを述べたが、ある決まった位相量、例えば９０゜の遅れ／進み位相などの他の位相差で駆動してもよいし、特開平０６−７８９３０号公報に開示されているように位相量を変更可能にしてもよい。また、振動子分離は振動子板の物理的なカッティングによらなくても、電極カッティングにより実現してもよい。
【００９５】
また、上述の実施形態すべてにおいては、超音波発生源は、円周方向に振動子を配列するように記述したが、図２７に示すように、超音波発生源は、半径の弧Ｔなる複数のリング状振動子４０１〜４０５から構成されるいわゆるアニュラー型であってもよい。
【００９６】
【発明の効果】
本発明によれば、位相及び振幅の相違する複数種類の超音波を一斉に発生することができるので、音圧極大値が焦点の中心と焦点の周囲とに存在する焦点領域を形成することができる。さらに、位相を振動子ごとに変えることができるので、焦点領域の大きさを様々に変更することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態による超音波治療装置の構成を示す図。
【図２】図１の超音波発生源の概略的な平面図。
【図３】（ａ）は、図１の位相非反転／反転回路の第１例の構成を示す図、（ｂ）は、図１の位相非反転／反転回路の第２例の構成を示す図。
【図４】（ａ）は、図１の位相非反転／反転回路の第３例の構成を示す図、（ｂ）は、図１の位相非反転／反転回路の第４例の構成を示す図。
【図５】（ａ）は、本実施形態において、非反転の駆動信号が供給される振動子と反転された駆動信号が供給される振動子とが１つずつ交互に並ぶ第１パターンを示す図、（ｂ）は、本実施形態において、非反転の駆動信号が供給される振動子と反転された駆動信号が供給される振動子とが２つずつ交互に並ぶ第２パターンを示す図、（ｃ）は、本実施形態において、非反転の駆動信号が供給される振動子と反転された駆動信号が供給される振動子とが３つずつ交互に並ぶ第３パターンを示す図、（ｄ）は、本実施形態において、非反転の駆動信号が供給される隣接する３つの振動子と反転された駆動信号が供給される隣接する２つの振動子とが交互に並ぶ第４パターンを示す図、（ｅ）は、本実施形態において、非反転の駆動信号が供給される振動子と反転された駆動信号が供給される振動子とが格子状に並ぶ第５パターンを示す図。
【図６】図５（ｂ）の第２パターンで駆動するときの音場分布を示す図。
【図７】図１の表示装置の表示画面例を示す図。
【図８】本発明の第２実施形態による超音波治療装置の構成を示す図。
【図９】本発明の第３実施形態による超音波治療装置の構成を示す図。
【図１０】（ａ）は、第３実施形態において、配列パターンと各振動子の駆動位相との対応を示す図、（ｂ）は、配列パターンと各セレクタとの対応を示す図。
【図１１】図９の超音波治療装置の変形例の構成を示す図。
【図１２】図１１の位相反転制御回路の一例の構成を示す図。
【図１３】第４実施形態により改良された図１の超音波治療装置の構成を示す図。
【図１４】第４実施形態により改良された図８の超音波治療装置の構成を示す図。
【図１５】第４実施形態により改良された図９の超音波治療装置の構成を示す図。
【図１６】第４実施形態により改良された図１１の超音波治療装置の構成を示す図。
【図１７】本発明の第５実施形態に係る超音波照射装置の構成を示す図。
【図１８】図１７の超音波発生源の概略的な平面図。
【図１９】図１７の制御回路により反転と非反転との間の駆動信号の振幅比が１：３に調整されたときの音場分布を示す図。
【図２０】図１７の制御回路により反転と非反転との間の駆動信号の振幅比が１：１．２５に調整されたときの音場分布を示す図。
【図２１】本発明の第６実施形態に係る超音波照射装置の構成を示す図。
【図２２】図２１の電力分配回路の構成を示す図。
【図２３】（ａ）は、本発明の第７実施形態に係る超音波照射装置の超音波発生源を縦半分に切り欠きそれを横から見た図、（ｂ）は、（ａ）の比較例を示す図。
【図２４】本発明の第８実施形態に係る超音波照射装置の構成を示す図。
【図２５】図２４の各振動子に供給される駆動信号の位相を示す図。
【図２６】図２５の位相パターンで、振幅比Ａ／Ｂを変えることによる音場分布の変化を示す図。
【図２７】アニュラー型超音波発生源を示す図。
【図２８】従来の拡大された焦点領域の音場分布を示す図。
【符号の説明】
１０１…治療用アプリケータ、
１０２…治療用超音波発生源、
１０３…イメージング用超音波プローブ、
１０４…水袋、
１０５…脱気水、
１０６…患者（被検体）、
１０７…癌細胞、
１０８…超音波イメージング装置、
１０９…表示装置、
１１０…インピーダンス整合回路、
１１１…増幅器、
１１２…位相非反転／反転回路、
１１３…波形発生回路、
１１４…制御回路、
１１５…コンソール、
１１６…焦点。
【図１】
0004460691.tif 000002
【図２】
0004460691.tif 000003
【図３】
0004460691.tif 000004
【図４】
0004460691.tif 000005
【図５】
0004460691.tif 000006
【図６】
0004460691.tif 000007
【図７】
0004460691.tif 000008
【図８】
0004460691.tif 000009
【図９】
0004460691.tif 000010
【図１０】
0004460691.tif 000011
【図１１】
0004460691.tif 000012
【図１２】
0004460691.tif 000013
【図１３】
0004460691.tif 000014
【図１４】
0004460691.tif 000015
【図１５】
0004460691.tif 000016
【図１６】
0004460691.tif 000017
【図１７】
0004460691.tif 000018
【図１８】
0004460691.tif 000019
【図１９】
0004460691.tif 000020
【図２０】
0004460691.tif 000021
【図２１】
0004460691.tif 000022
【図２２】
0004460691.tif 000023
【図２３】
0004460691.tif 000024
【図２４】
0004460691.tif 000025
【図２５】
0004460691.tif 000026
【図２６】
0004460691.tif 000027
【図２７】
0004460691.tif 000028
【図２８】
0004460691.tif 000029