(57)【要約】処置部位を画像形成し超音波治療を行うことの両方が可能である超音波アプリケータが、焦点を合わすことができるトランスデューサ要素（１０２）のアレイを含む。数種類の実施態様において、超音波ビームの焦点を制御するために、電子的位相アレイ（１４１）が使用される。それによって生成された超音波ビームは、電子的にステアリングされることも可能である。アレイ（１４１）が画像形成に使用されるときにアレイ（１４１）の品質要因すなわちＱを減少するために、電子スイッチ（１７１）は選択的に閉じられ、アレイ要素（１０２）の各々に平行に抵抗器を置く。数種類の実施態様では可撓性のあるアレイ（１９１）が使用され、その曲率半径を変えるために、選択的に曲げられるか屈曲されるかされ、したがって、アレイ［（１０２）］（１９１）の焦点（１３２）および／または焦点の方向を制御する。別の実施態様において、アレイ（２３１）を具備するトランスデューサ要素（２３２）の各々は、独立して機械的に旋回可能であり、トランスデューサ要素によって生成された超音波ビームをステアリングする。
2004512856.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波画像形成と、部位に対する超音波治療を行うこと、との両方が可能である超音波アプリケータであって、
（ａ）アレイに構成されハウジングに装着された複数の超音波トランスデューサ要素と、
（ｂ）前記複数の超音波トランスデューサ要素を付勢する信号を画像形成モードおよび治療モードの一方で伝えるために、制御システムを前記複数の超音波トランスデューサ要素へ連結するように適合された複数の導体と、
（ｃ）前記制御システムに連結されるように適合され前記複数の超音波トランスデューサ要素へ接続された品質要因回路であって、前記複数の超音波トランスデューサ要素が前記画像形成モードかまたは前記治療モードかで作用しているかに基づいて、前記複数の超音波トランスデューサ要素に関連する品質要因を変えるように選択的に起動されるスイッチを含む品質要因回路と、
を具備する超音波アプリケータ。
【請求項２】
前記複数の超音波トランスデューサ要素は、凹型アレイに構成される請求項１記載の超音波アプリケータ。
【請求項３】
前記複数の超音波トランスデューサ要素の各々は、圧電セラミック、接着剤結合剤、および、熱的に伝導性の粒子を含む複合混合物を具備する請求項１記載の超音波アプリケータ。
【請求項４】
前記複数の超音波トランスデューサ要素の焦点は、前記複数の超音波トランスデューサ要素を付勢するために加えられた前記信号の位相差によって決定され、前記位相差は、所望の焦点を達成するように制御される請求項２記載の超音波アプリケータ。
【請求項５】
前記複数の超音波トランスデューサ要素によって生成された超音波ビームは、前記複数の超音波トランスデューサ要素を付勢するために加えられた前記信号の位相差に基づいて、所望の方向にステアリングされる請求項２記載の超音波アプリケータ。
【請求項６】
前記複数の超音波トランスデューサ要素は、前記ハウジング内に装着された可撓性のあるアレイを具備し、そのため、前記可撓性のあるアレイの曲率半径は、前記可撓性のあるアレイの焦点を制御するように選択的に変わることができる請求項２記載の超音波アプリケータ。
【請求項７】
前記可撓性のあるアレイの一方の端に連結される可動シャフトをさらに具備し、前記可動シャフトは、前記可撓性のあるアレイの前記曲率半径を変えるように動かされる請求項６記載の超音波アプリケータ。
【請求項８】
前記可動シャフに駆動的に連結される原動力をさらに具備し、前記原動力は、選択的に付勢されて前記可動シャフトを動かし、それによって前記可撓性のあるアレイの前記曲率半径を変え、したがって、前記可撓性のあるアレイの前記焦点を変える請求項６記載の超音波アプリケータ。
【請求項９】
前記複数の超音波トランスデューサ要素は、前記ハウジング内に装着された可撓性のあるアレイを具備し、前記可撓性のあるアレイの一方の端に連結された可動リンクをさらに具備し、前記可動リンクは、前記可撓性のあるアレイの湾曲形状を制御するように動くことができ、それによって、超音波ビームが前記可撓性のあるアレイによって放出される方向を制御する請求項２載の超音波アプリケータ。
【請求項１０】
前記可動リンクが動くときに、前記可撓性のあるアレイによって想定された前記湾曲形状を制御し制限する限界をさらに具備する請求項９記載の超音波アプリケータ。
【請求項１１】
前記複数の超音波トランスデューサ要素を支持し、前記ハウジング内に回転可能に装着されるキャリッジをさらに具備し、前記キャリッジは、前記複数の超音波トランスデューサ要素によって放出される超音波ビームの方向を制御するように回転される請求項１記載の超音波アプリケータ。
【請求項１２】
前記キャリッジは、前記超音波アプリケータの長手方向軸に沿って移動可能であり、前記複数の超音波トランスデューサ要素の長手方向配置を制御し、前記複数の超音波トランスデューサ要素によって放出される超音波ビームの焦点の対応する位置を制御する請求項１１記載の超音波アプリケータ。
【請求項１３】
前記複数の超音波トランスデューサ要素は、前記ハウジング内に装着された可撓性のあるアレイを具備し、前記可撓性のあるアレイの背部表面に対して当接する複数の可動ピンをさらに具備し、前記複数の可動ピンの各々は、前記可撓性のあるアレイによって放出される超音波ビームの所望の焦点を生成する前記可撓性のあるアレイの湾曲を画成するように位置決めすることができる請求項２記載の超音波アプリケータ。
【請求項１４】
前記可撓性のあるアレイの所望の湾曲を画成するために前記複数の可動ピンに作用する表面を有するキーをさらに具備する請求項１３記載の超音波アプリケータ。
【請求項１５】
前記キーは前記複数の可動ピンに作用する表面を含み、前記キーは、前記複数のピンに接触する前記表面の位置を変えることによって、前記可撓性のあるアレイに作用する前記複数のピンの位置を変えることによって、前記可撓性のあるアレイの湾曲を変えるように動くことができる請求項１３記載の超音波アプリケータ。
【請求項１６】
複数の原動力をさらに具備し、その各々は前記複数のピンの異なる１つに連結され、前記複数の原動力は、前記可撓性のあるアレイの所望の湾曲を達成するように、前記複数のピンの各々を位置決めするよう選択的に付勢される請求項１３記載の超音波アプリケータ。
【請求項１７】
前記複数の超音波トランスデューサ要素の各々は別個に付勢され、前記超音波トランスデューサ要素の各々は前記旋回軸を中心にして制御されて回転するように別個の旋回軸に装着され、前記超音波トランスデューサ要素を旋回する機械的リンケージをさらに具備して、前記超音波トランスデューサ要素が放出する超音波エネルギが方向付けられる方向と焦点との少なくとも一方を制御する請求項２記載の超音波アプリケータ。
【請求項１８】
前記複数の超音波トランスデューサ要素は、熱的および電気的に伝導性の層に装着され、カーフによって互いから間隔をおいて離れ、前記熱的および電気的に伝導性の層に重なり合う外側インピーダンス整合層をさらに具備する請求項２記載の超音波アプリケータ。
【請求項１９】
前記複数の超音波トランスデューサ要素は可撓性のあるアレイを具備し、前記熱的および電気的に伝導性の層および前記外側インピーダンス整合層はほぼ弾性があり、したがって損傷なしで曲がることができ、前記カーフは、前記可撓性のあるアレイを曲げている間に容易に拡張し収縮する変形可能な材料で充填される請求項１８記載の超音波アプリケータ。
【請求項２０】
前記熱的および電気的に伝導性の層の表面に形成された複数の溝をさらに具備し、前記カーフに整列配置して略延在し、前記熱的および電気的に伝導性の層は前記外側層に結合されている請求項１８記載の超音波アプリケータ。
【請求項２１】
前記熱的および電気的に伝導性の層は、前記超音波トランスデューサ要素の各々に接地電極を含み、前記超音波トランスデューサ要素から離れて熱を伝える請求項１８記載の超音波アプリケータ。
【請求項２２】
超音波画像形成のための且つ超音波治療を行うための超音波トランスデューサを選択的に使用する方法であって、
（ａ）前記超音波トランスデューサを画像形成モードと治療モードとの一方に選択的に付勢するステップと、
（ｂ）前記超音波トランスデューサを前記画像形成モードに付勢しながら、前記超音波トランスデューサに関連する品質要因を選択的に減少するステップと、
（ｃ）前記超音波トランスデューサを前記治療モードに選択的に付勢しながら、前記画像形成モードで操作するときよりも、前記超音波トランスデューサに関連する実質的により大きな品質要因を可能にするステップと、
を含む方法。
【請求項２３】
前記品質要因を選択的に減少するステップは、抵抗器を前記超音波トランスデューサに平行に連結させるスイッチを起動するステップを含む請求項２２記載の方法。
【請求項２４】
前記品質要因を選択的に減少するステップは、前記超音波トランスデューサを画像形成減衰ネットワークに連結するステップを含み、一方、前記実質的により高い品質要因を可能にするステップは、治療減衰ネットワークを前記超音波トランスデューサに連結するステップを含む請求項２２記載の方法。
【請求項２５】
超音波アプリケータを具備する複数の超音波トランスデューサ要素の各々用に、前記ステップ（ａ）〜（ｃ）を一緒に繰り返すステップをさらに含み、前記超音波アプリケータは患者の身体内に挿入されて、連続して画像形成し且つ患者の身体内の内部部位へ超音波治療を行う請求項２２記載の方法。
【請求項２６】
前記内部部位を画像形成するために超音波治療を行うのを中断して、前記内部部位の状態を決定し、前記超音波治療の進行を評価するステップをさらに含む請求項２５記載の方法。
【請求項２７】
可撓性のある超音波トランスデューサであって、
（ａ）熱的および電気的に伝導性の層と、
（ｂ）前記熱的および電気的に伝導性の層によって、間隔をおいて離れたアレイに、支持された複数の超音波トランスデューサ要素であって、前記アレイを曲げている間に損傷されることなく、容易に拡張し収縮する変形可能な材料で充填されるカーフによって分離されている前記アレイの超音波トランスデューサ要素に隣接する複数の超音波トランスデューサ要素と、
（ｃ）前記熱的および電気的に伝導性の層の外側表面上に配置された外側インピーダンス整合層と、
（ｄ）前記複数の超音波トランスデューサ要素の各々の、前記熱的および電気的に伝導性の層によって支持されるのとは反対側の端に配置された複数の電極であって、前記複数の超音波トランスデューサ要素は、前記複数の電極と前記熱的および電気的に伝導性の層との間に加えられた信号によって付勢され、前記可撓性のある超音波トランスデューサは、前記可撓性のあるトランスデューサ用の所望の焦点を達成するように、所望の曲率半径へ曲げることができる可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項２８】
前記可撓性のあるアレイが装着されるハウジングをさらに具備する請求項２７記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項２９】
前記複数の超音波トランスデューサ要素の各々は、圧電セラミック、接着剤結合剤、および、熱的に伝導性の粒子を含む複合混合物を具備する請求項２７記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３０】
前記アレイの一方の端に取り付けられた可動シャフトをさらに具備し、前記可動シャフトは、前記アレイの両端の間の間隔あけを変えるように動くことができ、それによって前記所望の曲率半径を達成し、それによって前記所望の焦点を達成する請求項２７記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３１】
原動力であって、前記原動力が選択的に付勢されるときに前記シャフトを駆動的に動かすように連結される原動力をさらに具備し、前記原動力は、前記所望の曲率半径および前記所望の焦点を達成するように前記可動シャフトを動かすように付勢される請求項３０記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３２】
前記アレイが支持されるキャリッジをさらに具備し、前記キャリッジは、前記複数の超音波トランスデューサ要素によって放出される超音波ビームが方向付けられる方向を制御するように動くことができる請求項２７記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３３】
前記キャリッジは、前記キャリッジを動かすように動かされる可動シャフトに連結される請求項３２記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３４】
前記シャフトは、前記キャリッジを動かすように選択的に付勢される原動力に連結され、それによって前記アレイを動かす請求項３３記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３５】
前記キャリッジは、前記アレイを長手方向に動かすように前記キャリッジの長手方向軸に沿って移動可能である請求項３３記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３６】
ソレノイドと、前記アレイに連結され前記ソレノイドによって選択的に起動される支持ロッドと、をさらに具備し、前記アレイの両端の間の間隔あけを変えることによって前記アレイの前記所望の曲率半径および前記所望の焦点を達成する請求項２７記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３７】
前記アレイに取り付けられた可動リンクをさらに具備し、前記可動リンクは、前記アレイの湾曲形状および配向を変えるように動くことができ、それによって、前記アレイによって放出される超音波ビームを所望の方向にステアリングする請求項２７記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３８】
前記アレイの背部に当接して前記アレイの湾曲形状を制御する制限ストップをさらに具備する請求項２７記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項３９】
前記アレイの背部に作用して前記アレイの湾曲形状を画成する複数のピンをさらに具備する請求項２７記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項４０】
前記ピンは、前記アレイの湾曲形状を変えるように動くことができ、したがって、前記アレイの焦点を制御する請求項３９記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項４１】
前記複数のピンに作用して、前記アレイの湾曲を画成し、したがって前記の焦点を画成する複数の表面を有するキーをさらに具備する請求項４０記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項４２】
前記キーの前記複数の表面はカム形状であり、前記キーは、前記ピンの前記位置を変えるように適合され、それによって、前記キーが動くときに前記アレイの前記焦点を変える請求項４１記載の可撓性のある超音波トランスデューサ。
【請求項４３】
超音波トランスデューサによって放出される超音波ビームの方向と、前記超音波トランスデューサの焦点と、の少なくとも一方を選択的に制御する方法であって、
（ａ）可撓性のある層に支持される複数の超音波トランスデューサ要素を含む可撓性のあるトランスデューサアレイを提供するステップと、
（ｂ）超音波ビームを放出するように、前記超音波トランスデューサ要素を付勢するステップと、
（ｃ）超音波トランスデューサによって放出される超音波ビームの所望の方向と所望の焦点との少なくとも一方を達成する湾曲を前記可撓性のあるトランスデューサアレイが想定するように、ユーザが前記可撓性のあるトランスデューサアレイを選択的に曲げさせることができるステップと、
を含む方法。
【請求項４４】
所望の方向と所望の焦点との少なくとも一方に向けて超音波ビームを放出する超音波トランスデューサであって、
（ａ）間隔をおいて離れたアレイに旋回式に装着される複数の別個の超音波トランスデューサ要素と、
（ｂ）前記複数の超音波トランスデューサ要素に連結されて、前記複数の超音波トランスデューサ要素を各々の軸を中心にして独立して選択的に回転させるように適合された複数のアクチュエータであって、それによって、前記複数の別個の超音波トランスデューサ要素の各々を、所望の方向に方向付けられるように配向し、そのため、付勢されるときには、前記複数の別個の超音波トランスデューサ要素が、所望の方向と所望の焦点との少なくとも一方に向けて超音波ビームを放出する複数のアクチュエータと、
を具備する超音波トランスデューサ。
【請求項４５】
前記複数のアクチュエータの各々は、原動力と、前記複数の別個の超音波トランスデューサ要素に１つに連結されたリンケージと、を含む請求項４４記載の超音波トランスデューサ。
【請求項４６】
前記複数の別個の超音波トランスデューサ要素が配置されるハウジングをさらに具備する請求項４４記載の超音波トランスデューサ。
【請求項４７】
前記複数の別個の超音波トランスデューサ要素の各々に選択的に連結されてそれへ駆動信号を提供する複数のリードをさらに具備する請求項４４記載の超音波トランスデューサ。
【請求項４８】
前記複数の別個の超音波トランスデューサ要素の各々は、圧電セラミック、接着剤結合剤、および、熱的に伝導性の粒子を含む複合混合物を具備する請求項４４記載の超音波トランスデューサ。
【請求項４９】
複数の別個の超音波トランスデューサ要素によって放出される超音波ビームの所望の方向と所望の焦点との少なくとも一方を機械的に制御する方法であって、
（ａ）起動されるときに回転するように旋回式に装着される複数の別個の超音波トランスデューサ要素であって、各々が、その自己のアクチュエータによって独立して旋回される複数の別個の超音波トランスデューサ要素を提供するステップと、
（ｂ）各々が超音波信号を放出するように、前記複数の別個の超音波トランスデューサ要素を起動するステップと、
（ｃ）生成する超音波信号が、所望の方向と所望の焦点との少なくとも一方へ方向付けられる超音波ビームに結合されるように、前記複数の別個の超音波トランスデューサ要素を、そのそれぞれの軸を中心にして選択的に回転させるステップと、
を含む方法。
【請求項５０】
超音波画像形成と、部位に対する超音波治療を行うこと、との両方が可能である超音波アプリケータであって、
（ａ）ハウジングに装着された超音波トランスデューサと、
（ｂ）前記超音波トランスデューサを付勢する信号を画像形成モードと治療モードとの一方に伝えるために、制御システムを前記超音波トランスデューサへ連結するように適合された複数の導体と、
（ｃ）前記制御システムに連結されるように適合され前記超音波トランスデューサへ接続された品質要因回路であって、前記超音波トランスデューサが前記画像形成モードかまたは前記治療モードかで作用しているかに基づいて、前記超音波トランスデューサに関連する品質要因を変えるように選択的に起動されるスイッチを含む品質要因回路と、
を具備する超音波アプリケータ。
【請求項５１】
前記超音波トランスデューサは、凹型湾曲形状に構成される請求項５０記載の超音波アプリケータ。
【請求項５２】
前記超音波トランスデューサは、圧電セラミック、接着剤結合剤、および、熱的に伝導性の粒子を含み、可撓性がある複合混合物を具備する請求項５０記載の超音波アプリケータ。
【請求項５３】
前記超音波トランスデューサの曲率半径が前記超音波トランスデューサの焦点を制御するように選択的に変動可能であるように、前記超音波トランスデューサは前記ハウジング内に装着される請求項５２記載の超音波アプリケータ。
【請求項５４】
前記超音波トランスデューサの一方の端に連結される可動シャフトをさらに具備し、前記可動シャフトは、前記超音波トランスデューサの前記曲率半径を変えるように動かされる請求項５３記載の超音波アプリケータ。
【請求項５５】
前記可動シャフに駆動的に連結される原動力をさらに具備し、前記原動力は、前記可動シャフトを動かすように選択的に付勢され、それによって前記超音波トランスデューサの前記曲率半径を変え、したがって、前記超音波トランスデューサの前記焦点を変える請求項５４記載の超音波アプリケータ。
【請求項５６】
前記超音波トランスデューサの一方の端に連結された可動リンクをさらに具備し、前記可動リンクは、前記超音波トランスデューサの湾曲形状を制御するように動くことができ、それによって、超音波ビームが放出される方向を制御する請求項５３記載の超音波アプリケータ。
【請求項５７】
前記可動リンクが動くときに、前記超音波トランスデューサによって想定された前記湾曲形状を制御し制限する限界をさらに含む請求項５６記載の超音波アプリケータ。
【請求項５８】
前記超音波トランスデューサを支持し前記ハウジング内に回転可能に装着されるキャリッジをさらに具備し、前記キャリッジは、前記超音波トランスデューサによって放出される超音波ビームの方向を制御するように回転される請求項５０記載の超音波アプリケータ。
【請求項５９】
前記キャリッジは、前記超音波アプリケータの長手方向軸に沿って移動可能であり、前記超音波トランスデューサの長手方向配置を制御し、前記超音波トランスデューサによって放出される超音波ビームの焦点の対応する位置を制御する請求項５８記載の超音波アプリケータ。
【請求項６０】
前記超音波トランスデューサの背部表面に対して当接する複数の可動ピンをさらに具備し、前記複数の可動ピンの各々は、それによって放出される超音波ビームの所望の焦点を生成する前記超音波トランスデューサの湾曲を画成するように位置決めすることができる請求項５３記載の超音波アプリケータ。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（関連出願）
本出願は、１９９９年１２月２３日に出願された米国予備特許出願第６０／１７１，７０３号に基づいており、その出願日の利益は、米国特許法第１１９条（ｅ）３５に基づき請求されるものである。
【０００２】
（発明の分野）
本発明は、主に、画像形成目的および治療目的で超音波を使用することに関し、より具体的には、治療を行うのに高度に効率的であり、且つ、診断用画像形成のために広い帯域幅の超音波信号を生成する簡略化超音波トランスデューサに関する。
【０００３】
（発明の背景）
超音波は、人間の可聴範囲の上限を超える周波数（すなわち、２０ｋＨｚ超過）を有する音波を意味する。その比較的短い波長のため、超音波は人体を貫通することができる。この特性に基づいて、診断目的で人間の内部器官を画像形成するために、２〜２０ＭＨｚの周波数範囲の超音波が、広く使用されている。
【０００４】
組織に対する熱損傷を避けるために、診断用超音波画像形成の電力レベルは非常に低く保たれる。画像形成に使用される典型的な超音波強度（単位領域当たりの電力）は、１平方センチメートル当たり０．１ワット未満である。１平方センチメートル当たり１０００ワットを超える強度を有することができる高強度焦点超音波は、空間的焦点の領域で組織温度を数秒で６０℃を超えて上げることができ、ほぼ瞬時に組織を壊死させることができる。
【０００５】
高強度超音波は、肝臓で（Ｇ．タハー著「超音波焦点ビーム手術」、医療および生物学における超音波、第２１巻第９号、１０８９〜１１００頁、１９９５）、前立腺で（Ｎ．Ｔ．サンビおよびＲ．Ｈ．ホーズ著「高強度焦点超音波」、実験および調査用内視鏡検査、第４巻第２号、３８３〜３９５頁、１９９４）、および、他の器官で、組織を処置し破壊するように提案されている。
【０００６】
超音波トランスデューサは、画像形成および治療用の超音波を生成する。典型的な超音波トランスデューサは、ＰＺＴセラミック、電極、整合層、および、バッキング材料等の圧電材料を具備する。電場が圧電セラミックプレートの両側の２つの電極に加えられるときに、プレートの厚さは、場の極性に依存して、拡張するかまたは収縮する。電場の極性が２０ｋＨｚを超える高周波数で交替する場合、プレートの急速な拡張／収縮によって生じる機械的振動が、超音波を生成する。
【０００７】
超音波治療中に、高電力が超音波トランスデューサに加えられて、それに応じた高音響出力電力を生成する。トランスデューサ電力変換効率は、出力音響電力の入力電力に対する割合である。高トランスデューサ電力変換効率は、電力損失によるトランスデューサ内部加熱を最小限にすることが常に望ましい。
【０００８】
超音波画像形成中に、低電力電気パルスがトランスデューサを駆動し、低電力超音波パルスを患者身体内に伝達させる。超音波エコーは、器官境界および他の組織および身体内の生理的構造物から反射され、一般に同一の超音波トランスデューサによって受け取られ、電気出力信号に転換され、これは、内部器官の超音波画像をディスプレイに生成するように処理される。広い周波数帯域幅を有するトランスデューサは、良好な画像解像度を得ることが望ましい。しかし、超音波治療中に高効率を得たいという欲求および超音波画像形成中に広い帯域幅を得たいという欲求は、同一トランスデューサ設計の中で同時に満足させることは困難であることが多い。
【０００９】
大量の罹病組織を処置するかまたは画像形成するために、機械的にまたは電子的にで、超音波ビームを発生させて組織を走査させる。米国特許第４，９３８，２１６号に開示されたような機械的走査装置では、１つまたはそれ以上の電気モータが超音波トランスデューサを異なる位置に位置付ける。より一般的な種類の電子走査装置の１つは、「非侵襲性前立腺手術のための腔内超音波位相アレイ」（超音波、強誘電体および周波数制御に関するＩＥＥＥ報告書、第４３巻第６号、１０３２〜１０４２頁、（１９９６））という題名の論文でＥ．Ｂ．ハッチンソンおよびＫ．ハイニネンによって開示されたような超音波線状位相アレイトランスデューサを使用する。電子走査装置は、アレイに配置された複数の小さな圧電要素を有する。これらの要素は独立して駆動される。これらの要素を付勢するために加えられる駆動信号の位相を適切に制御することによって、アレイは、異なる深さおよび角度で方向付けられる超音波ビームを形成させられる。電子走査トランスデューサは、機械的走査トランスデューサに対して、多くの利点を有する。主な利点は、電子装置には動く構成要素がなく、そのため、耐久性および信頼性がかなり高いことである。電子装置の不利点は、その複雑性およびそれに関連してコストがかなり高いことである。利点と不利点との間の妥協を得るために、米国特許第４，７５７，８２０号等のいくつかの先行技術では、機械的アプローチおよび電子的アプローチの両方を含む設計が開示されている。
【００１０】
しかし、システムおよびトランスデューサの複雑性は、依然として電子治療アレイの主要な不利点の１つである。治療用トランスデューサは、高音響電力出力を生成するための大きな表面積と、深い処置のために大きな開口部とが必要である。ｆ数（開口部サイズに対する焦点深度）は、０．８〜２．５の範囲内に一定に保たれることが好ましい。他方、超音波ビームを広範囲にステアリングし、小さなｆ数を使用してビームの焦点を合わせるために、超音波位相アレイは、狭い要素は広範囲の方向にわたって超音波ビームを伝達することができるため、きわめて微細な狭いアレイ要素を有さなければならない。
【００１１】
画像形成機能および治療機能を提供することができるために大きな開口部と微細要素との両方を有するトランスデューサを提供するために、従来の治療用位相アレイ設計は、非常に多くの数の要素を含む。たとえば、最大深さ５ｃｍで病変を処置するために、１．０のｆ数を有する治療用線状アレイは、約５ｃｍの開口部幅を有しなければならない。この深さで使用するために、トランスデューサは一般に約３ＭＨｚの周波数で作動する。この周波数で、水または生理的軟組織内の超音波の波長は、約０．５ｍｍである。鋭い焦点（すなわち、比較的小さなｆ数）を有するこの構成の位相アレイでは、アレイは一般に、それが生成する超音波ビームの波長の約０．５〜０．７倍の要素ピッチサイズを有する。波長の約０．６倍のピッチサイズで、例としての治療用アレイは、約０．３ｍｍの要素ピッチサイズおよび合計で約１６７の要素を有してもよい。
【００１２】
各要素は、アレイ用の制御システムに専用電子駆動回路を有する。上述のような位相アレイを駆動するために、制御システムは１６７セットの駆動回路、すなわち各要素につき１つの駆動回路、を含む必要がある。アレイおよび制御システムは、少なくとも１６７のより小さな同軸ケーブルをその内部に含む厚いケーブルを通して接続される。各小さな同軸ケーブルは、比較的大きな電流を治療用アレイ要素へ運ぶために、十分な大きさの断面積の導体を有さなければならない。この必要性に合致する必要がある厚いケーブルは、装置を取り扱うのを困難にする。
【００１３】
これらのすべての制約を考慮すると、ケーブルおよびそれに連結された制御システムを含むそのような治療用位相アレイの複雑性は、エンジニアには容易に非現実的なものになることは明らかであり、そのコストは、大半の医療施設の予算を超過するのは確実である。治療用位相アレイが広く受け入れられなかったのは、このような理由による。
【００１４】
画像形成および治療の両方に超音波アレイトランスデューサを使用することは望ましい。両方の機能に使用することができるトランスデューサを有するより小さなサイズのプローブが有利である。たとえば、多くの内視鏡検査治療用の超音波用途では、使用することができる処置装置のサイズに制限がある。したがって、両用超音波アレイトランスデューサはプローブのスペースを節約することができる。また、超音波画像形成ガイド治療用途では、２つの空間的平面があり、一方は画像形成用であり、他方は処置用である。処置領域が画像形成平面で観察することができるように、これらの２つの平面は重なり合わなければならない。しかし、２つの間隔をおいて離れたトランスデューサから２つの平面に見当を合わせることは困難であることが多い。処置ゾーンにはブラインドスポットがあることもあり、これは、画像形成平面では観察することができない。しかし、１つのトランスデューサを画像形成および処置の両方に使用するのであれば、非重なり合いゾーンの問題は発生しない。
【００１５】
先行技術は、両用の位相アレイトランスデューサを設計する問題を広範囲には扱っていない。上述のように、そのようなトランスデューサで効率および適切な帯域幅を達成することを満足させなければならない共通点のない設計パラメータの間の衝突の他に、熱散逸および要素クロストーク等の、治療用位相アレイトランスデューサを作る際の解決されていない他の問題がある。米国特許第６，０５０，９４３号、および、「画像形成および治療用の効率的な広帯域線状アレイ」（超音波、強誘電体および周波数制御に関するＩＥＥＥシンポジウム、１９９９年１１月）という題名のＰ．Ｇ．バースおよびＭ．Ｈ．スレイトンによって刊行された論文では、著者らがこれらの問題のいくつかを扱っている。
【００１６】
このようにして、画像形成および治療の両方に使用可能な簡略且つ高度に効率的な超音波トランスデューサアレイを使用する超音波装置が明らかに必要である。この種類の超音波装置を使用して、患者の内部状態の同時超音波画像を生成し、処置部位に超音波治療を提供し、処置結果をモニタすることができる。そのような超音波トランスデューサアレイは、高強度超音波を生成して、腫瘍または他の罹病組織を切除するかまたは壊死させることができなければならない。
【００１７】
（発明の開示）
本発明は、超音波トランスデューサ要素の略凹型アレイを具備する超音波トランスデューサ装置を提供する。装置は、トランスデューサ要素の従来の線状アレイの要素に使用されるものに比較して、減少した数のトランスデューサ要素および大きなピッチサイズが可能である。要素の数を減少することは、接続ケーブルおよび制御チャネルの必要な数も減少する。同一性能を与えながら、凹型アレイシステムは、従来の線状位相アレイシステムよりも、かなり簡略でありコストが低い。凹型形状では、トランスデューサ要素の間に必要な位相差が小さく、したがって、要素の間のクロストークおよびカーフ充填の加熱も減少する。この形状は、ビーム形成処理中に格子ローブ問題の影響も減少する。
【００１８】
画像形成機能および治療機能の両方を提供するために、本発明の１つの実施態様は、低Ｑ要因および高Ｑ要因の間を急速に切り替える回路構成を含む。あるいは、本発明は、画像形成用の１つのトランスデューサアレイと、治療用の別のトランスデューサアレイと、を含んでもよく、アレイの一方が目標部位に選択的に作用することができる。たとえば、画像形成トランスデューサアレイおよび治療用トランスデューサアレイは、回転可能なキャリッジの両側に取り付けられてもよく、キャリッジが回転するのにつれて、交替して目標部位に方向付けられる。
【００１９】
トランスデューサアレイの焦点の位置を制御するために、本発明の１つの形態は、ビームステアリング機構またはコントローラを含み、トランスデューサ要素を駆動する信号の位相または遅延を調節する。良好な画像解像度用にトランスデューサ帯域幅を増加するために、機械的バッキングの等価物を提供する電気減衰回路を含むことができる。トランスデューサの効率および帯域幅を改良するために、１つまたはそれ以上の材料音響整合層および／またはエアバッキングが任意に含まれてもよい。さらに、本発明は、トランスデューサによる熱散逸を改良するために、１つまたはそれ以上の金属整合層を任意に含んでもよい。
【００２０】
焦点の位置を制御するために、可撓性のあるトランスデューサアレイが提供されることが好ましい。可撓性のある外側層およびトランスデューサ要素の間のカーフ充填によって、アレイは異なる湾曲で曲がることができる。固定された湾曲アレイと同様に、可撓性のあるアレイは、必要なトランスデューサ要素の数を減少する。しかし、可撓性のあるアレイの実施態様によって、医師は画像形成視野（ＦＯＶ）を調節することができ、アレイの幾何学的形状を変えることによって、処置焦点合わせの制御を簡略化する。
【００２１】
これらの能力を促進するために、本発明は幾何学的制御機構を含んでもよい。好ましくは、制御機構および可撓性のあるトランスデューサアレイは、腹腔鏡アプリケータを具備し、その中で、線状アクチュエータが可撓性のあるトランスデューサアレイの一端を反対側の固定された端へ移動させ、トランスデューサアレイを所望の湾曲形状に屈曲させる。アクチュエータは、あるいは、手動調節可能なシャフト、または、モータ駆動のねじ山を切ったシャフト、シャトルブロック、プッシュロッド等を具備する。別の実施態様は、位置ストップまたは位置テンプレートを含んで、アレイの湾曲をガイドし、そのため、アレイは位置ストップまたはテンプレートのプロファイルに整合する。位置ストップまたはテンプレートは予め設定されてもよく、または、調節可能であってもよい。幾何学的制御機構は、画像形成または治療の機能の一方に専用である１つのトランスデューサアレイに独立して加えられてもよく、一方、別のトランスデューサアレイは他方の機能に専用である。たとえば、腹腔鏡アプリケータでは、制御機構は、回転可能なキャリッジに接続された治療トランスデューサアレイに加えられてもよく、一方、画像形成トランスデューサアレイは回転可能なキャリッジの反対側に取り付けられ、何れの制御機構は設けられていない。
【００２２】
本発明の別の実施態様は、複数のトランスデューサアレイを含み、各々が共通焦点に向けて方向付けられる。複数のトランスデューサアレイを使用することによって、各アレイがより少ない数のトランスデューサ要素を含むことが可能になり、比較的広い画像形成および処置領域を提供する。各トランスデューサアレイは旋回点を中心にして旋回することもでき、複数のトランスデューサアレイの制御された旋回が、共通焦点の位置を制御するようにする。これによって、共通焦点が少なくとも２つの方向に制御されて動くことが可能である。
【００２３】
本発明の別の態様は、略凹型形状を備えた超音波トランスデューサ装置を製造するためのトランスデューサ製造方法を含む。この方法は、トランスデューサアレイの湾曲を制御するために不均一な堅さを有するカーフ充填を提供するステップを含む。たとえば、カーフ充填に対称的に不均一な堅さを設けることは、均一な堅さのカーフ充填を有するアレイに比較して、トランスデューサアレイの一方の端を動かすときに、放物線形状ではなく、アレイの対称的な半円形状を得る可能性を改良する。あるいは、または加えて、この方法は、不均一な堅さを有する支持層を提供するステップを含んでもよい。この方法の別のステップは、トランスデューサ要素と金属支持層との間の結合を回避するために、トランスデューサ要素を支持する支持層の側のトランスデューサ要素の間の金属支持層に溝を切ることを含む。更なるステップは、任意に、支持層の反対側に溝を切ることと、支持層上および溝内に外側整合層を注型して支持層と外側整合層との間の結合強度を改良することと、を含む。外側整合層または支持層が変形可能ではないときには、可撓性を提供する代替ステップが、外側整合層を支持層に結合した後に、薄いストリップに外側整合層を切り、次いで、カーフに変形可能な材料を充填することを含む。
【００２４】
（好適な実施態様の説明）
前述の態様および本発明の付随の利点の多くは、添付の図面に関連するときに、下記の詳細な説明を参照しながら、良好に理解されると、よりた易く認識される。
【００２５】
超音波アレイは、その開口部表面に多くの小さなトランスデューサ要素を含み、これらのトランスデューサ要素は、図１Ａ〜１Ｃに示されるように、数種類の異なる形状配列に分布することができる。各トランスデューサ要素は、自己の電子回路によって独立して駆動される。環状アレイ（図１Ａ）は、多くの同軸リング要素１０１を含む。一次元（１−Ｄ）アレイ（図１Ｂ）は、横に並んで配列されアレイの長手方向軸にわたって横方向に延在する、多くの細長い列要素１０２を含む。１１／２−Ｄまたは二次元（２−Ｄ）アレイ（図１Ｃ）は、二次元に分布された要素１０３のマトリクスを含む。１−Ｄアレイは、簡略という利点を有し、したがって本発明で使用されるための好適な構成である。ここに記載される本発明の同一の利点は、１１／２−Ｄおよび２−Ｄアレイを使用しても達成することができる。１−Ｄアレイは、２−Ｄ画像形成および治療領域１０４を有するか、または、アレイの長手方向に沿って延在する平面を有する。
【００２６】
その共鳴周波数近くで電気的に駆動されて、超音波トランスデューサ要素は、音場を生成する。最大強度の６ｄＢ内の音場の範囲は、要素の指向性と呼ばれる。図２Ａおよび２Ｂに示されるように、所与の周波数では、より狭い要素１２１が、比較的広い要素１２２よりも広い指向性を有する。超音波トランスデューサ要素指向性の幅は、超音波画像形成の受容角度と称される。図２Ａには、受容角度１２５が示されている。要素幅が伝播媒体（この場合は水または組織）の超音波波長のおよそ２分の１近くに減少されるときには、受容角度は、−９０度〜＋９０度の範囲である。要素指向性が、焦点を合わせその超音波ビームをステアリングするアレイの能力を決定する。より広い指向性が、アレイにより鋭い焦点合わせおよびより広いステアリング能力を提供する。この理由のため、狭いトランスデューサ要素が常に望ましい。他方、所与の開口部サイズを提供するために、アレイには多数のより狭い要素が必要である。
【００２７】
凹型アレイ
高強度超音波治療の多くの用途のために、アレイ要素からの超音波力は、鋭く焦点を合わせなければならない。この目的は一般に、アレイの電子焦点合わせによって達成される。図３および４に示されるように、電子焦点合わせが、異なるトランスデューサ要素１０２に供給された電気駆動信号１３４の到着時間または位相関係を変え、そのため、トランスデューサ要素によって生成された音響波フロント１３５は、同時に、または同位相で、所望の超音波焦点１３２に到着する。これらの波は、コヒーレントに加わり、焦点で最高超音波強度を与える。本発明に使用されるように、電子焦点合わせの概念は、典型的な線状位相アレイ１３１用が図３に例示され、凹型アレイ１４１用が図４に例示される。小さなｆ数（すなわち、０．８〜２．５）を有する所与の超音波焦点１３２を達成するために、凹型アレイ１４１が必要とする信号遅延または位相差１３３は、かなり少なく、線状アレイ１３１よりもかなり小さな受容角度１２５を有する。凹型アレイはより小さな受容角度を有するため、より大きな要素サイズを使用することができるか、または、または使用する要素の数が少ないかであり、そのため、線状アレイに比較して、凹型アレイとこれを駆動する制御システムとのコストおよび複雑性が減少される。凹型アレイの隣接する要素の間の位相差１３３がより小さいため、格子ローブ、要素クロストーク、および、アレイのカーフ充填の加熱の問題も減少する。
【００２８】
組織の大きな領域を処置するために、超音波装置は、領域にわたってその焦点を走査できなければならない。電子ビーム焦点合わせに類似した方法で、アレイビームステアリングが、超音波トランスデューサ要素に加えられる駆動信号１３４の位相または遅延を調節することによって、達成される。このステアリング機構は、それぞれ、線状アレイ１３１用および凹型アレイ１４１用に、図５および図６に示される。電子ビームステアリングにおいて、電子焦点合わせと同様に、凹型アレイ１４１は、治療用範囲内（すなわち、１．０〜１．５の範囲のｆ数用）に、線状アレイ１３１よりも、かなり小さな受容角度１２５を有し、要素の間の必要な位相差１３３がかなり少ない。
【００２９】
図７Ａ、図７Ｂおよび図７Ｃを参照すると、凹型アレイ１４１は、駆動信号ワイヤ１５１を通って制御システム（図示せず）に接続される複数のアレイ要素１０２を具備する。共通接地ワイヤ１５２が、要素の共通接地電極１５３と、要素のサポートおよびバッキングを提供する金属ケース１５８と、に接続される。凹型アレイの小さなセクションの詳細は、図７Ｃに例示される。凹型アレイは、圧電アレイ要素層１５４を含み、これは、もっとも内側の層であり、すなわち、金属ケースのより内部に配置され、高効率化のためにエアバッキング１５５が設けられることが好ましい。アレイ要素１０２は、圧電プレートから、ダイカットされるかまたは切断され、それは、たとえば、ＰＺＴセラミックから製造される。最も重要なこととして、アレイ要素１０２は、ＰＺＴセラミック、および、窒化ホウ素等の熱的に伝導性の粒子が混合された高温エポキシを含む２−２または１−３複合材料からダイカットされてもよい。そのような圧電セラミック複合材料は、望ましくない側方向振動モードを減少し、これは、そうでなければ、アレイ要素サイズのため結果として得られることになる。この圧電セラミック複合材料は、超音波トランスデューサを製造するのに使用することができ、これは、単一の可撓性のある超音波放出要素を含み、これは、所望の形状に湾曲することができ、これが、超音波ビームを所望の方向に放出しおよび／またはステアリングする超音波ビームの焦点を制御するということも強調しなければならない。この単一要素トランスデューサの例は、図１３Ａ〜１３Ｄ、１４Ａ〜１４Ｃ、１５Ａ〜１５Ｃ、１６Ａ〜１６Ｃの実施態様に関連して、下記に検討される。
【００３０】
圧電プレートの両側に電極があり、そのため、各トランスデューサアレイ要素１０２は、その自己の駆動電極１６２と接地電極１５３とを含む。アレイ要素の間のカーフは、吸収性粒子が混合されたエポキシ等の非圧電材料１５６で充填されるか、または、充填されないままかである。中間層１５７は、アルミニウム、チタンまたはグラファイト等の熱的および電気的に伝導性の材料を具備する。
【００３１】
中間層１５７は、トランスデューサ用に４つの機能を提供する。第１に、すべてのアレイ要素の接地電極１５３を一緒に接続し、金属ハウジングの接地ポテンシャルで連結する。第２に、中間層は、アレイ内部で生成された熱をその外部に伝え、そのため、熱は良好に散逸される。中間層のへりは、金属ケース１５８に結合され、これは、ヒートシンクとして作用する。第３に、中間層１５７は、アレイの内側音響整合層であり、したがって、好ましくは、圧電セラミックのものよりも低い音響インピーダンスを有しなければならない。トランスデューサ効率を最大限にするために、中間層の厚さは適切に制御され、セラミックと超音波が連結されている組織との間に、適切なインピーダンス整合を提供する。最後に、中間層は、アレイ構造物全体に、特にカーフが充填されていないときに、機械的強度を提供する。アルミニウムが、その低音響インピーダンス、良好な熱伝導性、良好な機械強度および可撓性のため、中間層に好適な材料である。中間層１５７の包まれた縁１５９は、熱的および電気的に伝導性の接着剤１６０で金属ケース１５８に結合される。薄い電気絶縁体１６１が、包まれた縁１５９とアレイ要素との間に配置され、駆動電極１６２と接地との間の電気的絶縁破壊を防止する。効率をさらに最適化しトランスデューサ帯域幅を広げるために、１つまたは２つの外側整合層１６３が任意に含まれてもよい。外側整合層１６３は、内側整合層１５７と組織との間にインピーダンスを有する。１つの外側整合層１６３の厚さは一般に、トランスデューサ周波数のおよそ４分の１波長であり、電気的に非伝導性の材料を具備して絶縁し、接地電極１５３に隣接する中間層１５７から漏電するのを防止する。装置を完全に封止するために、電気的な絶縁コーティング１６４が金属ケース１５８の外部表面にわたって加えられる。
【００３２】
超音波画像形成のために、広い周波数帯域幅を有するトランスデューサを使用することが、高解像度の画像を提供する。トランスデューサの品質要因Ｑは、中心周波数のその帯域幅に対する割合である。広い帯域幅を確実にするために、画像形成トランスデューサのＱは一般に、重いバッキング材料を使用することによって、きわめて低くされ、適切なチューニングによって制御システムの駆動電子機器に電子的に整合される。Ｑは、トランスデューサ入力電力のその出力音響力に対する割合でもある。高強度超音波治療を行うときには、トランスデューサのＱは、高効率を達成するためにきわめて高くなければならない。単一の超音波トランスデューサを画像形成および治療の両方に使用する場合には、両方の必要条件に合致することは困難である。
【００３３】
この問題を解決するために、本発明は、図８に示されるように、画像形成中にトランスデューサＱを減少するために閉じられる電子スイッチ１７１を含むことが好ましい。トランスデューサアレイは、このスイッチが開いているときには、比較的高いＱを有するように設計される。したがって、治療中は、電子スイッチ１７１は開位置１７４に置かれ、そのためトランスデューサは高いＱおよび高い電力効率を呈する。画像形成中は、スイッチは閉成位置１７２へ動かされ、これによって、アレイ要素１０２と平行な減衰ネットワーク１７３に接続する。減衰ネットワーク１７３によって提供されたより低い抵抗のため、トランスデューサの全体的Ｑが低下し、そのため、トランスデューサの帯域幅は広くなる。図８Ａは、この概念を概略的に表すものである。１つの電子スイッチおよび１つの抵抗器が、単一のアレイ要素または一群のアレイ要素に接続されてもよいことが理解される。単一の抵抗器によって、または、複数の抵抗要素を含む複雑な整合ネットワークによって、平行抵抗を提供することができる。電子スイッチ１７１は、きわめて迅速にオンとオフとに合わせることができるため、トランスデューサのＱ要因は、その機械的構造を変えることなく即座に変更することができる。結果として、同時に画像形成および治療を即座に交互設置することができる。同一のトランスデューサが、画像形成と治療とを選択的に提供し、そのため、超音波処置方法の効率および状態を、ほぼ同時にモニタすることができる。図８Ｂに示されるように、一方が治療のために適切な減衰特性を提供し、他方が画像形成のために適切な減衰特性を提供する２つの整合ネットワークの間に選択を提供することも有利である。画像形成ネットワーク１７７は、スイッチ１７５によって選択されるときには、インピーダンスが整合されて高度に減衰されたトランスデューサ構成を提供し、一方、治療ネットワーク１７６は、このスイッチによって選択されるときには、インピーダンスが整合されて弱く減衰されたトランスデューサ構成を提供する。
【００３４】
アレイ要素１０２の中のクロストークは、超音波画像形成および治療システムの設計には、深刻な問題である。１つのアレイ要素がその超音波周波数で振動するときには、少量の振動が、隣接する要素へ側方向に伝播することができる。このリンケージは、音響クロストークと呼ばれる。隣接する要素の駆動信号が、漏れているアレイ要素と同位相であり振幅が等しいのであれば、クロストークは何の問題も起こさない。隣接する要素がオフにされるときには、クロストークは、アレイアポディゼーションに類似した方法で、付勢されたアレイ要素の等価の開口部をわずかに発生させる可能性がある（アポディゼーションとは、より低い強度の駆動信号がアレイの縁近傍でアレイ要素に加えられて、開口部のエッジ効果を減少する技術であることに注意されたい）。結果はあまり重大ではないこともあり、有利であることもある（たとえば、超音波ビームのサイドローブを減少する）。しかし、隣接する要素が電子焦点合わせおよびステアリング中に同位相でない場合には、結果として超音波ビームの位相の遅延およびゆがみの望ましくない変化になるため、クロストークは問題になりがちである。トランスデューサアレイ要素が高い駆動力で付勢されるときには、位相差が、隣接する要素の間に実質的な剪断摩擦を形成する可能性がある。この摩擦は、アレイに過加熱を引き起こす熱エネルギ損失の１つの源であり、これは、結局アレイを損傷する可能性がある。凹型アレイ１４１は、図４および図６に関して検討したように、焦点合わせおよびステアリング中に必要な位相差１３３はかなり小さく、結果として、要素の間のクロストークがその操作に与える有害な衝撃は少なくなる。
【００３５】
電子焦点合わせおよびステアリングなしで、凹型アレイ１４１の幾何学的焦点は、球形中心近傍に配置される。この特徴は、治療領域１８１が図９Ａに示されるように扇型形状を有するいくつかの用途では、トランスデューサおよび制御システムの設計をさらに簡略にする。凹型アレイで超音波治療を行っている間に、いくつかのまたはすべてのアレイ要素が一緒に接続されて、制御システムから唯一の同軸ケーブルを通って供給される電力によって駆動される（何れも図９Ａには示されていない）。凹型アレイ１４１によって生成される高強度超音波を使用して、ビームを動かさずにまたはステアリングせずに、扇形領域全体を壊死させることができる。アレイ要素１０２の中の位相遅延は、この場合は必要とされない。凹型アレイ１４１で画像形成中に、アレイ要素１０２の小群が結合されて、小さな開口部を形成する。１つの超音波ビームがアレイ要素の小群によって送信され、戻りエコーが、開口部を具備するアレイ要素の同一の小群によって受信される。凹型アレイの湾曲が、超音波の送受信の両方に、適切な焦点合わせを提供し、そのため、アレイ要素の間の位相遅延は不必要である。凹型アレイの自然な焦点合わせが、超音波画像形成システムを大幅に簡略化する。電子焦点合わせが画像の品質を改良する可能性はあるが、凹型アレイの簡略な画像形成能力が、処置ガイダンス用の受容可能な超音波画像を提供する。電子ステアリングを使用せずに、凹型アレイ１４１の簡略な超音波画像形成は、図９Ａに示されるように、鍵穴のように形状づけられたＦＯＶ画像形成領域１８２を有する。ＦＯＶの大きな扇形部分１８３が、治療領域１８１のサイズおよび形状に整合する。治療領域の頂点を越える小さな三角形部分１８４が、特別なＦＯＶを提供して、処置焦点外の組織をモニタする。この狭いＦＯＶは、簡略化画像形成システムの限界である。凹型アレイ１４１を付勢するときに電子焦点合わせおよびステアリングを使用するならば、図９Ｂに示されるように、画像形成領域１８２と治療領域１８１との両方を、選択的により広くすることができる。
【００３６】
可撓性のあるアレイ
可撓性のある、または、変形可能な超音波凹型アレイは、より広いＦＯＶを提供することができるが、依然として簡略な画像形成および治療制御システムを必要とする。図１０Ａ〜１０Ｃには、可撓性のあるアレイ１９１が例示され、異なる曲率半径へ曲げられるか屈曲されるのが示される。その湾曲を変えることによって且つ電子焦点合わせおよびステアリングを使用せずに、可撓性のあるアレイ１９１は、このように、異なる形状の画像形成および治療領域を生成することができ、その幾何学的焦点は、異なる深さに調節することができる。図１０Ａに示されるように、超音波画像形成用に可撓性のあるアレイが開かれてより平らになり、それによって、より広い画像形成ＦＯＶを生成する。超音波処置中に、アレイは、曲げられるか屈曲され、小さなｆ数を獲得し且つ所望の処置深さを達成することができる。超音波治療を行っている間に深い病変を処置するために、可撓性のあるアレイ全体が起動され、そのときに図１０Ｂに示されるように、屈曲されて最大処置深さに対応する比較的大きな曲率半径を達成する。浅い病変を処置するためには、図１０Ｃに示されるように、アレイの一部のみが起動されて、可撓性のあるアレイは曲げられるか屈曲されて、浅い深さに焦点を合わせる比較的小さな曲率半径を有する。
【００３７】
可撓性のあるアレイ１９１は、数種類の重要な利点を有する。たとえば、電子焦点合わせおよびステアリングが使用されないため、画像形成および治療の両方に必要なアレイ要素１０２の数は少ない。要素の数が少なく、位相または時間の遅延が必要ないため、制御システムがかなり簡略になる。電子スイッチ１７１（またはマルチプレクサ、図示せず）が、超音波アプリケータ内のアレイ近傍に含まれる場合、アプリケータと制御システムとの間に延在するケーブルのワイヤ１５１の数は大幅に減少される。あるいは、１アレイ要素当たりの電力が比較的高く、モード変更時間が継電器等の比較的緩慢な電気機械スイッチ装置を使用することを可能にする用途では、スイッチの代わりに継電器を使用することができる。さらに、広い画像形成ＦＯＶ１８２を使用して、病変の超音波治療を開始する前に、病変を容易に突き止めることができる（処置中に、狭いＦＯＶが依然として処置領域の同時モニタリングを提供することができる）。
【００３８】
超音波トランスデューサアレイを可撓性のあるものにするためには、数種類の方法がある。基本的に、図７Ｂおよび図７Ｃに示されるようなマルチ層アレイ構造物では、層の１つは、アレイが屈曲されるか曲げられるときにアレイ要素用の支持膜として作用する。アルミニウムまたはチタンから製造されることが好ましく、マルチ層構造物の中間に配置される薄い層１５７を使用することは、可撓性のあるアレイには理想的な支持層である。層１５７は、弾性があることが好ましく、機械的には損傷されずに何回も曲げることができる。外側整合層１６３等の他の層は、変形可能であるならば、支持層１５７に結合され、曲げている間に容易に変形される。圧電セラミック層１５４は変形可能ではないが、支持整合層に結合されているチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）セラミック材料の比較的薄いストリップを具備する。これらのストリップの間のカーフ１５６は、薄いストリップを一緒に接続して曲げている間にカーフが拡張し収縮するのを可能にする柔軟な変形可能材料で充填される。
【００３９】
セラミックストリップと金属支持層との間の結合が曲げている間に損傷されるのを避けるために、図１１Ａに示されるように、複数の浅い溝２０１が支持整合層１５７に切られ、そのため、各溝２０１が異なるカーフ１５６に整列配置される。支持整合層と変形可能な外側整合層１６３との間の結合強度を改良するために、対応する複数の浅い溝２０２が、支持整合層１５７の外側表面に切られ、変形可能な外側整合層１６３がこの外側層上に注型され、そのため、外側整合層の内側表面は溝２０２に埋め込まれる（図１１Ｂ）。外側整合層（単数または複数）１６３が変形可能ではない場合、図１１Ｃに示されるように、薄いストリップ内に切られることもでき、そのようなストリップの各々の間のカーフ２０３は変形可能な材料で充填される。
【００４０】
超音波画像形成および治療中に、可撓性のあるアレイは、ユーザの制御下で、所定の曲率半径に曲げられる。可撓性のあるアレイの曲率半径を変えるために、本発明で使用することができる多くの異なる機構がある。一般に、この目的に使用されることが好ましい何れかの機構は、可撓性のあるアレイの端２１３を延伸するか圧縮するかによって、可撓性のあるアレイ１９１を曲げるかまたは平らにする力を加える。図１２Ａおよび１２Ｂは、端を伸ばして離し、且つ、端を互いに向けて押圧し、それによって、それぞれ可撓性のあるアレイの曲率半径を増加するかまたは減少するために、可撓性のあるアレイの端２１３に力をどのように加えるかを示す矢印２１２および２１１を含む。
【００４１】
可撓性のあるトランスデューサ概念を使用する多数の有用な超音波アプリケータの実施態様を、本発明にしたがって作ることができる。再言すると、可撓性のあるトランスデューサは、可撓性があり且つ破損または他の損傷なしで所望の湾曲した形状に曲げることができる圧電セラミック複合材料製である単一のトランスデューサ要素を具備することができるか、あるいは、アレイに複数のトランスデューサ要素を具備することができることを強調しなければならない。図１３Ａは、腹腔鏡用途（すなわち、直径約１ｃｍ未満）のために、十分小さい細長い管状ハウジング８を使用して作ることができる、そのような例としての超音波アプリケータ５０を示す。アプリケータ５０では、ねじ山を切ったシャフト１が固定された回転ブロック２を通って延在し、摺動ブロック４に捕捉され回転可能に連結された回転可能な端３を含む。ねじ山を切ったシャフト１が回転すると、固定された回転ブロック２内にさらにねじ込まれるかまたはこれから外へ出て、摺動ブロック４を長手方向に延在する溝付スライド４ａ内に摺動させる。ロッド５が、チャンバ６内の可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７の端を支持し、これらのロッドの一方は摺動ブロック４に接続されるが、他方のロッドは固定される。リード９が、信号を可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７へ、且つこれから伝える。上述のように、可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７は、可撓性のある単一のトランスデューサ要素であってもよく、または、可撓性があり且つ所望の凹型湾曲形状に曲げることができるアレイに構成された複数のトランスデューサ要素であってもよい。
【００４２】
何れかの容易に入手可能な線状アクチュエータを使用して、たとえば、ねじ山を切ったシャフト１を回転して可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７の曲率半径を変えることによって、図示のＦとＦ’との間の焦点位置を変えることができる。図１３Ｂは、ねじ山を切った摺動シャトル１３内でねじ山を切ったシャフト１２を回転する小さなモータ１１を含む超音波アプリケータ５２を例示する。ねじ山を切った摺動シャトルは、したがって、溝付スライド１５内を摺動することによって長手方向に移動する。回転可能なエンコーダ１０が、ねじ山を切ったシャフト１２の回転をモニタし、リード１６に出力されてねじ山を切った摺動シャトルの位置を示し、したがって可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７の曲率半径を示す信号を生成する。
【００４３】
図１３Ｃは、超音波アプリケータ５４を示し、これは、焦点深度が、外側制御ハウジング２４のノブ２５を手で回転することによって設定されるため、全体的に手動である。可撓性のあるケーブル２７は、ノブ２５が中心ハブ２６を中心にして回転するときに、固定シース２８に対して、収縮するかまたは拡張する。可撓性のあるケーブル２７は、ハウジング８内部を延在し、動いている可動部材２９に連結される。ノブ２５が回転するときに、可撓性のあるケーブル２７は、中心ハブ２６に巻かれるか、またはハブからほどかれるかの何れかである。可撓性のあるケーブル２７の長手方向運動は、可動部材２９を押すかまたは引く。可撓性のあるトランスデューサアセンブリは、ロッド５の間に支持され、その一方は可動部材に接続される。可撓性のあるトランスデューサアセンブリの反対側の端のロッドは、略「Ｕ字形」ブラケット３０に接続され、これも固定シース２８の端を支持する。可動部材２９の長手方向移動が、可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７の曲率半径および焦点をそれに応じて変えさせる。リード９は、可撓性のあるトランスデューサアセンブリと制御システム（図示せず）との間に信号を伝える。
【００４４】
図１３Ｄは、可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７と別個の画像形成トランスデューサ２３との両方を支持する回転可能なキャリッジ２１の実質的に完全な回転運動を可能にすることによって、超音波アプリケータ５６に更なる複雑性と能力とを加える。可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７の一方の端は支持ロッド５に連結され、これは、回転可能なキャリッジ２１に連結されており、他方の端は、支持ロッド５を通して、可動ソレノイド部材２２ａに接続される。画像形成トランスデューサ２３は、回転可能なキャリッジ２１の、可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７とは対向する側に装着され、そのため、キャリッジが回転するときには、病変または他の予想される処置部位を画像形成するように、画像形成トランスデューサを位置決めすることができる。ケーブル９ａは画像形成トランスデューサに連結され、ケーブル９および９ａに連結されるコミュテータ１７は、リード３８を通してトランスデューサと制御システム（図示せず）との間に信号を伝える回転電気接続を提供する。ソレノイドアセンブリ２２は、線状起動を提供して、可撓性のあるトランスデューサ７の曲率半径を変える。ソレノイドアセンブリは、電流で起動されるときには、可動ソレノイド部材２２ａを磁気的に長手方向に移動させる。可動ソレノイド部材２２ａは、支持ロッド５に連結され、これは、上述のように、可撓性のあるトランスデューサの一方の端に接続されている。電気モータ１９が起動されて、回転可能なキャリッジ２１に接続されているシャフト２０を回転する。リード１６を通して提供される電流で電気モータ１９を選択的に起動することによって、画像形成トランスデューサ２３または可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７を、患者の身体の所望の領域へ向けて方向付けることができる。画像形成用に別個の専用画像形成トランスデューサ２３を使用することによって、可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７から分配された治療中超音波エネルギの位置と同一に整列配置されるきわめて高品質の画像を提供する。回転可能なエンコーダ１８は、シャフト２０の回転位置をモニタし、回転可能なキャリッジの角度位置を示し且つしたがって可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７および画像形成トランスデューサ２３が面している方向を示す出力信号をリード１６上に生成する。
【００４５】
更なる程度の運動を提供するアプリケータが、図１４Ａないし図１４Ｃに示される。図１４Ａは、回転可能に駆動される可撓性のあるねじ山を切ったシャフト１’を有するアプリケータ５８を示し、可撓性のあるねじ山を切ったシャフトが固定された回転ブロック２内に回転するときにアプリケータの長手方向軸に沿ってトランスデューサアセンブリ３９を移動させ、摺動ピローブロック３３内のトランスデューサアセンブリの遠位端３５を動かし、これによってトランスデューサアセンブリが回転するのを防止する。アプリケータ５８は、可撓性のあるセクション３７を含むハウジング８’を有する。可撓性のあるねじ山を切ったシャフトを通って延在するリード３１は、トランスデューサアセンブリと外部制御システム（図示せず）との間に信号を伝える。トランスデューサアセンブリ３９は、任意に中央画像形成トランスデューサ３２を含んでもよく、単一の可撓性のあるトランスデューサ要素として、または、トランスデューサ要素の可撓性のあるアレイとして、製造することができる。
【００４６】
図１４Ｂおよび図１４Ｃは、完全３−Ｄ治療用範囲を提供する超音波アプリケータ６０および６２を例示する。図１４Ｂに示されるアプリケータ６０では、この範囲は、キャリッジ３０の選択的回転を、可撓性のあるねじ山を切ったシャフト１’を使用するキャリッジの長手方向移動と組み合わせることによって達成され、ソレノイドアセンブリ４１は、可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７の曲率半径を選択的に制御する。可撓性のあるねじ山を切ったシャフト１’は、可撓性のあるトランスデューサアセンブリが面する方向を制御し、且つ、ハウジング８内のその長手方向位置を制御するように、回転する。ソレノイドアセンブリ４１（または他の適切な種類の線状モータまはた線状アクチュエータ）を付勢して、可動ソレノイド部材４１ａを長手方向に動かし、これは支持ロッド５に接続され、これに対して可撓性のあるトランスデューサアセンブリが接続される。ソレノイドアセンブリはしたがって、可撓性のあるトランスデューサアセンブリの屈曲を制御し、これがその焦点を決定する。
【００４７】
図１４Ｃにおいて、アプリケータ６２は、電気モータ１９と回転可能なエンコーダ１８とコミュテータ４３とを含み、遠隔駆動装置に連結された長い可撓性のある駆動シャフトの必要性を排除する。電気モータ１９は、ねじ山を切ったシャフト１を駆動し、これは回転可能なキャリッジ３０を回転し、そのため、可撓性のあるトランスデューサアセンブリ７または画像形成トランスデューサ２３が、患者の身体内の当該領域へ向けて方向付けられ、連続した回転で、回転可能なキャリッジをハウジング８内で長手方向に移動させることができる。ソレノイドアセンブリ２２が、上述のように、可撓性のあるトランスデューサの曲率半径を制御する。
【００４８】
図１５Ａ〜図１５Ｃは、曲がることができるトランスデューサアセンブリ６４を示し、その中で可撓性のあるアレイ７６は、選択的に且つ制御可能に装置の長手方向軸から離れて曲がり、したがって、より大きな範囲の曲率半径を提供する。あるいは、要素のアレイの代わりに、単一の可撓性のあるトランスデューサ要素を使用することができる。プローブが最初にトロカール内に挿入されるときには、大きな曲率半径を維持することができ、ひとたび挿入されると、小さな曲率半径が選択されてもよい。可撓性のあるアレイ７６は、支持フレーム６６の直立位置６８へ端７８で接続される。側方向シェルフ７４が、焦点Ｆ１で焦点を合わせられるときに、可撓性のあるアレイ７６に限界を提供し、その後、より近い焦点Ｆ２で焦点を合わせられ、これは左へずれている。可撓性のあるアレイ７６’として構成されるように可撓性のあるアレイ７６を曲げるために、可撓性のあるアレイの遠位端７８’に取り付けられるロッド７０は、固定されたスリーブ７２を通って引かれる。固定されたスリーブ７２は、直立部分６８に連結される。ロッド７０を左側へ引くことによって（図１５参照）、可撓性のあるアレイまたは単一のトランスデューサ要素の形状を変え、より湾曲させて、変位したより短い焦点を形成する。
【００４９】
可撓性のあるアレイを曲げ適切に超音波ビームの焦点を合わせるときに、その幾何学的形状、すなわち、その曲率半径および湾曲の形状を正確に知ることが必要である。湾曲の形状は、円の弧であることが好ましい。そうであるならば、可撓性のあるアレイの半径を、２つの端の間の距離から導くことができる。この距離は、上述のように、正確に調節され維持されることが可能である。
【００５０】
可撓性のあるアレイまたは単一の要素である可撓性のあるトランスデューサに、所望の湾曲の形状を維持することはかなり困難である。互いに向けて端を動かすように均一な堅さを有するアレイ要素（または１つのみの要素を備えた可撓性のあるトランスデューサ）のストリップの２つの端に力を加えるときに、ストリップの結果として得られる湾曲は、円の弧ではないが、その代わり、双曲線または放物線の弧である。可撓性のあるアレイ７６を所望の湾曲に形状づけるのに有用である簡略な圧縮および延伸技術を実行する１つの方法は、不均一な堅さを有するような可撓性のあるアレイを製造することである。具体的には、可撓性のあるアレイの中心は、２つの端近傍よりも堅くなければならない。適切な堅さ機能は、円の弧を形成するために、経験的に見い出される。可撓性のあるアレイ１９１の支持層１５７の不均一な厚さは、この必要性を達成することができる。しかし、支持層１５７は、トランスデューサの音響整合層でもあり、不均一な厚さを有する整合層は、音響的立場からは受け入れることができない。１つの解決法は、アレイの側部に１つまたは２つの不均一な堅さの金属片を結合して、必要条件に合致する堅さプロファイルを形成することである。別の解決法は、曲げることができるトランスデューサにすることおよび不均一な堅さにすることでハウジングを作ることである。この実施態様において、可撓性のあるアレイおよびハウジングは、一緒に曲げるかまたは屈曲することができ、そのため、ハウジングの不均一な堅さが、直接、可撓性のあるアレイの曲率に影響を与える。
【００５１】
アレイの湾曲を制御する別の解決法は、曲げている間に位置ストップを使用してアレイ形状を抑制することである。この技術は、数種類の所定の曲率半径しか必要がないときに、特に有用である。図１６Ａにおいて、複数のストップピン２２１が可撓性のあるアレイ１９１の後ろに置かれる。再言すると、単一の要素しか有さない可撓性のあるトランスデューサを、可撓性のあるアレイの代わりに使用することができる。可撓性のあるアレイ１９１の背部に接触するこれらのストップピンのヘッド２２２の位置を、機械的に制御して所定のストッププロファイルを画成することができる。アレイ１９１の２つの端２１３が互いに向けて押されるときには、アレイの背部がストップピン２２１のヘッド２２２に対して動き、これは、アレイの形状が所望のプロファイルに整合するように位置決めされる。異なるアレイ半径には、ストップピンは異なる位置に設定される。
【００５２】
ストップピンの配列は、トランスデューサを患者に挿入する前か、または、トランスデューサを適所に置いた後かの何れかに、アレイの曲率を調節するための配列も可能にする。ストップピン２２１は、従来のシリンダロックのピンに見られる構成に類似した構成を有することに注意されたい。したがって、ピンが長手方向に動いてヘッド２２２を位置決めするように装着される場合、トランスデューサハウジングのスロット２０７に挿入されたキー２０９のリッジ２１５は、ストップの内側端に作用して、ヘッドの所望の位置を設定することができる。キーの各リッジ２１５の拡張または深さは、次いで、リッジによって作用されるそれぞれのピンがどれほど遠くへ押されるかを決定し、それによってピンのヘッドの位置を制御する。したがって、異なる深さのリッジを持つ異なるキーを使用して、可撓性のあるアレイ用の他の湾曲形状を達成することができる。ユーザは、単に、適切なキーを挿入して、トランスデューサの特定の用途に必要な可撓性のあるアレイ１９１の所望の湾曲を発生させればよい。図面には示されていないが、リッジが可変深さを有するカムとして形状づけられる単一のキーを代わりに使用することができ、そのため、トランスデューサハウジングのスロット内のこのキーの角位置に依存して、トランスデューサを患者の身体に挿入する前に、所望の湾曲形状が「ダイアル調整」され得ることも企図される。この選択を使用してピン位置を制御する場合、キーおよびトランスデューサハウジングには、所定の見当表示が設けられて、ユーザは選択された形状を識別することができる。
【００５３】
図１６Ｂには、ストップテンプレート２２３が、可撓性のあるアレイ１９１の後ろ（または、１つの要素しか有さない可撓性のあるトランスデューサの後ろ）に配置される。ストップテンプレート２２３は、可撓性のあるアレイ１９１の背部表面に対して押し、正確な曲率半径を画成する。異なる湾曲のテンプレートを使用して、異なる曲率半径を画成することができる。
【００５４】
ピン／キー配列を使用して、可撓性のあるアレイが患者の身体内に配置されるときでさえ、可撓性のあるアレイの形状を調節することができる。図１６Ｃに示されるように、この機能は、リード２００を通して供給された信号に応答して各々が別個に制御される複数の線状アクチュエータ１９９を提供することによって、達成することができる。線状アクチュエータは、スロット１９７を含んで線状アクチュエータを圧縮して保持する支持フレーム１９５に装着される。遠隔式に起動されるシャフト１９３が、可撓性のあるアレイ１９１の一方の端に取り付けられた支持ロッド５に作用し、可撓性のあるアレイを変形する力を提供する。可撓性のあるアレイの対向する端は、支持フレーム１９５に旋回式に取り付けられる。リード２００を通して供給された信号は、したがって、各ピン２２１の深さを決定し、可撓性のあるアレイ１９１の湾曲を制御し、超音波アプリケータの可撓性のあるアレイが患者の身体に挿入された後に、オペレータが湾曲を容易に変更するのを可能にする。
【００５５】
機械的にステアリングされたアレイ
可撓性のあるアレイおよびその制御システムを簡略化するために、より少ない数のアレイ要素１０２を使用することが望ましい。所与のアレイサイズでは、より少ない数の要素を使用するため、アレイ要素のサイズがより大きくなる必要がある。図２Ａおよび２Ｂに示されるように、より大きなアレイ要素はより狭い指向性パターン１２３を有する。行われている超音波治療の焦点で高強度を達成するために、すべての要素からの狭い指向性パターンが、焦点１３２へ向けてステアリングされなければならない。しかし、アレイ要素のステアリングは、通常は電子的に達成することはできない。したがって本発明は、この問題を解決するために機械的にステアリングされたアレイを提供し、図１７Ａ〜図１７Ｄに示されるように、異なる深さで焦点を合わせることができ、図１８Ａおよび図１８Ｂに示されるように、焦点を異なる場所へ移すことができる。
【００５６】
機械的アレイは、複数の小さな単一要素トランスデューサ２３２を具備する。各超音波トランスデューサ２３２は、シャフト２３３上で左右に旋回することができる。単一要素トランスデューサの指向性パターンは、その中心表面に対して垂直である。単一要素トランスデューサは、凹型表面２３４を有し、これが、超音波を、アレイ装置の最大焦点深度に焦点を合わせる。超音波治療中に、すべての小さなトランスデューサ要素は、その中心軸を中心にして旋回し、そのため、その指向性パターン１２３は焦点１３２へ向けて方向付けられる。トランスデューサ要素を付勢するために加えられる駆動信号の位相遅延は、−πと＋πとの間で調節され、すべてのトランスデューサ要素からの波フロントが、同位相で焦点１３２に到着するのを確実にし、そのため、焦点で強度が最大化される。超音波画像形成中に、それぞれ小さなトランスデューサ要素を使用して、そのＦＯＶを走査し、画像フレームを形成する。すべてのトランスデューサ要素からの画像は、空間的に一緒に合成され（平均され）、アレイ全体の画像品質を改良することができる。
【００５７】
機械的アレイ要素の回転または旋回は、マイクロ電気モータまたはアクチュエータ２３５を使用することによって実行することができ、これらは、歯車２４７および２４９を有するリンケージ２３９を通してトランスデューサ要素へ連結される。駆動装置およびリンケージアセンブリの詳細は、図１７Ｄに１つのトランスデューサ要素用に示される。この図面に示されるように、各マイクロ電気モータ２３５は、歯車２４７が装着されるシャフト２４３を回転式に駆動する。歯車２４７は、シャフト２３３に取り付けられている歯車２４９に係合してこれを回転する。シャフト２３３の回転が、トランスデューサ要素を回転させる。回転式エンコーダ２４５が、トランスデューサ要素の角回転を示す信号を生成し、各トランスデューサ要素の角位置を容易に決定できるようにする。これらの要素は、比較的小さな角度で（一般に９０度未満）左右に旋回するだけであるため、トランスデューサ信号ワイヤ２３７は、ブラシ、コミュテータまたは他の連結装置を使用する必要なく、直接トランスデューサ要素に接続することができる。アレイ２３１の全体的プロファイルも比較的小さく、そのため、スペースが限られている領域でも使用することができる。少数のトランスデューサ要素２３２およびその電子制御装置のみを使用して、この機械的アレイを、画像形成および治療の両方のために、広い領域を走査するように使用することができる。
【００５８】
本発明で使用される制御システムモジュールの構成は、図１９に示される。トランスデューサ要素３０２（１−Ｎの数字を付けて示される）は、各々が圧電材料を具備し、湾曲したアレイ３４４に配置され、上述の湾曲したアレイトランスデューサの実施態様の何れかに対応する。要素３０２は、治療／画像形成（Ｔ／Ｉ）スイッチ３１８および送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ３３４を通して、特定の励起および信号処理機能モジュールに接続される。アレイ３４４の各要素３０２は、所定の周波数、振幅および位相特性を有する信号で電気的に励起され、アレイ上に複合位相パターンを生成し、送信された音響エネルギの焦点を合わせ、所定の位置に焦点スポットを位置付けるようにする。要素３０２によって放出される超音波信号の焦点を合わせおよび／またはステアリングをするための位相差を使用しない上述の実施態様において、要素に加えられる信号は、同位相であることに注意されたい。また、要素３０２は、パルス・エコー画像形成モードで操作されてもよく、目標領域または患者の身体の部位の視覚化を容易にすることに注意すべきである。
【００５９】
図１９は、個別で「Ｎ」個の圧電要素と、スイッチ、整合ネットワーク、および、信号処理機能のＮ対応補足を体現するシステムを示し、すべてが様々に、治療制御ユニット３０８、画像形成制御ユニット３１０、および、マルチチャネルレシーバ３１２の制御下にある。
【００６０】
１つのチャネルに関連した相互接続および要素の記載は、同時に並行に作用するすべてのチャネルの全体的機能を理解するのに有益である。図１９で「１」を与えられたチャネルが記載されるが、この記載は他のすべてのチャネルに等しく適用される。「治療」位置でチャネル１のＴ／Ｉスイッチ３１８では、そのチャネルの要素３０２は、チャネル１の治療整合ネットワーク３２０に接続され、これは、この要素が実質的に減衰されないような特性を有する。チャネル１のプログラム可能な増幅器３１６は、治療制御ユニット３０８の制御下にあり、所定の振幅を設定する（要素に励起が加えられない場合は、ゼロであってもよい）。特定の周波数および位相を有する信号が、再度、治療制御ユニット３０８の制御下にあるそのチャネルのプログラム可能なオシレータ３１４によってチャネル１の増幅器３１６へ提供される。
【００６１】
チャネル１のＴ／Ｉスイッチ３１８が「画像形成」位置を選択すると、要素３０２は、チャネルの画像形成整合ネットワーク３２２に接続され、これは、要素３００が大いに減衰されるような特性を有する。図１９に示されるように、受信モードでは、チャネル１の画像形成整合ネットワーク３２２はそのチャネルの送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ３３４に接続され、これは、画像形成パルスが送信されるときにそのチャネル用のパルサー３３２に接続されるか、または、モニタ３４０に部位を画像形成するためにエコーパルスが受信されるときにマルチチャネルレシーバ３１２のチャネル１用の入力に接続されるか、の何れかを選択する。モニタ３４０にパルスエコーを画像形成しディスプレイすることは、診断超音波業界の当業者にはよく理解される方法で行われる。類似の方法で、Ｎを通るチャネル１の他の要素３０２が、それぞれのスイッチおよび制御された処理チェーンに接続される。
【００６２】
本発明は、これを実行する好適な形態に関連して説明されてきたが、下記の特許請求の範囲内で多くの修正を行うことができることを当業者は理解する。したがって、本発明の範囲は、上記説明によって何れにも限定されることは意図されず、その代わり、下記の特許請求の範囲を参照することによって全体的に決定される。
【図面の簡単な説明】
【図１Ａ】
本発明による異なる超音波アレイおよびその画像形成／処置領域を例示する図である。
【図１Ｂ】
本発明による異なる超音波アレイおよびその画像形成／処置領域を例示する図である。
【図１Ｃ】
本発明による異なる超音波アレイおよびその画像形成／処置領域を例示する図である。
【図２Ａ】
狭いトランスデューサ要素および広いトランスデューサ要素の異なるビーム指向性を例示する図である。
【図２Ｂ】
狭いトランスデューサ要素および広いトランスデューサ要素の異なるビーム指向性を例示する図である。
【図３】
超音波線状位相アレイの電子ビーム焦点合わせの機構を例示する図である。
【図４】
凹型超音波アレイの電子ビーム焦点合わせの機構を例示する図である。
【図５】
超音波線状位相アレイの電子ビームステアリングの機構を例示する図である。
【図６】
凹型超音波アレイの電子ビームステアリングの機構を例示する図である。
【図７Ａ】
本発明による凹型アレイの全体構造の簡略図である。
【図７Ｂ】
本発明による凹型アレイの構造物の断面図である。
【図７Ｃ】
アレイ断面詳細の拡大図である。
【図８Ａ】
画像形成および治療の両方のトランスデューサＱ値を制御するためのスイッチ回路の線図である。
【図８Ｂ】
トランスデューサの操作モードに依存して、画像形成減衰ネットワークまたは治療減衰ネットワークの何れかを選択するスイッチ回路の線図である。
【図９Ａ】
それぞれ、ビームステアリングなしのおよび付きの、画像形成および治療領域を例示する図である。
【図９Ｂ】
それぞれ、ビームステアリングなしのおよび付きの、画像形成および治療領域を例示する図である。
【図１０Ａ】
画像形成および治療用の可撓性のある超音波アレイの図である。
【図１０Ｂ】
画像形成および治療用の可撓性のある超音波アレイの図である。
【図１０Ｃ】
画像形成および治療用の可撓性のある超音波アレイの図である。
【図１１Ａ】
提案された可撓性のあるアレイの異なる構造物の図である。
【図１１Ｂ】
提案された可撓性のあるアレイの異なる構造物の図である。
【図１１Ｃ】
提案された可撓性のあるアレイの異なる構造物の図である。
【図１２Ａ】
提案された可撓性のあるアレイの異なる構造物の図である。
【図１２Ｂ】
提案された可撓性のあるアレイの異なる構造物の図である。
【図１３Ａ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１３Ｂ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１３Ｃ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１３Ｄ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１４Ａ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１４Ｂ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１４Ｃ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１５Ａ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１５Ｂ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１５Ｃ】
本発明による可撓性のあるアレイ概念を使用する数種類のアプリケータアセンブリの図である。
【図１６Ａ】
可撓性のあるアレイの形状を制御するための３つの実施態様を例示する概略図である。
【図１６Ｂ】
可撓性のあるアレイの形状を制御するための３つの実施態様を例示する概略図である。
【図１６Ｃ】
可撓性のあるアレイの形状を制御するための３つの実施態様を例示する概略図である。
【図１７Ａ】
本発明による機械アレイを使用するビーム焦点合わせを例示する図である。
【図１７Ｂ】
本発明による機械アレイを使用するビーム焦点合わせを例示する図である。
【図１７Ｃ】
本発明による機械アレイを使用するビーム焦点合わせを例示する図である。
【図１７Ｄ】
図１７Ａ〜１７Ｃのものに類似したトランスデューサアレイ要素を機械的に回転するためのマイクロモータおよびエンコーダアセンブリを示す概略図である。
【図１８Ａ】
本発明による機械アレイを使用するビームステアリングを例示する図である。
【図１８Ｂ】
本発明による機械アレイを使用するビームステアリングを例示する図である。
【図１９】
本発明を含むアプリケータの何れの実施態様で使用されるのに適切な制御システムを例示する図である。
【図１Ａ】
2004512856.tif 000003
【図１Ｂ】
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【図１Ｃ】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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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７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図７Ｃ】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
2004512856.tif 000020
【図１０Ｃ】
2004512856.tif 000021
【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１１Ｃ】
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【図１２Ａ】
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【図１２Ｂ】
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【図１３Ａ】
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【図１３Ｂ】
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【図１３Ｃ】
2004512856.tif 000029
【図１６Ａ】
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【図１６Ｂ】
2004512856.tif 000031
【図１６Ｃ】
2004512856.tif 000032
【図１７Ａ】
2004512856.tif 000033
【図１７Ｂ】
2004512856.tif 000034
【図１７Ｃ】
2004512856.tif 000035
【図１７Ｄ】
2004512856.tif 000036
【図１８Ａ】
2004512856.tif 000037
【図１８Ｂ】
2004512856.tif 000038
【図１９】
2004512856.tif 000039
【国際公開パンフレット】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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2004512856.tif 000089
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004512856.tif 000090
2004512856.tif 000091
【国際調査報告】
2004512856.tif 000092