(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内に治療用超音波を照射する超音波照射手段と、
前記被検体内にイメージング用超音波を送信すると共に、前記被検体からの反射波を受信するイメージング用超音波プローブと、
前記イメージング用超音波プローブで受信した前記治療用超音波の反射波に関する第１受信信号と、前記イメージング用超音波プローブで受信した前記イメージング用超音波の反射波に関する第２受信信号とを比較する比較手段と、
前記比較手段による比較結果に基づいて前記超音波照射手段への投入エネルギーを決定する手段とを具備することを特徴とする超音波照射装置。
【請求項２】
前記比較手段は、前記第１受信信号と前記第２受信信号との第１強度比及び周波数比と、前記被検体内の吸収係数、前記治療用超音波の伝播距離、前記イメージング用超音波の伝播距離とに基づいて、前記被検体内の点における前記治療用超音波と前記イメージング用超音波の第２強度比を算出する手段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。
【請求項３】
前記比較手段は、遮蔽物がないという環境のもとで得た第２強度比と、前記被検体から得た実際の第２強度比とに基づいて、前記被検体内での前記点と前記イメージング用超音波プローブとの間における前記治療用超音波の低下率を推定する手段を有することを特徴とする請求項２記載の超音波照射装置。
【請求項４】
前記比較手段は、前記第１受信信号と前記第２受信信号との強度比と、前記イメージング用超音波が前記被検体内の点から前記イメージング用超音波プローブまでの間に受ける減衰量と、前記イメージング用超音波の送信強度、イメージング用超音波の周波数と治療用超音波の周波数との違いを伝播距離に応じて補正する補正係数とに基づいて、前記被検体内の点における前記治療用超音波の強度に関する空間的な相対値を推定する手段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。
【請求項５】
前記比較手段は、前記第１受信信号と前記第２受信信号との強度比と、前記治療用超音波の伝播距離と、前記イメージング用超音波の伝播距離と、前記治療用超音波と前記イメージング用超音波の送信周波数の比と、前記イメージング用超音波の前記被検体内の吸収係数と、前記イメージング用超音波の送信強度とに基づいて、前記被検体内の点における前記治療用超音波の強度の絶対値を推定する手段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。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波加温装置、超音波焼灼装置、超音波結石破砕装置などの超音波照射装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、結石に強力超音波パルスを集束させ粉砕治療を行う体外衝撃波結石粉砕術が開発され、泌尿器科領域においては結石治療の第一選択となっている。また、最近は、超音波を腫瘍細胞に照射して治療するハイパーサーミア技術や、強力超音波を腫瘍細胞に集束して高温に加熱し熱変性壊死させる治療技術が開発され脚光をあびている。これらの技術は、外科的な手術と比較して患者への侵襲度が少ない治療法として期待されているものである。
【０００３】
しかしながら、治療用の強力超音波を正常組織に誤って照射すると正常組織を損傷する等の副作用の原因となる虞れがある。これを解決するために、例えば結石粉砕装置では結石粉砕のための強力超音波パルスを照射する前に強力超音波焦点と結石が一致しているかどうか確認するための微弱な超音波パルスをあらかじめ照射して、結石の有無を確認してから治療用強力超音波パルスを照射する方法が提案されている（特開昭６３−５７３６号公報）。
【０００４】
また、強力超音波による腫瘍細胞の加熱治療に関しては、ターゲット及び治療用の強力超音波焦点をモリタリングするために、焦点に一致した領域の細胞温度が数度上昇するくらいの弱い超音波を照射して磁気共鳴診断装置  （ＭＲＩ）により位置を確認してから治療用の強力超音波を照射する方法が提案されている（特願平５−２２８７４４号）。
【０００５】
さらに、治療用超音波源から照射した超音波の生体内における反射信号をイメージング用超音波プローブで取得し画像化する方法（特開昭６０−１４５１３１号公報）、治療用強力超音波の集束部位で発生した高調波信号を検出し焦点領域を画像用超音波装置で表示する方法（特許番号第１８５１３０４号）、治療用超音波源から被検体内に向けて照射した超音波パルスの被検体内からの反射波の周波数情報を解析して核超音波パルスの分布状況を取得する方法（特願平８−７０２０６号）が提案されている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
以上述べた方法により画像化される焦点像もしくは治療用超音波の強度分布像は、治療用超音波の受信強度に被検体内の各点における吸収率や反射率を掛け合わせたものであるため、被検体内の反射率等に大きなゆらぎがあれば実際の強度分布と異なる画像、具体的には強度の絶対値を表している訳でなく、しかも強度の空間的な相対関係にすら誤りがあるような非常に程度の低い画像を表示してしまっていた。
【０００７】
また、治療用超音波の焦点までの伝播経路中の遮蔽体や強吸収体の存在が不明なため、これらの影響による治療用超音波の低下率を得ることができなかった。
【０００８】
本発明の目的は、治療用超音波の体内強度の空間的な相対関係における誤りを低減し得る超音波照射装置を提供することである。
【０００９】
また、本発明の目的は、治療用超音波の焦点までの伝播経路中の不明な遮蔽体や強吸収体の存在の影響による治療用超音波の低下率を得ることができる超音波照射装置を提供することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明による超音波照射装置は、被検体内に治療用超音波を照射する超音波照射手段と、前記被検体内にイメージング用超音波を送信すると共に、前記被検体からの反射波を受信するイメージング用超音波プローブと、前記イメージング用超音波プローブで受信した前記治療用超音波の反射波に関する第１受信信号と、前記イメージング用超音波プローブで受信した前記イメージング用超音波の反射波に関する第２受信信号とを比較する比較手段と、前記比較手段による比較結果に基づいて前記超音波照射手段への投入エネルギーを決定する手段とを具備する。
【００２１】
【発明の実施の形態】
本発明に夜超音波照射装置を実施形態により図面を参照して説明する。
（第１実施形態）
図１は、本発明を強力超音波による腫瘍治療装置に適用した場合の第１実施形態を示すものである。同図において、治療用超音波アプリケータ１は、発生超音波の波面が凹面をなすように球面上に配置された圧電素子群２と、この圧電素子群２の中心に挿入配置されたイメージング用超音波プローブ３と、可撓性の水袋４によって構成されている。この水袋４内には超音波の伝播媒質、例えばよく脱気された水５が封入されている。
【００２２】
ここで、イメージング用超音波プローブ３はメカニカルスキャン型でも電子スキャン型でも使用できるが、本実施の形態では電子スキャン型のセクタプローブを用いたとして説明する。
【００２３】
アプリケータ１は上記水袋４を介して患者６に当接され、治療対象７に向けて圧電素子群２から治療用超音波が照射される。イメージング用超音波プローブ３は超音波イメージング装置８に接続されている。圧電素子群２は駆動用の増幅用の増幅手段１０に接続され、増幅手段１０は波形発生手段１１からの駆動波形を駆動に必要な電力にまで増幅する。
【００２４】
本実施形態では、イメージングモード（ａ）、焦点強度指標取得モード  （ｂ）、治療モード（ｃ）の３つのモードがあり、操作者は入力手段９により装置の動作モードを指定する。個々の動作モードを独立に指定してもよいし、モード（ｂ）からモード（ｃ）へ自動的に移行するように指定することも可能である。
【００２５】
例えば、焦点強度指標取得モード（ｂ）が選択された場合には、制御手段１２は波形発生手段１１で発生する超音波のバースト数を例えば１〜３波程度に制御し、且つ生体に影響を与えない超音波エネルギーとするために増幅手段１０の出力を小さくする。他方、治療モード（ｃ）が選択された場合には圧電素子群２から照射する超音波のバースト数及び出力を治療に必要な大きさにまで増加する。
【００２６】
ここで、動作モードをモード（ｂ）からモード（ｃ）へ自動的に移行するように設定したとする。モード（ｂ）の時には、伝播経路中に存在する超音波遮蔽物もしくは強吸収体の影響（これらによる焦点までの低下率）の見積もりが行われる。
【００２７】
治療対象７近傍からの反射波をイメージング用超音波プローブ３及び超音波イメージング装置８で受信し、その音響的強度または振幅を比較手段１３内の図示しないメモリに記憶する。この動作は圧電素子群２から照射された治療用超音波パルス及びイメージング用超音波プローブ３から照射されたイメージング用超音波パルスのそれぞれについて行われる。
【００２８】
その際、イメージング用超音波ビームの方向がイメージング用超音波プローブ３の軸上である場合に本動作を行うようにするのが後処理が簡単になるので好ましい。なお、記録する音響的強度または振幅は圧電素子群２の形状で決まる幾何学的焦点位置からの反射波を基にしても良いし、該位置近傍のうち最も強度が大きいものを選択しても良い。あるいはこれらの近傍の位置からの反射波強度の平均を用いても良い。次に、後述する（１）及び（２）式で示すように、記録した２種の超音波強度もしくは振幅の値（圧電素子群２から照射され、イメージング用超音波プローブ３で受信された治療用超音波の反射波に関する第１受信信号と、イメージング用超音波プローブ３から送信され、イメージング用超音波プローブ３で受信したイメージング用超音波の反射波に関する第２受信信号）の比をとり、所定の係数を乗じて関心部位（焦点領域）における超音波強度比を計算する。
【００２９】
次に、吸収減衰による効果を補正する。この結果は表示手段１４または超音波イメージング装置８内の図示しないＣＲＴ上に表示される。ここで、上述した見積もりのための計算式について説明する。両受信信号は一般に異なる周波数の信号であり、その影響は超音波の反射係数Ｔ及び吸収係数αに反映される。軟部組織における超音波の反射は通常レイリー散乱に基づくことが知られており、その場合反射係数Ｔは周波数ｆの４乗に比例する。
【００３０】
一方、吸収係数αは周波数に比例し、距離ｘ伝播した際の超音波強度は元の値にｅ−２αｘを乗じた値で与えられる。
【００３１】
以上から、関心部位における超音波強度をＩｉ（第２受信信号の強度）及びＩｔ（第１受信信号の強度）、関心領域からの反射超音波がイメージング用超音波プローブ３に到達した際の超音波強度をＲｉ及びＲｔとし両者の比をとると（添字ｉはイメージング用超音波プローブ３から照射された超音波、添字ｔは圧電素子群２から照射された超音波に基づくことを表す）、反射率や減衰率（遮蔽や吸収等による）等の未知数を相殺して、
【数１】
0003779410.tif 000002
【００３２】
吸収係数αは周波数ｆに比例することにより、
【数２】
0003779410.tif 000003
【００３３】
となる。但し、簡単のため、圧電素子群１から照射される超音波とイメージング用超音波プローブ３から照射される超音波の患者６体内における伝播距離は等しいとおいた。また、イメージング用超音波パルス及び圧電素子群２から照射された超音波パルスはパルス波ゆえに中心周波数からある領域まで広がった周波数帯域にエネルギーが分布している。ここでは簡単のため、それぞれの受信波のエネルギー密度スペクトルが最も大きな周波数であるところのｆｉ及びｆｔを採用した。
【００３４】
なお、さらに簡単にするために、イメージング用超音波パルスの受信の公称中心周波数及び圧電素子群２の共振周波数を用いても良い。また、αｉ  に関しては、対象とする組織の吸収係数を別途測定して求めるか文献等で紹介されている値を利用しても良いが、イメージング用超音波パルスの生体からの反射波の深さに依存した減衰割合から取得可能である。
【００３５】
前述のように、軟部組織においては超音波強度は距離ｘ伝播するに従ってｅ−２αｘ倍強度が変化していく。よって、受信信号強度の対数をとり、その傾きを計測すればαを得る。通常、市販の超音波診断装置で超音波画像を表示する際にはヒトの目の感受特性にあわせて超音波強度の対数を画像の輝度に対応させている。よって、超音波診断装置内に内蔵されている受信信号の強度の対数出力を利用すればαの計測は簡単である。もちろん、受信ＲＦ信号から強度を対数変換する回路を付加してその出力を利用しても良い。
【００３６】
いずれにしても、受信信号はノイズを含んでいる場合があったり途中の反射体による高強度信号が混入している場合もあるので、最小自乗法やその他の統計学的処理により、実用上十分な正確度のαを求めるようにするとよい。なお、圧電素子群２から照射される超音波を用いても同様にαの計測が可能である。以上から、Ｉｉ／Ｉｔを逆算し関心部位における超音波強度比を得る。
【００３７】
ここで、焦点領域を確実に描出させるためにイメージング用超音波プローブ２とターゲット領域との間に超音波遮蔽体もしくは強吸収体が存在しないようにイメージング用超音波プローブ３を配置するのが一般的であり、例えば肋間からイメージング用超音波プローブ３がアプローチされる。他方、治療用超音波源である圧電素子群２はイメージング用超音波プローブ３と比較して広い超音波放射面を持ち、集束超音波を発生させる。このため、イメージング用超音波による超音波断層像上で超音波遮蔽体もしくは強吸収体が描出されていない場合でも圧電素子群２から放射される超音波の伝播経路中にこれらが存在する場合があり、その際には焦点超音波強度が予定強度より低下する。
【００３８】
よって、既知の状況下、例えば遮蔽物がないという環境、具体的には水中もしくはファントム中にてあらかしじめ計測したＩｉ／Ｉｔ及び吸収係数α（水中ではゼロ）をメモリ内に記憶しておくか、もしくは入力手段９を介して操作者が入力するかし、これと実際の臨床の際に計測したＩｉ／Ｉｔとを比較することによって、治療用の超音波伝播経路内に存在する超音波遮蔽体もしくは強吸収体の影響による圧電素子群２から焦点までの治療用超音波の強度の低下率を知ることが可能となる。
【００３９】
すなわち、遮蔽体や超音波吸収体がない場合には、吸収係数α及び投入超音波パワーが決まればＩｉ／Ｉｔは決定される。ところが遮蔽体もしくは吸収体が存在する場合、Ｉｉに対してＩｔの減少量は大きくなるためＩｉ／Ｉｔは変化することになる。
【００４０】
この結果を制御手段１２に転送し、表示手段１４もしくは超音波イメージング装置８内の図示しないＣＲＴ上に表示し操作者に知らせる。次に、生体の超音波吸収による減衰量を吸収係数αｔ及び伝播距離のほぼ半分（即ち、超音波プローブから焦点までの距離）から計算もしくは受信信号の減衰割合から計算し、その結果及び前述の遮蔽もしくは吸収による焦点強度の低下率から、焦点領域を確実に変性壊死させるための投入エネルギー（圧電素子群２への投入電気エネルギー）を決定する。
【００４１】
図２の流れ図に以上述べた比較手段１３及び制御手段１２で行われる作業を示した。このようにして、圧電素子群２に投入すべき電気エネルギーを決定したら、その結果を制御手段１２に転送し、表示手段１４もしくは超音波イメージング装置８内のＣＲＴ上に表示する。そして、制御手段１２は波形発生手段１１及び増幅手段１０の出力を制御し、所望の超音波バーストを得る。なお、以上の計算結果を表示のみとし、波形発生手段１１及び増幅手段１０の出力制御を入力手段９を用いて操作者が制御してもよい。
【００４２】
また、図３に示すように、前述のＲｉ、またはＲｔの経時的変化を比較することによって、確実に治療効果（熱による変性）が得られたかどうかを確認することが可能である。治療用超音波バーストの照射により惹起された熱変性領域は通常の組織と音響的特性が異なり、変性領域と通常組織との境界面での超音波反射率は大きくなる。また、超音波の吸収係数が通常組織より大きくなる。よって、熱変性領域が形成されるに従って、正常組織との境界面における反射波強度は大きくなっていき、かつ変性領域内での超音波吸収量が増加する。これらのことから、変性領域におけるＲｉ及びＲｔは治療用超音波バーストの照射前後で変化する。
【００４３】
ここでは、ＲｉまたはＲｔまたはこれらの比の経時的変化を観察することより、熱変性領域が形成できたか否か、及び減衰係数を計測して熱変性領域のサイズを計測する手段について説明する。まず初めに、焦点領域からのＲｉまたはＲｔまたはこれらの比を、治療用超音波バーストの照射前に取得し、図１の図示しない比較手段１３内にある記録装置に記憶する。次に制御手段１２は、イメージング用超音波プローブ３にて経時的に受信されるＲｉまたはＲｔまたはこれらの比を、それぞれ記録してあるＲｉまたはＲｔまたはこれらの比で除算し、その結果を数値または輝度情報または色または模様などを変化させて表示手段１４または超音波イメージング装置８内の図示しないＣＲＴ上に表示する。この作業は治療用超音波バーストの照射中や照射後も継続して行うようにしてもよい。
【００４４】
例えば、Ｒｉは治療用超音波バーストとは異る周波数であるので、フィルタ等によりこの周波数のみを検出可能にしておけば治療用超音波バースト照射中においてもＲｉは取得可能となる。よって、Ｒｉが、あらかじめ入力もしくは記録していた値よりも大きくなったら変性領域が形成できたとして治療用超音波バーストの照射をストップするようにしてもよい。
【００４５】
このＲｉの経時的変化の様子を超音波断層像上に表示しておけば、熱変性の進み具合を確認することができる（図３（ａ））。また、治療用超音波バーストの照射中はＲｉを取得しないとしても、照射直後のＲｉまたはＲｔまたはこれらの比を取得し、記録してある照射前のＲｉまたはＲｔと比較することにより、追加の照射が必要か否かを決定してもよい。そして、中央のラスタが必ず焦点領域を横切るようにしておけば、このラスタ上のＲｉを、時間ゲート等を利用して各空間的位置毎に取得し、強度変化の様子から超音波の減衰量を概算することができる。例えば、このラインに沿ってＲｉの強度の対数をとれば、その傾きは吸収係数αに等しくなる。
【００４６】
その際、統計的手法を用いて傾きを求めてもよい。この傾きは、熱変性領域内において大きく、その領域前後の正常部位では元の吸収係数のままであるので、かつ、前述のように境界面における反射係数が大きくなるので、１ラスタ上で傾きの不連続点が現れる（図３（ｂ））。この間の長さが変性領域の長さになる。なお、同様にして焦点領域を含む２次元平面内（３次元超音波では３次元体積内）の各ラスタ上で上述の傾きを計測すれば、変性領域の断面積（体積）が計測できる。
【００４７】
（第２実施形態）
以上、第１受信信号と第２受信信号の強度比から焦点超音波強度の低下率を算出したが、以下に第１受信信号及び第２受信信号の周波数情報から焦点超音波強度の低下率を算出する手法を述べる。装置の構成は図１と同様である。但し、比較手段１３における処理内容が図１の形態とは異なっている。処理の流れを図４に示す。
【００４８】
第１、第２受信信号をフーリエ変換した後比較手段１３内の図示しないメモリに記憶する。次に、ある周波数におけるエネルギー密度スペクトルの大きさ、またはある周波数範囲内のエネルギー密度スペクトルの積分を信号１及び２に関してそれぞれ行い、信号１及び２の比をとる。上記周波数の選択に関しては、圧電素子群２及びイメージング用超音波プローブ３から照射される超音波の最もエネルギー密度スペクトルが大きい周波数、またはイメージング用超音波の受信の公称中心周波数及び圧電素子群２の共振周波数を用いても良いし、どちらかの周波数に合わせても良い。但し、いずれの場合でも比較の基準値は必要である。例えば水中など、既知の状況下において取得した元データを基準値とし、これと実際の臨床で取得したデータとを比較し圧電素子群２から放射された超音波の伝播経路内に存在する遮蔽体もしくは強吸収体による焦点超音波強度の低下率を概算する。これ以下の作業は前述の場合と同様である。
【００４９】
なお、以上のように周波数情報を利用する場合は超音波診断装置のドップラモードを利用できる。いま、一般的な場合として、圧電素子群２からは１〜３［ＭＨｚ］の超音波パルスが、イメージング用超音波プローブ３からは３．５〜７．５［ＭＨｚ］の超音波パルスが照射される場合を考える。
【００５０】
このような場合、ドップラモードで検出する周波数を圧電素子群２の超音波周波数もしくはその高調波周波数にあわせ、イメージング用超音波プローブ３から照射される超音波は通常の超音波断層像を再構築するための受信回路にて処理することとすれば、特別な受信回路等を構成しないでも上記２種の超音波パルスによる反射信号を市販の装置にて取得できる。
【００５１】
このような場合は両超音波パルスの周波数差を利用して両者を分離し取得するので、上記２種の超音波パルスを同時に照射することができる。もちろん、特別にフィルタ回路等を設けたり、時間差を与えて上記２種の超音波パルスを照射すれば、振幅または強度による焦点超音波強度低下率の取得が可能となる。
【００５２】
（第３実施形態）
次に、第３実施形態を図５に示す。同じ番号のブロックは図１と同様の動作、働きであるので説明を省略する。制御手段１２と超音波イメージング装置８もしくは波形発生手段１１の間に挿入されている同期回路５１は特願平等８−７０２０６号で記述されている超音波強度分布イメージングを行うためのものである。制御手段１２は強度分布イメージングが正確かつ安定に行われるよう、圧電素子群２から照射される超音波パルスの出力タイミングを同期回路５１を介して制御する。
【００５３】
本実施の形態では、圧電素子群２から照射される超音波パルスの患者６体内における分布状況を取得するために、該超音波パルスの照射タイミング及びイメージング用超音波プローブ３から照射される超音波パルスの照射タイミングが制御されている。これらの照射タイミングを決定する際にはイメージング用超音波プローブ３の圧電素子群２に対する突出量を知ることが必要である。
【００５４】
図５に示すように、水袋４内の伝播媒質５の温度を計測する温度センサ５２及びイメージング用超音波プローブ３の圧電素子群２に対する突出量を計測する手段５３を付加し、これらの計測値から伝播媒質５中の音速を計算手段５４で計算し、その結果を制御手段１２に送る。同期回路５１は、圧電素子群２から照射される超音波パルスがイメージング用超音波プローブ３の超音波放射面に一致したときにイメージング用超音波パルスが照射されるように制御手段１２からの信号に基づいて各々の超音波照射タイミング信号を作成する。
【００５５】
または、制御手段１２及び超音波イメージング装置８からのタイミング信号に基づいて圧電素子群２から照射する超音波パルスのタイミングを制御する。なお、カラードップラー断層装置を利用して強度分布イメージングを行う場合は、カラードップラー用の超音波パルスが照射される場合に限って圧電素子群２から強度分布イメージング用の超音波パルスを照射するようにしてもよい。この場合、パルス照射数を低減することができる。
【００５６】
なお、圧電素子群２からの超音波により計測温度に誤差が生じないように、温度センサ５２は超音波の非吸収体で構成されている。さて、特願平８−７０２０６公報で記述されているようにして超音波強度分布イメージングを行い、患者６体内の治療対象領域７内に焦点領域を描出する。次に、描出された焦点領域内において最も超音波強度が高い位置を時間ゲートにより導き出し、その位置からの反射超音波信号に基づいた受信信号の強度または振幅またはエネルギー密度スペクトルから前述の遮蔽体もしくは強吸収体による焦点超音波強度低下率を算出する。また、減衰の効果を加味して焦点強度低下量を計算することも可能である。このように超音波強度分布イメージングを併用することにより、確実に焦点位置からの反射信号が得られるので、正確な焦点超音波強度の低下率が概算可能となる。次に、以上の計算結果を制御手段１２に転送し、表示手段１４もしくは超音波イメージング装置８内の図示しないＣＲＴに表示する。そして、圧電素子群２に印可する電気エネルギーを所望の形態に調整する。
【００５７】
（第４実施形態）
次に第４実施形態について図６を用いて説明する。ここでは前述のような詳細なＩｉ／Ｉｔの計算は行わず、焦点強度の低下を定性的に術者に検知することを目的とする。
【００５８】
本実施の形態ではアプリケータ１、増幅手段１０及び波形発生手段１１は図１と同様構成であり同様な働きを担っているので説明を省略する。超音波イメージング装置８には、イメージング用超音波パルスを発生させるためのパルス発生回路８１及び送信回路８２、緩衝器及び受信信号の前置増幅器であるプリアンプ８３、イメージング用超音波パルス及び圧電素子群２から照射された超音波パルスに基づく受信信号をそれぞれ分離するフィルタ回路８４、イメージング用超音波受信回路８５、圧電素子群パルス波受信回路８６、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）８７、ＣＲＴ８８から構成されている。
【００５９】
ここで、フィルタ回路８４は例えばバンドパスフィルタもしくはハイパスフィルタ及びローパスフィルタの組み合わせで構成されている。ゲインコントロール回路８９はイメージング用超音波受信回路８５の出力及び圧電素子群パルス波受信回路８６の出力の大きさを、制御手段１２を介して入力手段９により指示された値に調整する。
【００６０】
メモリ９０はイメージング用超音波受信回路８５及び圧電素子群パルス波回路８６の出力を読み書きする。続いて、本実施の形態による動作例の詳細を述べる。いま、圧電素子群２から照射される超音波パルスがイメージング用超音波プローブ３の超音波照射面に丁度到達したときにイメージング用超音波パルスが照射されるように、両パルスの照射タイミングは調整されている。
【００６１】
これらのパルスは被検体内で反射され、イメージング用超音波プローブ３で受信される。よって、この受信信号には通常の被検体内超音波像を再構成するための信号と圧電素子群２が被検体内につくる強度分布に基づく信号が含まれている。
【００６２】
これらの信号はプリアンプ８３を介して増幅された後、フィルタ回路８４にて２種の信号に分離される。次に、イメージング用超音波パルス由来の信号はイメージング用超音波受信回路８５へ、圧電素子群２由来の信号は圧電素子群パルス波回路８６へ導かれる。そのあと、例えばイメージング用超音波受信回路８５の出力は白黒の複数階調の輝度情報に、圧電素子群パルス波回路８６の出力はカラー情報に変換され、ＤＳＣ８７にて合成されＣＲＴ８８に表示される。
【００６３】
ここで、カラー情報とは、例えば単色カラーの複数階調の信号でも良いし、複数色の情報や、これらの組み合わせでも良い。また、カラー情報のかわりに白黒の等高線表示をさせるような信号でも良い。これによって、生体内部の超音波画像（以下Ｂモード像）上に圧電素子群２がつくる超音波強度分布に基づく画像（以下、焦点像）が重畳されてＣＲＴ８８上に表示される。ここで、生体の超音波吸収に基づく減衰や遮蔽体の存在による影響が患者６の個人差や描出している領域の種類により異なるため、イメージング用超音波プローブ３で受信される信号強度は同一深さであってもばらつきがある。
【００６４】
通常、操作者はＣＲＴ８８に表示されるＢモード像が最も見やすいようにイメージング用超音波受信回路８５の出力を、コントロールする。
【００６５】
本実施の形態では、この出力コントロールを圧電素子群パルス波回路８６の出力コントロールに連動させて、両者の合成画像を再構成するものである。まず、あらかじめ適切なＢモード像及び適切な焦点領域の加熱を達成する焦点像を描出するための受信信号強度等の条件を図示しないメモリ等に記録しておく。このディフォルト値は装置の出荷時に工場にてインプットされるが、操作者が変更できるようにしてもよい。さて、実際の治療現場にて、操作者はＢモード像が見やすいようにゲインコントロールを行うと、これに連動して強度分布焦点像の表示強度も調整される。その際、圧電素子群２から照射される超音波パルスの伝播経路中に肋骨等の遮蔽体や超音波の吸収体が存在しなければ想定されている適切な焦点像が表示されるが、該遮蔽体や吸収体が存在する場合圧電素子群２からの超音波パルスの強度は弱められ、焦点像は見にくくなる。このため、操作者はそのままでは治療が困難な状況であることを理解できる。なお、図６において超音波イメージング装置８は実線で囲まれた領域内のブロックを含むが、これを拡張し点線の領域内のブロックも全て含むようにしても良い。また、上記ゲインコントロールをいわゆるｓｅｎｓＩｔｉｖＩｔｙ  ｔｉｍｅ  ｃｏｎｔｒｏｌ（ＳＴＣ）で置き換えるかまたは連動させてもよい。また、本実施の形態では、フィルタ回路８４はバンドパスフィルタまたはハイパスフィルタ及びローパスフィルタの組み合わせで構成されるとしたが、２種の信号を分離できれば他の手段でもよく、例えば、カラードップラの処理回路を利用しても良い。その場合は、Ｂモード処理系とカラードップラの処理系を利用することになり、両者のゲインコントロールを連動させて使用する。また、生体による超音波の減衰の効果が周波数に依存することに注目し、これを補正して使用しても良い。
【００６６】
以上、超音波の遮蔽体もしくは吸収体による焦点強度の低下率を求める幾つかの方法を記述したが、これらの手法は焦点領域に限らず、被検体内の様々な部位もしくは全体で適用可能である。
【００６７】
（第５実施形態）
これまでは主に生体の超音波吸収に基づく減衰に対して効果的な手法である。次に、生体の組織毎の反射係数の違いを補正して表示する手法について述べる。前出の第２式は、イメージング用超音波プローブ３及び圧電素子群２から照射された超音波パルスを利用し、受信信号補強Ｒｉ及びＲｔの比から関心部位における本来の超音波強度の比を求める手法であった。ここでは、これを拡張して、特願平８−７０２０６公報に記載されている超音波強度分布イメージング法に関連し、焦点領域の描出に際する組織の反射率依存性を補正する方法を述べる。本手法は、焦点以外の領域においても適用でき、圧電素子群２からの超音波ビームパターンを確実に描出させる。いま、（２）式を変形して、
【数３】
0003779410.tif 000004
【００６８】
とおく。ｋ（ｆ，ｘ）は、周波数及び距離ｘに関する関数であり、反射及び減衰に関して、イメージング用超音波プローブ３からの超音波パルスの周波数と圧電素子群２から照射される超音波パルスの周波数の違いを補正する項である。ｎは被検体内のイメージング断面内の各点であり、例えば超音波入射面から順に大きくなっていくとする。すると、圧電素子群２から照射された超音波が被検体内でつくる強度分布はＩｔｎは、
【数４】
0003779410.tif 000005
【００６９】
となる。ここで、Ｉｉ０はある基準点、例えば被検体表面におけるイメージング用超音波プローブ３から照射された超音波パルスの強度であり、Ｘｎ  伝播する毎に生体吸収、散乱及び拡散のために減衰していく。
【００７０】
以上（７）式から明らかなように、圧電素子群２から照射された超音波パルスの被検体内における超音波強度Ｉｔｎは、イメージング用超音波プローブ３で受信された信号強度Ｒｔｎ及びＲｉｎと、周波数の違いによる補正項と、定数Ｉｉ０  及び減衰項により記述できる。よって、これらからＩｔｎの相対的強度分布が求められる。
【００７１】
図７に、Ｉｔｎを求めるための一実施の形態を示す。ここで、図６と同一番号をふった構成は同様な働きをするものであり説明を省略する。但し、図７におけるイメージング用超音波受信回路８５及び圧電素子群パルス波回路８６内にはＳＴＣ回路は内蔵されていないとする。
【００７２】
イメージング用超音波受信回路８５の出力は２つあり、一つはＳＴＣ回路９５及び表示割合コントロール回路９６を介してＤＳＣ８７に入力されグレイスケールの２次元超音波像が再構成される（Ｂモード像）。
【００７３】
他の一つは圧電素子群２から照射された超音波パルスの被検体内の超音波強度分布を再構成すべく、逆数回路９３に入力される。Ｂモード像の再構成に関しては、操作者は生体の超音波吸収による超音波減衰の効果を補正すべく、超音波画像の輝度が適切になるようにＳＴＣ回路９５の出力を制御手段１２を介して調整する。さて、逆数回路９１は検波後の受信信号強度Ｒｉｎの逆数を出力する回路であり、乗算回路９２は逆数回路９１の出力と圧電素子群パルス波回路８６の出力Ｒｔｎの乗算値を出力する。次に、乗算回路９２の出力は周波数差補正回路９３に入力される。この回路は具体的には増幅器であり、その増幅率が（４）式で決まるように制御手段１２によって制御されている。
【００７４】
周波数差補正回路９３からの出力信号は逆ＳＴＣ回路９４に入力される。この回路は、（７）式中の減衰の項（ｅ−２αｘ）を補正するためのものであり、回路の増幅率はＳＴＣ回路９５にて調整された値を元にして制御手段１２によりコントロールされる。具体的には、Ｂモード像が見やすくなるように操作者が入力手段９を介してＳＴＣを制御する。ここで（７）式中の項（ｅ−２αｘ）は超音波がｘの距離伝播する際に受ける減衰に関するものであるが、イメージング用超音波プローブ３から照射された超音波パルスは対象物から反射されてプローブ３により受信されるまで、すなわちプローブ３から対象物までの距離の２倍に相当する距離分の減衰を受ける。
【００７５】
結局のところ、ＳＴＣによる減衰補正はこの２倍の距離分の減衰の補正を行っている。これは、受信信号Ｒｉｎを近似的にｅ４αｘ倍していることと等価である。ここで、αの係数が４になっているのは超音波ビームの往復による減衰のためである。他方、Ｉｔｎを求めるには、片道の距離分の減衰のみを補正する必要がある。よって、ＳＴＣによる補正量、すなわちｅ４αｘの平方根をとってｅ２αｘを得て、逆ＳＴＣ回路９４のゲインをコントロールする。言い換えれば、距離（深さ）に対するゲイン補正カーブを、ＳＴＣのｅ４αｘに基づいて調整されたカーブから、ｅ２αｘに基づいて調整されたカーブに変更することである。そして、これは具体的にはＳＴＣカーブ（距離に対する補正カーブ）の平方根をとることによって実現される。
【００７６】
以上より（７）式は実現され、正確な減衰補正まで行った超音波強度分布の規格化された分布を逆ＳＴＣ回路９４の出力から取り出すことができる。これをＤＳＣ８７に出力しＢモード像に重畳してＣＲＴ８８上に表示する。ここで、乗算回路９２、周波数差補正回路９３及び逆ＳＴＣ回路の順番は変更可能である。
【００７７】
また、乗算回路９２の入力はそれぞれ検波後の信号を利用しているが、それぞれ検波前の信号を利用しても良い。なお、表示割合コントロール回路９６は、Ｂモード像及び超音波強度分布像の表示割合を制御する。また、図７の構成はアナログ回路でもデジタル回路でも構成可能である。また、イメージング用超音波プローブ３から照射する超音波パルスと圧電素子群２から照射する超音波パルスが時間的に交互である場合は、各ラスタもしくは超音波２次元像１画面毎に信号をメモリ９０等に記録しておき、順次呼び出して処理を行うことにより上記発明を実現しても良い。
【００７８】
これまでの実施形態では、被検体内における圧電素子群２からの超音波パルスの強度分布の相対的な値を表示する。ここで、ある参照値を予め設定しておき、これと比較することによって焦点強度の絶対量を求めることができる。すなわち、特性のわかっている状況下、例えば水中またはファントム中で、送信超音波強度、減衰率、反射係数等から焦点強度の参照値を求めておき、メモリ等に記憶させておく。この値を元にして、７式において両辺が等号で結ばれるようにＩｉ０を決定する。次に、実際の被検体内における超音波係数を例えば前述のようにイメージング用超音波信号の減衰割合から算出し、Ｉｉ０を調整した（７）式によって焦点強度及び各点における強度を求める。
【００７９】
これにより、焦点強度が治療に適した値になるように圧電素子群２に投入する電気的エネルギーを調整して、治療用超音波バーストを照射する。その際、例えば、確実な焦点領域の焼灼を達成するために必要な焦点強度の下限値をあらかじめメモリ９０等に記録しておき、これと焦点が描出される閾値とを一致させておくか、ある大きさの焦点像が描出されるときを上記下限値に一致させておくようにすれば操作者はＣＲＴ８８上に表示される焦点像を確認することによって焦点強度が治療に適しているか否かをただちに確認できるようになる。
【００８０】
もし、焦点領域の描出が不十分であれば、焦点強度が不十分ということであり、操作者は焦点像が確実に描出されるまで圧電素子群パルス波回路８６の出力を増加する。そして、その増加量から圧電素子群２に印可すべき電気的エネルギーを逆算する。なお、上記のように圧電素子群パルス波回路８６の出力をコントロールするかわりに圧電素子群２に印可する電気的パルスのエネルギーを増強しても良い。但し、その際は超音波の伝播距離は関心領域からイメージング用超音波プローブ３までの距離の約２倍になっているので、周波数による補正及び減衰量を距離１／２として再計算し直し、投入電気エネルギーを決定する。
【００８１】
なお、以上の実施形態では主に焦点強度が基準値より弱い場合を説明したが、この逆の動作も可能である。また、イメージング用超音波パルスと圧電素子群２からの超音波パルスを交互に照射し、それぞれの画像情報をメモリ９０に一時的に記憶し、ＤＳＣ８７にて両者を重ね合わせる場合は、フィルタ回路８４のかわりにパルス出力を切り替えるスイッチ回路を組み込むことになる。
【００８２】
なお、特願平８−７０２０６号には、イメージング用超音波プローブ３からの超音波伝播経路と圧電素子群２からの超音波伝播経路が異なるために超音波強度分布像に空間的歪みが生じ、その解決法について記述されている。本発明においても、この歪み補正法を組み合わせて使用しても良い。
【００８３】
なお、本発明は上述した実施形態に限定されることなく、種々変更して実施可能である。
【００８４】
【発明の効果】
本発明によれば、イメージング用超音波プローブで受信した治療用超音波の反射波に関する第１受信信号と、イメージング用超音波プローブで受信したイメージング用超音波の反射波に関する第２受信信号との比較結果を用いて、治療用超音波の体内強度の空間的な相対関係における誤りを低減し得る。
【００８５】
またこの比較結果に基づいて治療用超音波の焦点までの伝播経路中の不明な遮蔽体や強吸収体の存在の影響による治療用超音波の低下率を得ることができる。従って、治療用超音波の発生強度を適切に調整して、確実で精度の高い治療効果が得られるようになる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１実施形態による超音波照射装置の構成を示すブロック図。
【図２】図１の制御手段による受信信号強度から治療用超音波の焦点までの低下率を求める処理の手順を示す流れ図。
【図３】腫瘍の変性進行に応じたに反射波に変化を示す図。
【図４】第２実施形態による治療用超音波の低下率を求める処理の手順を示す流れ図。
【図５】第３実施形態による超音波照射装置の構成を示すブロック図。
【図６】第４実施形態による超音波照射装置の構成を示すブロック図。
【図７】第５実施形態による超音波照射装置の構成を示すブロック図。
【符号の説明】
１…アプリケータ、
２…圧電素子群、
３…イメージング用超音波プローブ、
４…可撓性の水袋、
５…伝播媒質（水）、
６…患者、
７…治療対象、
８…超音波イメージング装置、
９…入力手段、
１０…増幅手段、
１１…波形発生手段、
１２…制御手段、
１３…比較手段、
１４…表示手段、
５１…同期回路、
５２…温度センサ、
５３…プローブ位置検出手段、
５４…計算手段、
５５…メモリ、
８１…パルス発生回路、
８２…送信回路、
８３…プリアンプ、
８４…フィルタ回路、
８５…イメージング用超音波受信回路、
８６…圧電素子群パルス波回路、
８７…ＤＳＣ、
８８…ＣＲＴ、
８９…ゲインコントロール回路、
９０…メモリ、
９１…逆数回路、
９２…乗算回路、
９３…周波数差補正回路、
９４…逆ＳＴＣ回路、
９５…ＳＴＣ回路、
９６…表示割合コントロール回路。
【図１】
0003779410.tif 000006
【図２】
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【図３】
0003779410.tif 000008
【図４】
0003779410.tif 000009
【図５】
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【図６】
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【図７】
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