(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内に治療用超音波を集束的に照射する超音波照射手段と、
前記治療用超音波の焦点の深さに応じた前記被検体の体表が熱変性を起こさない前記焦点への投入エネルギーの上限値と、前記焦点にある組織を変性させるのに必要な投入エネルギーの下限値との差異が所定値より小さくなったとき、前記治療用超音波の照射を強制的に停止することと、警報を発することとの少なくとも一方を行う手段とを具備することを特徴とする超音波治療装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波を生体内の腫瘍などに集束させ、それを変性させて治療する超音波治療装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、術後の患者の生活の質（Ｑｕａｌｌｔｙ  Ｏｆ  Ｌｉｆｅ：ＱＯＬ）向上が望まれるようになってきており、この流れの中で、最少侵襲治療（Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ  Ｉｎｖａｓｉｖｅ  Ｔｒｃａｔｍｅｎｔ：ＭＩＴ）が医療の各分野で注目を集めている。
【０００３】
一例としては、体外から強力超音波を照射し、無侵襲的に結石を破砕治療する結石破砕装置の実用化が挙げられ、泌尿器結石症の治療法を大きく様変わりさせた。この結石破砕装置に使用される強力超音波発生源としては、水中放電方式や電磁誘導方式や微小爆発方式やピエゾ方式等があり、特にピエゾ方式では強力超音波の圧力が小さいという短所があるが、小焦点や消耗品がない、強力超音波圧力を任意にコントロールできる、複数のピエゾ素子にかかる駆動電圧を位相制御することで焦点位置を任意にコントロールできる等、優れた長所がある（特開昭６０−１４５１３１号公報、米国特許４，５２６，１６８）。
【０００４】
また、特に悪性新生物、いわゆる癌の場合には、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極めて多い。このため、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を考慮したより低侵襲な治療法（装置）の開発が強く望まれている。
【０００５】
従来、手術や放射線療法や化学療法（抗がん剤）が癌の３大療法であるが、上述のような低侵襲治療の流れの中で、新しい癌の治療技術の一つとして熱を利用した治療法が注目を浴びるようになってきた。その著名な例がハイパーサーミア療法である。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、患部を４２．５〜４３℃以上に加温や維持することで癌細胞のみを選択的に死滅させる治療法である。
【０００６】
加温の方法としてはマイク口波等の電磁波を用いる方法が先行しているが、この方法では生体の電気的特性により深部の腫瘍を選択的に加温することは困難であり、深さ５ｃｍ以上の腫瘍に対しては良好な治療成績は望めない。
【０００７】
また近年、電磁波エネルギーの深達性の悪さを改善するためにマイクロ波／ＲＦ波のアンテナを腹腔鏡下もしくは経皮的に患部に刺入し、アンテナ周辺の温度を６０℃以上に加熱することで、局所的な治療効果を向上させた新しい治療法が脚光を浴びている（礒田他：Ｊ．Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ  Ｓｕｒｇｅｒｙ）。
【０００８】
しかし、この治療法も穿刺を要するため、従来の手術療法よりは低侵襲であるが、穿刺に伴う出血や播種（転移）等の副作用があるといった問題点もある。
我々はこれら従来法の問題点を解決すぺく、エネルギーの集束性が良く、かつ深達度が高い超音波エネルギーを利用して深部腫瘍を体外から加温治療する方法を提案している（特開昭６１−１３９５５号公報）。
【０００９】
また、上記の超音波による加温治療法を更に一歩進めて、超音波をより鋭く患部に集束させて腫瘍部分を８０℃以上に加熱し、腫瘍組織を瞬時に熱変性壊死させるような治療法も報告されている（Ｇ．Ｖａｌｌａｎｃｉｅｎ  ｅｔ．ａｌ：Ｐｒｏｇｒｅｓｓ  ｉｎ  Ｕｒｏ．１９９１，１，８４−８８、米国特許５，１５０，７１１）。また、ＭＲＩとの組み合わせによって焦点領域をモニタしながら加熱治療を行うシステムに関しても、米国特許５，２４７，９３５、特願平４−４３６０３号）に詳細に記載されている。
【００１０】
本治療法では、従来のハイパーサーミアとは異なり、焦点近傍の限局した領域に非常に強い強度（数百Ｗ／ｃｍ2   〜数十ｋＷ／ｃｍ2   ）の超音波が投入されるために、照射に伴って発生するキャビテーション（気泡）や患部の熱変性による音響特性の変化が大きな問題となると考えられる。特にキャビテーション（気泡）が発生した領域では、超音波にとって空気は強反射体であるため以降へ超音波エネルギーが透過しにくくなる。同時にキャビテーション（気泡）が発生した領域では超音波の散乱により見かけ上減衰が増加し、発熱が起こり易くなる。
【００１１】
このため従来の方法のように、そのまま継続して強力超音波の照射を行うと、発生したキャビテーション（気泡）によって予期しない部位に発熱が惹起され、時には副作用の原因となる可能性があった。更に、特開昭６０−１４５１３１号公報、米国特許４，６５８，８２８の様に単純なバースト駆動によっても、いったん生成されたキャビテーション（気泡）の崩壊にはしばらく時間が必要であるため、ある領域をスキャンしながら照射するような場合には各照射間のインターバルを大きく取る必要があり、全治療時間が長くなってしまうという問題があった。また、このキャビテーション（気泡）の発生によって焦点近傍の磁化率が変化し、ＭＲＩによる撮像の際に画像に悪影響を及ぼして焦点近傍の正確な温度を測定できない虞もある。
【００１２】
この超音波照射に伴って発生するキャビテーション（気泡）を照射制御によって強制的に消滅させる手法に関しては特願平６−２４８４８０号に幾つかの方法を記載済みである。
【００１３】
しかし一方で、超音波は生体組織に於いて減衰特性を有しており、また、骨や空気は超音波に対して強反射体なので殆どエネルギーを透過させないため、超音波治療を行う際にはそのエネルギー減衰分や遮蔽によるエネルギー低下分を余分に補って投入する必要があると考えられるが、従来の発明ではその制御に関して記載した公知例や文献報告はなかった。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
以上のように従来の超音波治療装置に於いては、超音波の生体減衰や肋骨等の超音波強反射媒体の遮蔽によって焦点領域に予定したエネルギーを投与できないという事態に対処していなかった。
【００１５】
本発明は、肋骨などによる超音波の遮蔽に起因する焦点への投入エネルギーの低下を抑制し得る超音波治療装置を提供することを目的とする。また、他の目的は、体表の熱変性を防止することである。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
本発明による超音波治療装置は、被検体内に治療用超音波を集束的に照射する超音波照射手段と、前記治療用超音波の焦点の深さに応じた前記被検体の体表が熱変性を起こさない前記焦点への投入エネルギーの上限値と、前記焦点にある組織を変性させるのに必要な投入エネルギーの下限値との差異が所定値より小さくなったとき、前記治療用超音波の照射を強制的に停止することと、警報を発することとの少なくとも一方を行う手段とを具備する。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。
（第１の実施形態）
図１は本発明の第１の実施形態による超音波治療装置の構成を示すブロック図である。この種の装置は、超音波を使って腫瘍等の被治療体にエネルギーを投入し、これによる熱等による変性を用いて治療を行うとするものである。
【００１９】
アプリケータ１は強力超音波を発生するピエゾ素子群２、このピエゾ素子群２から発生した強力超音波を患者３に導くカップリング液４、このカップリング液４を収容するカップリング膜５から構成されている。
【００２０】
ピエゾ素子群２は、治療用強力超音波を照射する複数のピエゾ素子から成り、各位置から発生した治療用超音波が一点に集束するように凹状に設けられている。この集束点を焦点と称する。
【００２１】
患部７の治療時にはまず患者３を寝台（図示せず）に乗せて所定位置に固定する。そしてメカニカルアーム２０を操作してアプリケータ１を患者３の体表に載せて、カップリング膜５を図示しない超音波ゼリー等を使用して皮膚に密着させる。
【００２２】
このような準備が整ったら、次に、システムコントローラ１６の制御によりピエゾ素子群２を駆動して治療用超音波を被検体に照射するのであるが、これはシグナルジェネレータ９を起動して、ピエゾ素子群２の共振周波数に等価な基本周波数ｆｏの駆動信号を発生させ、その駆動信号を駆動回路（ＲＦアンプ）１０にて増幅した後、インピーダンスマッチング回路１１を介してピエゾ素子群２に投入することにより行われる。
【００２３】
ここで本実施形態では画像診断装置として超音波診断装置を使用した。超音波診断装置は、体内モニタリング用の超音波プローブ１２を駆動して、焦点を含む患者７の断面を超音波でスキャンする。このスキャンにより得られた反射信号に基づいて、超音波画像診断装置１３によりＢモード画像が再構築される。この画像は、デジタルスキャンコンバータ１４を介してＣＲＴ１５上に表示される。また、術者はコンソール１７より照射（治療）の開始や終了等を指示する。
【００２４】
次に、本実施形態による投入エネルギーの決定について説明する。ここで、投入エネルギーについて簡単に説明する。腫瘍が熱変性を起こすために必要なエネルギー（要求エネルギーと称する）はその組織固有に決まっている。ここで、治療用超音波がエネルギーロスなく腫瘍まで到達するのなら、その要求エネルギーのみに従って治療用超音波を発生させればよい。しかし実際には減衰等のエネルギーロスの要因がある。従ってこのロスを考慮して、つまり実際に焦点に到達するエネルギーが要求エネルギーに達するように、要求エネルギーより高いエネルギーで超音波を照射しなければならない。この実際に照射するエネルギーを投入エネルギーと定義する。
【００２５】
この投入エネルギーの決定に当たっては、本実施形態では、治療用超音波の減衰だけでなく、骨等の遮蔽物の遮蔽の影響をも考慮して決定することを特徴としたものである。
まず、減衰に関して説明する。一般に遮蔽のない単純な媒体の場合、その超音波エネルギーの伝搬特性は周波数もしくは周波数の２乗に比例して減弱する減衰特性を示す。例えば、肝臓等の生体組織の場合には超音波減衰定数は約−０．５ｄＢ／ＭＨｚ／ｃｍとなり、即ち、超音波の周波数がｌ．５ＭＨｚとすると１ｃｍ伝搬する毎に、その約１６％が失われていく。従って、この時焦点深さ５ｃｍと９ｃｍでは４ｃｍの伝搬距離の違いがあるため、同じ投入エネルギーのままでは焦点到達エネルギーは０．８４４の４乗、つまり略０．４９となり、深さ９ｃｍの時の到達エネルギーは５ｃｍのときの約半分になる。このため、深さ９ｃｍの患部７を、深さ５ｃｍのときと同じ駆動電力で照射しても所定の加熱能力が得られない虞がある（図２参照）。
【００２６】
従って、患部７の深さ、つまり焦点の深さ（体表から焦点までの最短距離）に応じた減衰率を鑑みて、投入エネルギーを決定する必要がある。つまり、焦点深さが４ｃｍ深くなると、浅いときの２倍の投入エネルギーに従ってピエゾ素子群２を駆動する、つまり駆動電力とその駆動時間を調整する必要がある。
【００２７】
具体的には、図３に示すように、ポインティングデバイス１９の操作によりポインタ２３を移動させて、ＣＲＴ１５に描画された超音波画像上で体表２４の位置を指定し、その位置と焦点マーカ−２１の位置までの距離を伝搬する間に受けるエネルギー減衰率を、図２に示すように、システムコントローラ１６にて算出し、その減衰分を補うように投入エネルギーを決定する。
【００２８】
なお、体表や腫瘍など、極端に反射率が異なる部位や周囲組織と特性の異なる部位では輪郭抽出等の技術により自動的に検知できるため、この輪郭情報を用いて体表の位置を得ることも可能である。
【００２９】
この減衰だけを考慮して決定した投入エネルギーにしたがって実際にピエゾ素子群２を駆動することにより、治療用超音波の伝搬経路上に遮蔽物が存在しないケースという条件下においては、焦点の深さに関わりなく、焦点にある患部７に要求エネルギーを安定的に供給し、常に変性状態（量）を均一に保ち、安定した治療を実現することが出来る。
【００３０】
しかし、治療用超音波の伝搬経路上に遮蔽物が存在しているケースでは、この減衰だけを考慮して決定した投入エネルギーでは効果的な治療はできないので、これを補正しなければならない。
【００３１】
この遮蔽が問題になるのは、例えば肝臓腫瘍をターゲットとしたケースが挙げられる。この場合、図３に示すように超音波通過領域（治療用超音波のコーン状の伝搬経路）２６内に肋骨等の遮蔽物２５が掛かる。図３では肋骨像２５として音響陰影を引いた像として示されている。この時、遮蔽によるエネルギーの低下割合（遮蔽率）は、遮蔽物（肋骨）２５と超音波焦点２１との距離や、遮蔽物への入射角度等に依存する。
【００３２】
しかしながら、我々の行った検討では遮蔽によりエネルギーをロスすると共に焦点サイズ（強度分布）が拡大するが、熱伝導の効果により変性サイズは焦点領域に到達したエネルギーに依存することが分かっており、従って、遮蔽時にもこの低下／変動分を補正してエネルギーを上げるだけで焼灼サイズをコントロールできると考えられる。
【００３３】
この遮蔽率は、肋骨の太さ、肋間の間隔、肋骨と焦点との距離、肋骨への治療用超音波の入射角度を基にして計算で求めることが可能である。焦点から振動子表面への遮蔽物の投影より、振動子の遮蔽面積を求め、これにより遮蔽率を算出する。簡易的には、肋骨の深さでの治療用超音波束の断面積に対するこの断面に肋骨がオバーラップする部分の面積の割合（百分率）を、すべての肋骨について求め、これらの合計値として遮蔽率を求めることも可能である。
【００３４】
これら肋骨の太さ等の情報を得るために、ポインティングデバイス１９を操作して超音波画像上で肋骨２５の輪郭がトレースされる。なお、骨など、極端に反射率が異なる部位や周囲組織と特性の異なる部位では輪郭抽出等の技術により自動的に検知できるため、この技術により上記情報を自動的に得ることも可能である。
【００３５】
このように求めた遮蔽率αを利用して、（１−α）-1を、減衰だけを考慮して決定した投入エネルギーに掛け合わせることにより、減衰だけでなく遮蔽をも考慮した最終的な投入エネルギーを決定する。
【００３６】
この最終的に決定した投入エネルギーに従って、ピエゾ素子群２への駆動電力やその駆動時間を制御する。駆動電力の制御は、シグナルジェネレータ９の出力信号の振幅変調と、ＲＦアンプ１０のゲイン調整との少なくとも一方により行われる。また、駆動時間の制御は、シグナルジェネレータ９の出力信号の時間幅の調整により行われる。
【００３７】
これにより、焦点にある患部７に要求エネルギーを安定的に供給し、常に変性状態（量）を均一に保ち、安定した治療を実現することが出来る。
なおこのエネルギーの制御はＲＦアンプ１０の能力が許す限りは出力パワーの調整によって行うことが望ましいが、必要な出力パワーがアンプ１０の能力を超えてしまった場合には、駆動時間の制御によっても行うことが可能である。
【００３８】
なお、焦点の大きさや形状に対して腫瘍の大きさや形状は様々であり、このようなとき、メカニカルアーム２０を制御して順次焦点を移動させるような治療が行われる。このような場合には、ポインティングデバイス１９にてＣＲＴ１５上に表示された超音波画像上の腫瘍像２２の範囲を含む治療領域２７をポインタ２３で指定しておき、焦点の移動順序（走査手順）を予め決定しておくことで、事前に各点での投入エネルギーを算出してメモリ１８に記億しておき、そのデータを次々と読み出しながら、投入エネルギーを変えていくような制御を行う。
【００３９】
これまで示した実施形態では、算出された超音波減衰及び遮蔽率に基づいて超音波投入エネルギーを制御する方法と取ったが、特願平８−７０２０６号に記載の超音波強度分布画像化技術を併用することで、術前に取得した焦点領域からの減衰や遮蔽を含めた反射強度情報から焦点での強度（エネルギー）が一定になるように制御しても良い。
（第２の実施形態）
第２の実施形態の特徴は、焦点加熱能力の安定化技術と体表変性の抑制技術とを組み合わせた点にある。本実施形態の超音波治療装置の構成としては、図１と同様であり、相違としてはシステムコントローラ１６での投入エネルギーの決定処理において、減衰パラメータの他に体表変性抑制のためのパラメータが加わっていることである。従って、構成の説明は省略し、この相違する処理の部分について説明するものとする。
【００４０】
我々の検討に依れば、図４に示す領域IIの条件下で生体に対して強力な超音波を照射した場合に音響特性の違いにより、体表面で特異的に発熱が惹起される現象が観察されている。即ち、体表に対してある一定以上のエネルギーを投入した場合には体表に火傷や熱変性が惹起され、その程度は体表に投入されたエネルギー（＝超音波強度×照射時間）に依存する。
【００４１】
従って、集束タイプのアプリケータでは体表面での治療用超音波束の断面積（通過面積）に反比例して体表での超音波強度が低下するが、第１の実施形態の安定化により焦点位置が深くなればなるほど投入エネルギーが高くなっていくので、焦点深さの２乗に比例して体表変性閾値２９が上がっていくことになる。
【００４２】
なお、体表変性閾値２９とは、被検体の体表が火傷等の熱変性を起こさない投入エネルギーの上限値として定義される。また、後述する焦点変性閾値２８とは、焦点にある組織を変性させるのに必要な投入エネルギーの下限値と定義される。
【００４３】
また、焦点変性閾値２８も体表からの焦点深さと超音波減衰、遮蔽状態、エネルギー入射角度等により様々に変動する。この２つの閾値曲線に囲まれた領域Ｉが体表が変性せずに焦点領域のみ変性させることの出来る照射条件となる。
【００４４】
体表変性閾値２９も治療深さだけではなく他のパラメータに依存して変化する。例えば、実際の治療ではエネルギーが斜めに入射する場合も多く、体表と焦点の距離のアンバランスが生じる。
【００４５】
当然浅い部位ほど体表での治療用超音波の集束度が高くなってくるのでその体表の超音波強度が上がって変性しやすくなる。従って、実際の治療では最も浅い場合の深さで体表変性の見積もりを行う必要がある。このため、考えられるパラメータに対する図４に対応したデータテーブルをメモリ１８に予め記億しておき、そのデータを基に照射の制御をすることが可能となる。
【００４６】
尚、当然の事ながら、これらのパラメータによる各閾値を逐次コントローラ１６にて算出し、制御を行うことも可能である。
なお、ある一定以上焦点位置が浅くなると、焦点変性閾値２８と体表変性閾値２９が近くなってしまう領域が出来る、つまり両値の差異が所定値より小さくなることに言及していないが、焦点位置がある一定以上浅くなった場合には治療不可能として警報を発すること、もしくは強制的に照射をストップする等の操作を行う。
【００４７】
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、上述の説明では、画像診断装置として超音波診断装置を使用したが、これに限らず、ＭＲＩ装置やＸ線ＣＴ装置等の２Ｄ，３Ｄ画像診断装置を使用しても良い。
【００４８】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、超音波の生体減衰や肋骨遮蔽によるエネルギーの低下を考慮して、患部に常に安定したエネルギーを照射して確実な治療を実現することができる。
また、本発明によれば、体表の熱変性を防止できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態による超音波治療装置の構成を示すブロック図。
【図２】減衰による超音波エネルギーの低下を説明する図。
【図３】図１のＣＲＴの表示画面例とポインティングデバイスによる指定操作の説明図。
【図４】第２の実施形態による体表変性閾値や焦点変性閾値の焦点深度等に対する依存性を示す図。
【符号の説明】
１…アプリケータ、
２…ピエゾ素子群、
３…患者、
４…カップリング液、
５…カップリング膜、
６…強力超音波焦点、
７…患部（腫瘍）、
８…遮蔽物、
９…シグナルジェネレータ、
１０…ＲＦアンプ、
１１…マッチング回路、
１２…超音波プローブ、
１３…超音波画像診断装置、
１４…デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）、
１５…ＣＲＴ、
１６…システムコントローラ、
１７…コンソール、
１８…メモリ、
１９…ポインティングデバイス、
２０…メカニカルアーム、
２１…焦点マーカー、
２２…腫瘍像、
２３…ポインタ、
２４…体表像、
２５…肋骨像、
２６…超音波通過領域、
２７…治療領域、
２８…焦点変性閾値、
２９…体表変性閾値。
【図１】
0003764235.tif 000002
【図２】
0003764235.tif 000003
【図３】
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【図４】
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