JPH0678944A - 超高速体外超音波温熱療法用装置およびその設定方法 - Google Patents
超高速体外超音波温熱療法用装置およびその設定方法Info
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- JPH0678944A JPH0678944A JP5001139A JP113993A JPH0678944A JP H0678944 A JPH0678944 A JP H0678944A JP 5001139 A JP5001139 A JP 5001139A JP 113993 A JP113993 A JP 113993A JP H0678944 A JPH0678944 A JP H0678944A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N7/00—Ultrasound therapy
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-
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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- A61B2017/00154—Details of operation mode pulsed
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 周辺組織への損傷を最小限度に止め、また、
極めて短時間に腫瘍等生体内の患部を温熱治療すること
が可能な超高速体外温熱療法用装置およびその設定方法
を提供する。 【構成】 周波数が０．５−１０ＭＨｚの範囲であり、
ピーク電力が２０Ｋｗ以上となる超音波波連を体内の腫
瘍組織へ照射し組織を破壊する。焦点スポット中の前記
治療ビームの集束度と前記電力を設定するための変数
は、患部組織の性質およびその深度とは無関係であり、
時間に比例して増加する患部の温度カーブの線形期間に
前記患部を略破壊してしまうように設定する。
極めて短時間に腫瘍等生体内の患部を温熱治療すること
が可能な超高速体外温熱療法用装置およびその設定方法
を提供する。 【構成】 周波数が０．５−１０ＭＨｚの範囲であり、
ピーク電力が２０Ｋｗ以上となる超音波波連を体内の腫
瘍組織へ照射し組織を破壊する。焦点スポット中の前記
治療ビームの集束度と前記電力を設定するための変数
は、患部組織の性質およびその深度とは無関係であり、
時間に比例して増加する患部の温度カーブの線形期間に
前記患部を略破壊してしまうように設定する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、超高速体外超音波温熱
療法用装置およびその設定方法に関するものである。
療法用装置およびその設定方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】腫瘍を破壊するため生物組織の極めて限
られた範囲に超音波ビームを集束させる方法が、特にＲ
Ｅ３３，５９０において従来から知られている。前記ビ
ームは、所定のピーク電力および持続期間を有する周期
的波連(wave trains) の状態で伝播する。
られた範囲に超音波ビームを集束させる方法が、特にＲ
Ｅ３３，５９０において従来から知られている。前記ビ
ームは、所定のピーク電力および持続期間を有する周期
的波連(wave trains) の状態で伝播する。
【０００３】上記の特許に開示されている装置の場合、
高周波ビームの周波数は、例えば、０．５−５ＭＨｚの
範囲である。体内の深部の組織を破壊する場合は低周波
を使用し、変換器を励起するためのピーク電力は比較的
小さいものである（例えば１０−１００ワットで、深部
の組織を破壊する場合はより大きな出力を使用す
る。）。
高周波ビームの周波数は、例えば、０．５−５ＭＨｚの
範囲である。体内の深部の組織を破壊する場合は低周波
を使用し、変換器を励起するためのピーク電力は比較的
小さいものである（例えば１０−１００ワットで、深部
の組織を破壊する場合はより大きな出力を使用す
る。）。
【０００４】持続期間が約１秒の波から成る波連を約１
／１０の間隔で分割する。この期間であればリアルタイ
ムに超音波走査（通常はタイプＢ）を行って焦点（呼吸
によって生じる組織の自然な運動の影響を受ける）を目
標方向へ移動させたり、あるいは治療を行う領域の組織
が被った損傷を検査することができる。
／１０の間隔で分割する。この期間であればリアルタイ
ムに超音波走査（通常はタイプＢ）を行って焦点（呼吸
によって生じる組織の自然な運動の影響を受ける）を目
標方向へ移動させたり、あるいは治療を行う領域の組織
が被った損傷を検査することができる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】目標領域の深度にもよ
るが、使用する出力レベルと周波数により約４５℃まで
温度は上昇する。この温度は、基本的には、悪性細胞を
破壊するのに十分な温度である。目標領域の温度が上昇
し過ぎると熱が拡散してしまい、その結果、周辺領域に
甚だしい火傷が生じると従来から考えられてきた。
るが、使用する出力レベルと周波数により約４５℃まで
温度は上昇する。この温度は、基本的には、悪性細胞を
破壊するのに十分な温度である。目標領域の温度が上昇
し過ぎると熱が拡散してしまい、その結果、周辺領域に
甚だしい火傷が生じると従来から考えられてきた。
【０００６】このため、治療期間が比較的長い期間とな
ってしまい、数百分あるいは数時間もの時間になってし
まうという問題がある。
ってしまい、数百分あるいは数時間もの時間になってし
まうという問題がある。
【０００７】目標領域の深度と電力吸収度にもよるが、
従来使用されているビームのピーク電力を１０−２００
倍に増大して超高速度で加熱すると熱拡散効果が大幅に
減少し、また目標領域を約１秒以下の時間で破壊するこ
とができるという事実が今回発見された。本発明はこの
事実に基づきなされたものである。
従来使用されているビームのピーク電力を１０−２００
倍に増大して超高速度で加熱すると熱拡散効果が大幅に
減少し、また目標領域を約１秒以下の時間で破壊するこ
とができるという事実が今回発見された。本発明はこの
事実に基づきなされたものである。
【０００８】従って、本発明の目的は体内の既知の深さ
にある目標の一部を超音波変換器手段で発生させた圧縮
波エネルギーを用いて超高速で超音波温熱治療する装置
を提供することにあり、本発明の前記変換器手段は、所
定の周波数とピーク電力を有した周期発振バーストの状
態で伝播するように前記エネルギーを前記部位へ照射す
る。各バーストは所定の持続期間を有しており、連続バ
ーストを間隔をおいて分離する。
にある目標の一部を超音波変換器手段で発生させた圧縮
波エネルギーを用いて超高速で超音波温熱治療する装置
を提供することにあり、本発明の前記変換器手段は、所
定の周波数とピーク電力を有した周期発振バーストの状
態で伝播するように前記エネルギーを前記部位へ照射す
る。各バーストは所定の持続期間を有しており、連続バ
ーストを間隔をおいて分離する。
【０００９】本発明のその他の目的は、前記超音波変換
器手段の伝播面の径と焦点スポットの径だけでなく周波
数をも目標の性質および深度に応じて選択決定すること
により、ビームの集束が最大となり、また選択した前記
周波数および径に基づいて電力が決定され、その結果、
従来よりもはるかに高い温度で、また、短時間のうちに
目標を破壊できるように前記装置を設定する方法を提供
することにある。
器手段の伝播面の径と焦点スポットの径だけでなく周波
数をも目標の性質および深度に応じて選択決定すること
により、ビームの集束が最大となり、また選択した前記
周波数および径に基づいて電力が決定され、その結果、
従来よりもはるかに高い温度で、また、短時間のうちに
目標を破壊できるように前記装置を設定する方法を提供
することにある。
【００１０】本発明のさらにその他の目的は、前記超高
速温熱療法用装置を用いて治療中の目標の変化をさらに
精度良く超音波検査することにある。
速温熱療法用装置を用いて治療中の目標の変化をさらに
精度良く超音波検査することにある。
【００１１】また、本発明の他の目的は、エコー図Ａま
たは自記音響測深器の画像Ｂが波連の動きによる見せか
けの変化（従来の温熱療法技術を用いて実際に治療を行
う場合に見られる）によって遮蔽されないよう検出可能
に修正を行うための時間（すなわち、超高速温熱療法に
おける数十分の一秒の時間）が確保できるよう所定の速
度で治療ビームを断続させている最中にタイプＡまたは
Ｂの自記音響測深器で目標の検査を行う超高速温熱療法
用装置を提供することにある。
たは自記音響測深器の画像Ｂが波連の動きによる見せか
けの変化（従来の温熱療法技術を用いて実際に治療を行
う場合に見られる）によって遮蔽されないよう検出可能
に修正を行うための時間（すなわち、超高速温熱療法に
おける数十分の一秒の時間）が確保できるよう所定の速
度で治療ビームを断続させている最中にタイプＡまたは
Ｂの自記音響測深器で目標の検査を行う超高速温熱療法
用装置を提供することにある。
【００１２】さらに、本発明のその他の目的は、目標を
破壊した後すみやかに治療を終えることができるよう目
標の変化を超高速度で容易に検出できるタイプＡまたは
タイプＢの超音波診断ができるよう前記装置を設定する
方法を提供することにある。
破壊した後すみやかに治療を終えることができるよう目
標の変化を超高速度で容易に検出できるタイプＡまたは
タイプＢの超音波診断ができるよう前記装置を設定する
方法を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に係る超高速温熱治療用装置の設定法は、所
定の周波数とピーク電力を有した周期発振バーストの状
態で伝播するエネルギーを前記部位に焦点を合わせて照
射する超音波変換器手段において生成された圧縮波エネ
ルギーを用いて体内の既知の深さにある目標の一部を治
療するものであり、前記各バーストはそれぞれ所定の持
続期間を有しており、連続バーストを時間間隔をおいて
分離する、前記設定方法は、前記超音波変換器手段を用
いて前記体内の既知の深さに位置する対象の検査を行
い、前記圧縮波エネルギーの照射時間の関数として前記
対象の温度上昇の曲線を作成するものであり、前記曲線
はゼロ時間から始まり時間ｔｏで終わる疑似線形期間を
有している、対象検査段階と、前記時間ｔｏと同じ期間
持続する単一発振バーストにより前記対象の前記部位を
少なくとも略破壊する前記発振バーストの特定ピーク電
力を設定する段階と、少なくとも前記ピーク電力に等し
い治療ピーク電力を選択するとともに、最大前記時間ｔ
ｏに等しい治療バースト期間を選択する段階とから成る
ことを特徴とする。
に、本発明に係る超高速温熱治療用装置の設定法は、所
定の周波数とピーク電力を有した周期発振バーストの状
態で伝播するエネルギーを前記部位に焦点を合わせて照
射する超音波変換器手段において生成された圧縮波エネ
ルギーを用いて体内の既知の深さにある目標の一部を治
療するものであり、前記各バーストはそれぞれ所定の持
続期間を有しており、連続バーストを時間間隔をおいて
分離する、前記設定方法は、前記超音波変換器手段を用
いて前記体内の既知の深さに位置する対象の検査を行
い、前記圧縮波エネルギーの照射時間の関数として前記
対象の温度上昇の曲線を作成するものであり、前記曲線
はゼロ時間から始まり時間ｔｏで終わる疑似線形期間を
有している、対象検査段階と、前記時間ｔｏと同じ期間
持続する単一発振バーストにより前記対象の前記部位を
少なくとも略破壊する前記発振バーストの特定ピーク電
力を設定する段階と、少なくとも前記ピーク電力に等し
い治療ピーク電力を選択するとともに、最大前記時間ｔ
ｏに等しい治療バースト期間を選択する段階とから成る
ことを特徴とする。
【００１４】一定量の被検物に対して超音波を用いて超
高速度で温熱治療を行う本発明に係る超高速温熱治療用
装置は、集束面を備えた圧電電力変換器手段と、前記電
力変換器手段に接続された電力発生器手段とから構成さ
れており、最大値が略１０−２０Ｋｗで、０．５−３秒
の範囲で期間を調節することができ、ピーク電力が調節
自在である周期波連を前記電力発生器手段へ印加するこ
とを特徴とする。
高速度で温熱治療を行う本発明に係る超高速温熱治療用
装置は、集束面を備えた圧電電力変換器手段と、前記電
力変換器手段に接続された電力発生器手段とから構成さ
れており、最大値が略１０−２０Ｋｗで、０．５−３秒
の範囲で期間を調節することができ、ピーク電力が調節
自在である周期波連を前記電力発生器手段へ印加するこ
とを特徴とする。
【００１５】
【作用および効果】本発明の超高速体外超音波温熱治療
用装置およびその設定方法は、上記のような構成を有し
ており、対象領域、すなわち、患部を超音波でスキャン
し、当該患部における圧縮波エネルギーの照射時間と温
度上昇速度とのグラフ（曲線）を作成する。こうして作
成されたグラフの線形期間（ゼロから時間ｔｏ）で前記
患部組織を略破壊してしまう程度に発振バーストのピー
ク電力を設定する。このピーク電力に少なくとも等しく
なるよう治療ピーク電力を設定し、また、最大で前記線
形期間の時間ｔｏとなるよう治療バーストの期間を設定
する。
用装置およびその設定方法は、上記のような構成を有し
ており、対象領域、すなわち、患部を超音波でスキャン
し、当該患部における圧縮波エネルギーの照射時間と温
度上昇速度とのグラフ（曲線）を作成する。こうして作
成されたグラフの線形期間（ゼロから時間ｔｏ）で前記
患部組織を略破壊してしまう程度に発振バーストのピー
ク電力を設定する。このピーク電力に少なくとも等しく
なるよう治療ピーク電力を設定し、また、最大で前記線
形期間の時間ｔｏとなるよう治療バーストの期間を設定
する。
【００１６】極めて高いピーク電力の圧縮波を疑似連続
状態で伝播させるため、特に目標細胞に対して機械的破
壊作用を及ぼすことにより目標の破壊効率が一層向上
し、また、周辺の健康な細胞の破壊は最小限に止めるこ
とができる。さらに、「超高速温熱治療」を連続して実
施できる新規な局部超音波温熱治療が可能となる。
状態で伝播させるため、特に目標細胞に対して機械的破
壊作用を及ぼすことにより目標の破壊効率が一層向上
し、また、周辺の健康な細胞の破壊は最小限に止めるこ
とができる。さらに、「超高速温熱治療」を連続して実
施できる新規な局部超音波温熱治療が可能となる。
【００１７】
【実施例】以下、図面を参照しながら本発明に係る超高
速体外超音波温熱治療用装置およびその設定方法の好適
実施例を説明する。
速体外超音波温熱治療用装置およびその設定方法の好適
実施例を説明する。
【００１８】図１は従来の超音波検査装置のブロック図
であり、この装置は圧電変換器素子２２を備えたリアル
タイムプローブ１で構成されており、当該素子は一点鎖
線で示した機械的伝達装置を介して電気モーター２３に
よって振動されている。
であり、この装置は圧電変換器素子２２を備えたリアル
タイムプローブ１で構成されており、当該素子は一点鎖
線で示した機械的伝達装置を介して電気モーター２３に
よって振動されている。
【００１９】このようなプローブとしては、例えば、米
国特許Ｎｏ．４，４１８，６９８（１９８３年１２月６
日特許付与）「機械的セクタースキャン超音波プロー
ブ」に開示されているものがある。
国特許Ｎｏ．４，４１８，６９８（１９８３年１２月６
日特許付与）「機械的セクタースキャン超音波プロー
ブ」に開示されているものがある。
【００２０】圧電素子２２はパルス発生器２によって励
起され、また前記モーターは鋸波スキャン信号発生器
（図２の波形（Ａ）を生成する）によって制御されてお
り、治療領域をセクタースキャンし、治療ビームエミッ
ターの焦点を通過させる。
起され、また前記モーターは鋸波スキャン信号発生器
（図２の波形（Ａ）を生成する）によって制御されてお
り、治療領域をセクタースキャンし、治療ビームエミッ
ターの焦点を通過させる。
【００２１】生物学的構造物から反射されたエコー波
は、出力端がアナログ／デジタル変換器５に接続された
受信器４にて増幅される。
は、出力端がアナログ／デジタル変換器５に接続された
受信器４にて増幅される。
【００２２】電気スィッチ６は、前記変換器５の出力端
をメモリー６１と６２のいずれか一方または双方に接続
する。切り換えはスキャン毎に行われ、また切り換えを
行うため前記スィッチ６は鋸波発生器３の適当な出力端
に接続されている。
をメモリー６１と６２のいずれか一方または双方に接続
する。切り換えはスキャン毎に行われ、また切り換えを
行うため前記スィッチ６は鋸波発生器３の適当な出力端
に接続されている。
【００２３】各メモリー内での書き込み動作のアドレス
指定は、プローブから発射されるビームの角位置と各パ
ルスの伝達開始時点からの経過時間に応じて周知の方法
で行われ、スキャン毎に治療領域の完全な画像を前記２
個のメモリーのうちいずれか一方のメモリーへ書き込
む。
指定は、プローブから発射されるビームの角位置と各パ
ルスの伝達開始時点からの経過時間に応じて周知の方法
で行われ、スキャン毎に治療領域の完全な画像を前記２
個のメモリーのうちいずれか一方のメモリーへ書き込
む。
【００２４】前記メモリーの読み出しも周知の方法で行
われており、この結果得られた信号はスィッチ７１を経
てデジタル減算器へと出力される。前記スィッチではス
キャン毎にその入力端Ｅ１およびＥ２と出力端Ｓ１およ
びＳ２の接続を切り換えている（この切り換えを行うた
め前記スィッチは前記発生器３の適当な出力端に接続さ
れている）。
われており、この結果得られた信号はスィッチ７１を経
てデジタル減算器へと出力される。前記スィッチではス
キャン毎にその入力端Ｅ１およびＥ２と出力端Ｓ１およ
びＳ２の接続を切り換えている（この切り換えを行うた
め前記スィッチは前記発生器３の適当な出力端に接続さ
れている）。
【００２５】反転信号が入力されない場合は、画像を構
成している連続点を定義する連続した数字の２画像間で
の相違を演算する前記減算器において、前回の画像から
今回の画像を、次に今回の画像から前回の画像を順次減
算するため、スキャン毎に常に現在の画像から前回の画
像を減算させるには前記減算器を反転させる必要があ
る。
成している連続点を定義する連続した数字の２画像間で
の相違を演算する前記減算器において、前回の画像から
今回の画像を、次に今回の画像から前回の画像を順次減
算するため、スキャン毎に常に現在の画像から前回の画
像を減算させるには前記減算器を反転させる必要があ
る。
【００２６】減算器７の出力はデジタル／アナログ変換
器７２に接続されており、当該変換器からはディスプレ
イ装置８の陰極線管の輝度を補正する電圧が出力されて
いる。
器７２に接続されており、当該変換器からはディスプレ
イ装置８の陰極線管の輝度を補正する電圧が出力されて
いる。
【００２７】第二デジタル／アナログ変換器７３には出
力端Ｓ２が接続されている。ポテンショメーター７４で
は、差分画像である変換器７２からの出力電圧と最近記
憶された画像である変換器７３からの出力電圧を可変自
在に混合する。
力端Ｓ２が接続されている。ポテンショメーター７４で
は、差分画像である変換器７２からの出力電圧と最近記
憶された画像である変換器７３からの出力電圧を可変自
在に混合する。
【００２８】治療領域に関する前回の画像あるいは差分
画像をオペレーターが見ることができるため、関連のあ
る組織を判別したり、または治療中にどのように組織が
変化するかをオペレーターは観察することができる。
画像をオペレーターが見ることができるため、関連のあ
る組織を判別したり、または治療中にどのように組織が
変化するかをオペレーターは観察することができる。
【００２９】本発明の治療装置では、極めて高いピーク
電力を使用しており、対象となる組織から反射されたエ
ネルギーは超音波変換器を撹乱してしまうほど十分なも
のであるため治療ビームを照射中は画像を生成すること
ができない。このような状態は、照射終了後１または複
数マイクロ秒の間持続している。このため、超音波スキ
ャンの期間、例えば１／２０秒、よりもわずかに長い間
隔（図２０の波形（Ｂ））をおいて波連を分割照射し、
超音波スキャンと照射の同期を取る必要がある。
電力を使用しており、対象となる組織から反射されたエ
ネルギーは超音波変換器を撹乱してしまうほど十分なも
のであるため治療ビームを照射中は画像を生成すること
ができない。このような状態は、照射終了後１または複
数マイクロ秒の間持続している。このため、超音波スキ
ャンの期間、例えば１／２０秒、よりもわずかに長い間
隔（図２０の波形（Ｂ））をおいて波連を分割照射し、
超音波スキャンと照射の同期を取る必要がある。
【００３０】また、当然のことながら、呼吸などにより
生じる組織の自然な運動に対応するため十分高速度に画
像を生成し、治療の結果組織に生じた変化を見落として
しまう程に連続する２毎の画像間に著しい差異が生じて
しまうのを防止する必要がある。例えば、少なくとも
０．５秒毎に画像を撮影できるよう照射時間を選択する
ことができる。この場合のピーク電力は、数分の１秒以
内に目標領域の細胞をほぼ破壊する程の大きさとなる。
生じる組織の自然な運動に対応するため十分高速度に画
像を生成し、治療の結果組織に生じた変化を見落として
しまう程に連続する２毎の画像間に著しい差異が生じて
しまうのを防止する必要がある。例えば、少なくとも
０．５秒毎に画像を撮影できるよう照射時間を選択する
ことができる。この場合のピーク電力は、数分の１秒以
内に目標領域の細胞をほぼ破壊する程の大きさとなる。
【００３１】図２の（Ｃ）はメモリー６１への書き込み
を行う期間を示しており、（Ｄ）はメモリー６２への書
き込み期間、（Ｅ）はメモリー６１の読み出し期間、
（Ｆ）はメモリー２の読み出し期間、（Ｇ）と（Ｈ）は
出力端Ｓ１とＳ２の状態を示している。ここには、メモ
リー内の画像の数が示されており、この数字は現在の画
像から前回の画像が常時減算されていることを示してい
る。
を行う期間を示しており、（Ｄ）はメモリー６２への書
き込み期間、（Ｅ）はメモリー６１の読み出し期間、
（Ｆ）はメモリー２の読み出し期間、（Ｇ）と（Ｈ）は
出力端Ｓ１とＳ２の状態を示している。ここには、メモ
リー内の画像の数が示されており、この数字は現在の画
像から前回の画像が常時減算されていることを示してい
る。
【００３２】再び図１において、電力変換器Ｔが円形カ
ップ状で図示されており、この表面に前記圧電素子が取
り付けられている。前記変換器は治療ビームエミッター
１０から電力が供給されている。前記変換器はＲＥ３
５，５９０特許に開示されている。図中別々に示されて
いるプローブ１は実際には前記変換器の中心に配設され
ており、上述の特許でも説明しているように前記プロー
ブは変換器の軸方向に駆動される。
ップ状で図示されており、この表面に前記圧電素子が取
り付けられている。前記変換器は治療ビームエミッター
１０から電力が供給されている。前記変換器はＲＥ３
５，５９０特許に開示されている。図中別々に示されて
いるプローブ１は実際には前記変換器の中心に配設され
ており、上述の特許でも説明しているように前記プロー
ブは変換器の軸方向に駆動される。
【００３３】また、図１には上述の実施例には使用され
ていないユニットが図示されており、このユニットは以
下に説明する変形例でのみ使用されている。
ていないユニットが図示されており、このユニットは以
下に説明する変形例でのみ使用されている。
【００３４】前記ユニットとは、可変分周器９、ＡＮＤ
ゲート１１、メモリー１２、ディスプレー装置１３、ス
ィッチ１４である。
ゲート１１、メモリー１２、ディスプレー装置１３、ス
ィッチ１４である。
【００３５】スィッチ１４が位置ａにある場合、分周器
９は鋸波発生器３に接続される。前記鋸波発生器は、治
療ビームエミッターの焦点（前記カップＴの球形部分の
中心部分）をプローブ軸が通過する際に同期信号を発生
するようになっている。次に、前記分周器の分周比を、
例えば、１対５の値に設定する。
９は鋸波発生器３に接続される。前記鋸波発生器は、治
療ビームエミッターの焦点（前記カップＴの球形部分の
中心部分）をプローブ軸が通過する際に同期信号を発生
するようになっている。次に、前記分周器の分周比を、
例えば、１対５の値に設定する。
【００３６】この結果、Ｎスキャン毎にビームエミッタ
ー１０へ短い信号が出力され、この信号によって前記エ
ミッターは約１マイクロ秒の間使用禁止状態となる。
ー１０へ短い信号が出力され、この信号によって前記エ
ミッターは約１マイクロ秒の間使用禁止状態となる。
【００３７】前記信号はゲート１１にも出力され、この
信号によって前記ゲートは１／１０００秒の間使用可能
となり、変換器５からのデジタル信号をメモリー１２へ
出力する。
信号によって前記ゲートは１／１０００秒の間使用可能
となり、変換器５からのデジタル信号をメモリー１２へ
出力する。
【００３８】メモリー１２には走査線情報を取り込む時
間があり、この期間はわずか約０．２マイクロ秒である
（これに対して完全な画像を取り込む時間は０．２−
０．０２秒である）。
間があり、この期間はわずか約０．２マイクロ秒である
（これに対して完全な画像を取り込む時間は０．２−
０．０２秒である）。
【００３９】このように、上記変形実施例では、治療ビ
ームパルスの持続期間中に１マイクロ秒治療ビームが遮
断され、このビーム遮断は１／２０秒毎に行われる。治
療ビームを遮断しない場合に比べても電力の平均的な低
下量はわずかである（例えば、２％程）。
ームパルスの持続期間中に１マイクロ秒治療ビームが遮
断され、このビーム遮断は１／２０秒毎に行われる。治
療ビームを遮断しない場合に比べても電力の平均的な低
下量はわずかである（例えば、２％程）。
【００４０】上述したように「常時」(on the fly)作成
されているライン、すなわち、１ー５スキャン毎に作成
されるラインはビームの焦点を通過する。この治療方法
ではＡタイプの超音波検査法が用いられており、一方向
の情報で十分である。同じような結果は、目標を通過す
る特定の方向にプローブを固定しても得ることができ
る。
されているライン、すなわち、１ー５スキャン毎に作成
されるラインはビームの焦点を通過する。この治療方法
ではＡタイプの超音波検査法が用いられており、一方向
の情報で十分である。同じような結果は、目標を通過す
る特定の方向にプローブを固定しても得ることができ
る。
【００４１】前記メモリー１２に記憶されているエコー
信号を５０Ｈｚの速度で読み出してスクリーン装置１３
に連続表示する。
信号を５０Ｈｚの速度で読み出してスクリーン装置１３
に連続表示する。
【００４２】このように読み出し速度が早いためより表
示画像は見易くなる。
示画像は見易くなる。
【００４３】上記の変形治療方法の場合、超音波スキャ
ンの振幅の変化が認識できるような速度で治療中に収集
された情報のデジタル減算をオペレーターの目が行って
いるようなものである。
ンの振幅の変化が認識できるような速度で治療中に収集
された情報のデジタル減算をオペレーターの目が行って
いるようなものである。
【００４４】タイプＢの超音波プローブを用いてタイプ
Ａのエコー図を作成しているため、目標の治療を行う前
は同じプローブをタイプＢの超音波スキャンにも使用す
ることができ（ここで、「目標」とは焦点スポットと大
きさが完全に同一である腫瘍の一部を指している。前記
腫瘍を完全に治療するには腫瘍を構成している目標領域
の他の部分にもビームを連続照射する必要がある。）、
また先述の特許ＲＥ３３，５９０で説明しているように
同じプローブを用いて前記目標領域を突き止めることも
できる。さらに、画像を作成するのに十分な期間（１／
２０秒）治療ビームを遮断すれば、目標を治療中であっ
ても、タイプＢ超音波スキャン時に同一プローブを用い
て目標の移動を行うことさえ可能である。
Ａのエコー図を作成しているため、目標の治療を行う前
は同じプローブをタイプＢの超音波スキャンにも使用す
ることができ（ここで、「目標」とは焦点スポットと大
きさが完全に同一である腫瘍の一部を指している。前記
腫瘍を完全に治療するには腫瘍を構成している目標領域
の他の部分にもビームを連続照射する必要がある。）、
また先述の特許ＲＥ３３，５９０で説明しているように
同じプローブを用いて前記目標領域を突き止めることも
できる。さらに、画像を作成するのに十分な期間（１／
２０秒）治療ビームを遮断すれば、目標を治療中であっ
ても、タイプＢ超音波スキャン時に同一プローブを用い
て目標の移動を行うことさえ可能である。
【００４５】表１、２および図３、４を参照しながら超
高速温熱療法用装置の設定方法を説明する。
高速温熱療法用装置の設定方法を説明する。
【００４６】
【表１】
【００４７】
【表２】
【００４８】表１および表２は、変換器の特性パラメー
ターを所定値として全体集束(global concentration)ｋ
と温度の上昇速度ｄＴ／秒を周波数Ｆの関数として示し
たものである。
ターを所定値として全体集束(global concentration)ｋ
と温度の上昇速度ｄＴ／秒を周波数Ｆの関数として示し
たものである。
【００４９】表１は焦点距離が１０ｃｍでビーム開口角
が６０°の球形照射面を備えた電力変換器Ｔに関するも
のである。
が６０°の球形照射面を備えた電力変換器Ｔに関するも
のである。
【００５０】本願出願人は、所定の第一径Ｄを備え、第
二の所定径ｄから成る焦点スポットを生成する球形カッ
プ状の電力変換器の場合における全体集束係数(global
concentration factor) ｋ ＝ ｋａ ｘ ｋｇの値を
周知の実験データを基に算出した。前記データは、空気
を含んだ骨以外の生物学的組織での音波の減衰を示した
周知の実験データであり、組織内での伝播路ｃｍ当たり
におけるＭＨｚ当たりの音波の減衰は約１ｄＢとなって
いる。減衰係数ｋａを算出することにより前記全体集束
係数から幾何学集束係数(geometrical concentration f
actor)ｋｇ ＝Ｄ／ｄを知ることができる。
二の所定径ｄから成る焦点スポットを生成する球形カッ
プ状の電力変換器の場合における全体集束係数(global
concentration factor) ｋ ＝ ｋａ ｘ ｋｇの値を
周知の実験データを基に算出した。前記データは、空気
を含んだ骨以外の生物学的組織での音波の減衰を示した
周知の実験データであり、組織内での伝播路ｃｍ当たり
におけるＭＨｚ当たりの音波の減衰は約１ｄＢとなって
いる。減衰係数ｋａを算出することにより前記全体集束
係数から幾何学集束係数(geometrical concentration f
actor)ｋｇ ＝Ｄ／ｄを知ることができる。
【００５１】組織内での吸収によるエネルギーの損失が
伝達電力全体の１％であり、その他の損失が９％とな
る、すなわちエネルギー損失のほとんどは細胞表面での
複屈折に起因するものと仮定し、周波数Ｆの関数として
温度の上昇速度ｄＴ／ｓｅｃを算出して焦点スポットの
所定径ｄと、体内に入射する際のビームの所定径と、一
定であるビームの開口角と、１Ｋｗの伝達音波ピーク電
力(a transmitted acoustic peak power) を各々求め
る。このように、組織内部に吸収され、熱に変換された
電力損失の一部を算出することができるため温度上昇速
度も算出することができる。
伝達電力全体の１％であり、その他の損失が９％とな
る、すなわちエネルギー損失のほとんどは細胞表面での
複屈折に起因するものと仮定し、周波数Ｆの関数として
温度の上昇速度ｄＴ／ｓｅｃを算出して焦点スポットの
所定径ｄと、体内に入射する際のビームの所定径と、一
定であるビームの開口角と、１Ｋｗの伝達音波ピーク電
力(a transmitted acoustic peak power) を各々求め
る。このように、組織内部に吸収され、熱に変換された
電力損失の一部を算出することができるため温度上昇速
度も算出することができる。
【００５２】従来得られていたデータには、吸収による
損失が１％（例えば、２−３％の範囲）以上であること
が示されているだけであることを留意しておく必要があ
る。従って、本願出願人は、ほとんどの場合、算出した
温度上昇速度は実際の温度上昇速度よりも小さくなるは
ずと仮定した。このように仮定すれば、算出された必要
ピーク電力を過大に評価することがなくなる。しかしな
がら、過小に評価するよりもましで、過大に評価すれば
目標の周囲の組織に熱を拡散させてしまう危険はなくな
る。
損失が１％（例えば、２−３％の範囲）以上であること
が示されているだけであることを留意しておく必要があ
る。従って、本願出願人は、ほとんどの場合、算出した
温度上昇速度は実際の温度上昇速度よりも小さくなるは
ずと仮定した。このように仮定すれば、算出された必要
ピーク電力を過大に評価することがなくなる。しかしな
がら、過小に評価するよりもましで、過大に評価すれば
目標の周囲の組織に熱を拡散させてしまう危険はなくな
る。
【００５３】表１は焦点距離が１０ｃｍ、また入射径が
１０ｃｍの場合に関するものであり、一方、表２は焦点
距離が１．５ｃｍで、入射径が１．５ｃｍの場合に関す
るものである。
１０ｃｍの場合に関するものであり、一方、表２は焦点
距離が１．５ｃｍで、入射径が１．５ｃｍの場合に関す
るものである。
【００５４】動作周波数Ｆは次の要領で選択する。ま
ず、体内における目標の深度（つまり、皮膚と腫瘍とを
ビームが通過する距離）により近い焦点距離を選択す
る。
ず、体内における目標の深度（つまり、皮膚と腫瘍とを
ビームが通過する距離）により近い焦点距離を選択す
る。
【００５５】例えば、目標の深度が約１０ｃｍの場合、
焦点距離は１０ｃｍを選択し、表１を用いて周波数を算
出する。
焦点距離は１０ｃｍを選択し、表１を用いて周波数を算
出する。
【００５６】選択した周波数は最大値ｋおよび最大温度
上昇速度のいずれも満足するものである。表１から周波
数Ｆ ＝ １Ｍｈｚである。
上昇速度のいずれも満足するものである。表１から周波
数Ｆ ＝ １Ｍｈｚである。
【００５７】焦点距離が１．５ｃｍ（浅い深度の腫瘍の
場合にこの焦点距離を選択する）の場合は、表２から６
ＭＨｚの周波数を選択する。
場合にこの焦点距離を選択する）の場合は、表２から６
ＭＨｚの周波数を選択する。
【００５８】上述した最適動作周波数の選択方法は、血
液の循環による熱の拡散および組織の冷却が無視できる
程度のものであるという仮定に基づいており、出願人の
計算には考慮されていない。
液の循環による熱の拡散および組織の冷却が無視できる
程度のものであるという仮定に基づいており、出願人の
計算には考慮されていない。
【００５９】出願人の治療方法を使用せず、径が１．５
ｍｍ程の焦点スポットなど容量が小さな熱源を使用する
場合には、前述の現象は実際上極めて大きな影響を及ぼ
すことになる。しかしながら、出願人の方法では、加熱
時間との関数である温度上昇カーブの疑似線形期間のみ
加熱しているため、目標が吸収するエネルギーはほとん
ど全て目標の加熱に使用されてしまい、この結果、上述
のような現象に起因する実際のエネルギー損失は、吸収
される電力に比べても無視できる程度のものである。
ｍｍ程の焦点スポットなど容量が小さな熱源を使用する
場合には、前述の現象は実際上極めて大きな影響を及ぼ
すことになる。しかしながら、出願人の方法では、加熱
時間との関数である温度上昇カーブの疑似線形期間のみ
加熱しているため、目標が吸収するエネルギーはほとん
ど全て目標の加熱に使用されてしまい、この結果、上述
のような現象に起因する実際のエネルギー損失は、吸収
される電力に比べても無視できる程度のものである。
【００６０】図３のカーブは熱源（径が小さな焦点スポ
ットの場合）が小形の場合のものであり、超音波ビーム
による目標領域での加熱状態を照射時間との関数として
試験的に測定した結果が示されており、レベルの異なる
２つの電力で照射を行った（曲線ＩおよびＩＩ）。
ットの場合）が小形の場合のものであり、超音波ビーム
による目標領域での加熱状態を照射時間との関数として
試験的に測定した結果が示されており、レベルの異なる
２つの電力で照射を行った（曲線ＩおよびＩＩ）。
【００６１】両曲線では、略同じ時間すなわち時間ｔｏ
までは温度の上昇は疑似線形状態になっていることが分
かる。但し、曲線の温度は各々Ｔｏ１およびＴｏ２と異
なっている。熱損失と熱供給が平衡する上限温度(ceili
ng) が５ｔｏ時間経過した後に現れ、この時の曲線Ｉの
温度は３Ｔｏ１であり、曲線ＩＩの温度は２．６Ｔｏ２
である。しかしながら、一定期間経過後に温度Ｔは急速
に低下する。
までは温度の上昇は疑似線形状態になっていることが分
かる。但し、曲線の温度は各々Ｔｏ１およびＴｏ２と異
なっている。熱損失と熱供給が平衡する上限温度(ceili
ng) が５ｔｏ時間経過した後に現れ、この時の曲線Ｉの
温度は３Ｔｏ１であり、曲線ＩＩの温度は２．６Ｔｏ２
である。しかしながら、一定期間経過後に温度Ｔは急速
に低下する。
【００６２】ここで、時間ｔｏは照射する電力とは無関
係であり、焦点スポットの径に比例するものである。図
３のような曲線を生じた実験での周波数は１ＭＨｚ、焦
点スポットの径は１．５ｍｍ、ｔｏ ＝ ０．５秒であ
った。出願人は、動作周波数、焦点スポットの径を様々
な値にして試験を行い、特に前述の表に示されている値
に基づいて行った試験から同様の曲線が得られた。
係であり、焦点スポットの径に比例するものである。図
３のような曲線を生じた実験での周波数は１ＭＨｚ、焦
点スポットの径は１．５ｍｍ、ｔｏ ＝ ０．５秒であ
った。出願人は、動作周波数、焦点スポットの径を様々
な値にして試験を行い、特に前述の表に示されている値
に基づいて行った試験から同様の曲線が得られた。
【００６３】出願人の治療方法は、時間が最大ｔｏとな
るまでに目標の細胞を完全に、あるいは少なくとも略破
壊してしまうようにピーク電力を設定することにあり、
出願人の発見によれば、このようにピーク電力を設定す
ることにより目標の周囲の組織へ与える損傷を最小限に
止めることができる。
るまでに目標の細胞を完全に、あるいは少なくとも略破
壊してしまうようにピーク電力を設定することにあり、
出願人の発見によれば、このようにピーク電力を設定す
ることにより目標の周囲の組織へ与える損傷を最小限に
止めることができる。
【００６４】また、前記目標破壊方法で必要とされる熱
エネルギーの全体量は従来の治療方法の場合よりもわず
かでよい。
エネルギーの全体量は従来の治療方法の場合よりもわず
かでよい。
【００６５】上述の試験的な効果は、次の事実からも説
明することができる。すなわち、前記曲線の線形期間で
は、拡散によるエネルギー損失は供給熱量に比べるとわ
ずかなものである。この線形期間を越えた場合は、エネ
ルギー損失は目標と周囲組織との間の温度傾斜に比例
し、供給熱量（上限温度）と平衡になるまで増加する。
上記実験では、熱供給を停止した場合は、ほぼ３から６
ｘ ｔｏ時間経過するとほとんど破壊を起こさない値
にまで目標の温度は指数関数的に減少した。この時間
（この場合は約１．５−３秒）は、治療波を構成する連
続する２つの波連間のギャップにあたるため、熱拡散に
よる波連全体の損失は最小限となる。
明することができる。すなわち、前記曲線の線形期間で
は、拡散によるエネルギー損失は供給熱量に比べるとわ
ずかなものである。この線形期間を越えた場合は、エネ
ルギー損失は目標と周囲組織との間の温度傾斜に比例
し、供給熱量（上限温度）と平衡になるまで増加する。
上記実験では、熱供給を停止した場合は、ほぼ３から６
ｘ ｔｏ時間経過するとほとんど破壊を起こさない値
にまで目標の温度は指数関数的に減少した。この時間
（この場合は約１．５−３秒）は、治療波を構成する連
続する２つの波連間のギャップにあたるため、熱拡散に
よる波連全体の損失は最小限となる。
【００６６】実際にこのギャップとして好ましい時間
は、波連の持続期間の少なくとも１０倍であることが判
明した。
は、波連の持続期間の少なくとも１０倍であることが判
明した。
【００６７】図２において、ｔｏに相当するわずか０．
５秒以下の時間を波連の持続期間とした場合、０．０５
秒間隔で分割した連続波連を腫瘍内の異なる目標に照射
する。照射の前後で各目標の反射状態を比較するには単
一波連で十分である。
５秒以下の時間を波連の持続期間とした場合、０．０５
秒間隔で分割した連続波連を腫瘍内の異なる目標に照射
する。照射の前後で各目標の反射状態を比較するには単
一波連で十分である。
【００６８】腫瘍細胞の破壊時間ｔは、例えば４０℃の
閾値温度Ｔｉから温度Ｔまで腫瘍細胞を加熱した温度に
反比例することが知られている。例えば、Ｔ ＝ ５８
℃の場合は、図４のグラフからｔの値は約０．５秒とな
る。照射時間ｔは４３℃以上では１０℃温度が上昇する
毎に略半分となり、５８℃から７０℃まで温度が上昇す
る場合は時間ｔは４０９６で割った値となる。
閾値温度Ｔｉから温度Ｔまで腫瘍細胞を加熱した温度に
反比例することが知られている。例えば、Ｔ ＝ ５８
℃の場合は、図４のグラフからｔの値は約０．５秒とな
る。照射時間ｔは４３℃以上では１０℃温度が上昇する
毎に略半分となり、５８℃から７０℃まで温度が上昇す
る場合は時間ｔは４０９６で割った値となる。
【００６９】略０．５秒以下の時間内に５８℃の温度ま
で加熱しさえすれば組織を０．５秒以内に破壊できるた
め、図４のグラフで示している時間の半分に等しい時間
ｔｏの値を選択するのが好ましい。従って、ｔｏ ＝
０．２５秒の値を選択すれば、電力バーストが終了する
時点、すなわち、０．２５秒以内に７０℃まで温度は上
昇する。
で加熱しさえすれば組織を０．５秒以内に破壊できるた
め、図４のグラフで示している時間の半分に等しい時間
ｔｏの値を選択するのが好ましい。従って、ｔｏ ＝
０．２５秒の値を選択すれば、電力バーストが終了する
時点、すなわち、０．２５秒以内に７０℃まで温度は上
昇する。
【００７０】表１から音波ピークが１ｋｗの場合、ｄＴ
／ｓｅｃ ＝ ３３．９７である。従って、０．２５秒
以内に平温より略３２℃高い温度まで目標を加熱するに
は、すなわち毎秒１３８℃の割合で加熱するには、１３
８／３３．９７ ＝ ４の割合で電力を増幅しなくては
ならない。自明ではあるが、前記曲線の疑似線形期間で
行う場合は温度上昇速度は加熱電力に略比例する。
／ｓｅｃ ＝ ３３．９７である。従って、０．２５秒
以内に平温より略３２℃高い温度まで目標を加熱するに
は、すなわち毎秒１３８℃の割合で加熱するには、１３
８／３３．９７ ＝ ４の割合で電力を増幅しなくては
ならない。自明ではあるが、前記曲線の疑似線形期間で
行う場合は温度上昇速度は加熱電力に略比例する。
【００７１】変換器Ｔの電力変換係数が約１／４で、ビ
ーム伝播時における伝播損失を考慮すると、最終的に使
用するピーク電力は約２０ｋｗとなる。
ーム伝播時における伝播損失を考慮すると、最終的に使
用するピーク電力は約２０ｋｗとなる。
【００７２】変換器Ｔを備えた圧電変換器素子の出力密
度が大きくなりすぎるのを防ぐため、前記変換器素子に
は例えば径が３００ｍｍ、焦点距離が３００ｍｍ，開口
角が６０°の球形キャップを取り付ける。
度が大きくなりすぎるのを防ぐため、前記変換器素子に
は例えば径が３００ｍｍ、焦点距離が３００ｍｍ，開口
角が６０°の球形キャップを取り付ける。
【００７３】焦点位置へできるだけ多くの音波エネルギ
ーを集束できるように開口角を設定しなくてはならない
という要件と、骨や空洞あるいはその他超音波伝播上の
障害となるものによってビームが干渉されるのを防止す
るため体内のビームの入射面を比較的小さくしなくては
ならないといった、二つの要件の妥協によって焦点距離
を前述のような値に設定する。
ーを集束できるように開口角を設定しなくてはならない
という要件と、骨や空洞あるいはその他超音波伝播上の
障害となるものによってビームが干渉されるのを防止す
るため体内のビームの入射面を比較的小さくしなくては
ならないといった、二つの要件の妥協によって焦点距離
を前述のような値に設定する。
【００７４】実際には、装置の焦点距離は可変自在では
なく、オペレーターは目標の深度に等しい距離だけ皮膚
から離れた地点に変換器を配置して目標と焦点スポット
を一致させる。
なく、オペレーターは目標の深度に等しい距離だけ皮膚
から離れた地点に変換器を配置して目標と焦点スポット
を一致させる。
【００７５】結合液体媒質(coupling water medium) 中
での超音波の減衰は無視できる程度のわずかなものであ
り、表１および２が有効である。
での超音波の減衰は無視できる程度のわずかなものであ
り、表１および２が有効である。
【００７６】最大ピーク電力が２０Ｋｗであり、出力を
自在に制御することが可能で、さらに、例えば、０．０
１から１秒の範囲で波連の持続期間を可変することがで
きる装置を１台使用すれば、数ｃｍから１０−１２ｃｍ
の範囲の深さの目標を治療することができる。装置の製
作者らが作成したグラフには、腫瘍毎に最適な波連の持
続期間と深さとの関数が示されている。
自在に制御することが可能で、さらに、例えば、０．０
１から１秒の範囲で波連の持続期間を可変することがで
きる装置を１台使用すれば、数ｃｍから１０−１２ｃｍ
の範囲の深さの目標を治療することができる。装置の製
作者らが作成したグラフには、腫瘍毎に最適な波連の持
続期間と深さとの関数が示されている。
【００７７】電力は調整することが可能であり、より深
い位置にある腫瘍には最大電力が必要であることが分か
る。
い位置にある腫瘍には最大電力が必要であることが分か
る。
【００７８】目標の深度に応じて各々の深度範囲で治療
を行うために３台の装置を用意するのが好ましい。
を行うために３台の装置を用意するのが好ましい。
【００７９】例えば、放射電力が１Ｋｗの装置の場合
に、焦点距離が１０ｃｍと１２ｃｍ、また組織入射径が
１０ｃｍと１２ｃｍとし、また最適周波数を前記表から
１ＭＨｚであれば温度上昇速度はそれぞれ３３．９７℃
／秒と２１．４３℃となる。電力が２０Ｋｗの場合はす
でに説明した通りである。
に、焦点距離が１０ｃｍと１２ｃｍ、また組織入射径が
１０ｃｍと１２ｃｍとし、また最適周波数を前記表から
１ＭＨｚであれば温度上昇速度はそれぞれ３３．９７℃
／秒と２１．４３℃となる。電力が２０Ｋｗの場合はす
でに説明した通りである。
【００８０】焦点距離が３ｃｍと５ｃｍ、入射径が３ｃ
ｍと５ｃｍであり、さらに、最適周波数がそれぞれ３Ｍ
Ｈｚと１．５ＭＨｚである場合、温度上昇速度はそれぞ
れ３８４．８９℃／秒と１３５．９１℃／秒となる。使
用する電力は、例えば、２Ｋｗから５Ｋｗの範囲であ
る。
ｍと５ｃｍであり、さらに、最適周波数がそれぞれ３Ｍ
Ｈｚと１．５ＭＨｚである場合、温度上昇速度はそれぞ
れ３８４．８９℃／秒と１３５．９１℃／秒となる。使
用する電力は、例えば、２Ｋｗから５Ｋｗの範囲であ
る。
【００８１】焦点距離が１．５ｃｍ、最適周波数が６Ｍ
Ｈｚで、温度上昇が５３９．５７℃／秒の場合、実際に
は約１Ｋｗの電力レベルが必要となる。
Ｈｚで、温度上昇が５３９．５７℃／秒の場合、実際に
は約１Ｋｗの電力レベルが必要となる。
【００８２】一般的に、超高速温熱療法で使用するピー
ク電力の場合、特に深度が大きな腫瘍を治療する場合に
は、特別の設備を本発明の装置に組み込む必要がある。
すなわち、前述のような高いピーク電力を維持し、急速
に冷却を行うことができる圧電セラミック材を使用する
必要があり、また、強制冷却機構も必要となる。さら
に、電気発生器への電力の供給には補助電源を使用しな
くてはならない。
ク電力の場合、特に深度が大きな腫瘍を治療する場合に
は、特別の設備を本発明の装置に組み込む必要がある。
すなわち、前述のような高いピーク電力を維持し、急速
に冷却を行うことができる圧電セラミック材を使用する
必要があり、また、強制冷却機構も必要となる。さら
に、電気発生器への電力の供給には補助電源を使用しな
くてはならない。
【００８３】周囲組織が損傷するのを防ぐため規定の最
適電力値を大幅に越えないよう注意しなくてはならな
い。電力照射の停止と略同時に焦点領域に蓄積された熱
エネルギーが拡散し、比較的短時間に細胞を破壊してし
まうほど温度が上昇してしまう領域の径は、焦点領域内
での上昇温度の平方根に比例し、また、この温度上昇は
電力に比例する。
適電力値を大幅に越えないよう注意しなくてはならな
い。電力照射の停止と略同時に焦点領域に蓄積された熱
エネルギーが拡散し、比較的短時間に細胞を破壊してし
まうほど温度が上昇してしまう領域の径は、焦点領域内
での上昇温度の平方根に比例し、また、この温度上昇は
電力に比例する。
【００８４】最後に、上記の電力では超音波ビームの大
部分は伝播中に漸次変換されてしまい、その結果本来の
ビームよりも高い周波数の熱成分が発生することにな
る。
部分は伝播中に漸次変換されてしまい、その結果本来の
ビームよりも高い周波数の熱成分が発生することにな
る。
【００８５】これらの成分は周波数が高い程組織によく
吸収されるため発熱作用が一層向上する。また、出願人
が行った実験では皮膚の火傷の危険性が減少したことが
確認された。
吸収されるため発熱作用が一層向上する。また、出願人
が行った実験では皮膚の火傷の危険性が減少したことが
確認された。
【００８６】周波数と電力を選択することにより、組織
の外部層内の損傷を最小限に止めながらも焦点スポット
を発熱させることが可能である。
の外部層内の損傷を最小限に止めながらも焦点スポット
を発熱させることが可能である。
【００８７】また、前記ビームは発熱作用を補うように
機械的にも作用するため治療効率を一層向上することが
できる。
機械的にも作用するため治療効率を一層向上することが
できる。
【図１】治療中の目標の変化を超高速度で検出する手段
を備えた超高速温熱治療装置のブロック図
を備えた超高速温熱治療装置のブロック図
【図２】前記検出手段の動作を示すタイミングチャート
【図３】生物学的細胞の温度上昇を加熱時間の関数とし
て表した曲線
て表した曲線
【図４】生物学的細胞の破壊時間を加熱温度の関数とし
て表したグラフ
て表したグラフ
１ リアルタイムプローブ ２ パルス発生器 ３ 鋸波発生器 ４ 受信器 ５ Ａ／Ｄ変換器 ６、１４、７１ スィッチ ７ 減算器 ８ ディスプレー ９ 分周器 １０ ビームエミッター １１ ゲート １２、６１、６２ メモリー １３ スクリーン ２２ 圧電変換器 ２３ 電気モーター ７２、７３ Ｄ／Ａ変換器 ７４ ポテンショメーター
【手続補正書】
【提出日】平成５年６月２８日
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】発明の詳細な説明
【補正方法】変更
【補正内容】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、超高速体外超音波温熱
療法用装置およびその設定方法に関するものである。
療法用装置およびその設定方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】腫瘍を破壊するため生物組織の極めて限
られた範囲に超音波ビームを集束させる方法が、特にＲ
Ｅ３３，５９０において従来から知られている。前記ビ
ームは、所定のピーク電力および持続期間を有する周期
的波連(wave trains) の状態で伝播する。
られた範囲に超音波ビームを集束させる方法が、特にＲ
Ｅ３３，５９０において従来から知られている。前記ビ
ームは、所定のピーク電力および持続期間を有する周期
的波連(wave trains) の状態で伝播する。
【０００３】上記の特許に開示されている装置の場合、
高周波ビームの周波数は、例えば、０．５−５ＭＨｚの
範囲である。体内の深部の組織を破壊する場合は低周波
を使用し、変換器を励起するためのピーク電力は比較的
小さいものである（例えば１０−１００ワットで、深部
の組織を破壊する場合はより大きな出力を使用す
る。）。
高周波ビームの周波数は、例えば、０．５−５ＭＨｚの
範囲である。体内の深部の組織を破壊する場合は低周波
を使用し、変換器を励起するためのピーク電力は比較的
小さいものである（例えば１０−１００ワットで、深部
の組織を破壊する場合はより大きな出力を使用す
る。）。
【０００４】持続期間が約１秒の波から成る波連を約１
／１０の間隔で分割する。この期間であればリアルタイ
ムに超音波走査（通常はタイプＢ）を行って焦点（呼吸
によって生じる組織の自然な運動の影響を受ける）を目
標方向へ移動させたり、あるいは治療を行う領域の組織
が被った損傷を検査することができる。
／１０の間隔で分割する。この期間であればリアルタイ
ムに超音波走査（通常はタイプＢ）を行って焦点（呼吸
によって生じる組織の自然な運動の影響を受ける）を目
標方向へ移動させたり、あるいは治療を行う領域の組織
が被った損傷を検査することができる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】目標領域の深度にもよ
るが、使用する出力レベルと周波数により約４５℃まで
温度は上昇する。この温度は、基本的には、悪性細胞を
破壊するのに十分な温度である。目標領域の温度が上昇
し過ぎると熱が拡散してしまい、その結果、周辺領域に
甚だしい火傷が生じると従来から考えられてきた。
るが、使用する出力レベルと周波数により約４５℃まで
温度は上昇する。この温度は、基本的には、悪性細胞を
破壊するのに十分な温度である。目標領域の温度が上昇
し過ぎると熱が拡散してしまい、その結果、周辺領域に
甚だしい火傷が生じると従来から考えられてきた。
【０００６】このため、治療期間が比較的長い期間とな
ってしまい、数百分あるいは数時間もの時間になってし
まうという問題がある。
ってしまい、数百分あるいは数時間もの時間になってし
まうという問題がある。
【０００７】目標領域の深度と電力吸収度にもよるが、
従来使用されているビームのピーク電力を１０−２００
倍に増大して超高速度で加熱すると熱拡散効果が大幅に
減少し、また目標領域を約１秒以下の時間で破壊するこ
とができるという事実が今回発見された。本発明はこの
事実に基づきなされたものである。
従来使用されているビームのピーク電力を１０−２００
倍に増大して超高速度で加熱すると熱拡散効果が大幅に
減少し、また目標領域を約１秒以下の時間で破壊するこ
とができるという事実が今回発見された。本発明はこの
事実に基づきなされたものである。
【０００８】従って、本発明の目的は体内の既知の深さ
にある目標の一部を超音波変換器手段で発生させた圧縮
波エネルギーを用いて超高速で超音波温熱治療する装置
を提供することにあり、本発明の前記変換器手段は、所
定の周波数とピーク電力を有した周期発振バーストの状
態で伝播するように前記エネルギーを前記部位へ照射す
る。各バーストは所定の持続期間を有しており、連続バ
ーストを間隔をおいて分離する。
にある目標の一部を超音波変換器手段で発生させた圧縮
波エネルギーを用いて超高速で超音波温熱治療する装置
を提供することにあり、本発明の前記変換器手段は、所
定の周波数とピーク電力を有した周期発振バーストの状
態で伝播するように前記エネルギーを前記部位へ照射す
る。各バーストは所定の持続期間を有しており、連続バ
ーストを間隔をおいて分離する。
【０００９】本発明のその他の目的は、前記超音波変換
器手段の伝播面の径と焦点スポットの径だけでなく周波
数をも目標の性質および深度に応じて選択決定すること
により、ビームの集束が最大となり、また選択した前記
周波数および径に基づいて電力が決定され、その結果、
従来よりもはるかに高い温度で、また、短時間のうちに
目標を破壊できるように前記装置を設定する方法を提供
することにある。
器手段の伝播面の径と焦点スポットの径だけでなく周波
数をも目標の性質および深度に応じて選択決定すること
により、ビームの集束が最大となり、また選択した前記
周波数および径に基づいて電力が決定され、その結果、
従来よりもはるかに高い温度で、また、短時間のうちに
目標を破壊できるように前記装置を設定する方法を提供
することにある。
【００１０】本発明のさらにその他の目的は、前記超高
速温熱療法用装置を用いて治療中の目標の変化をさらに
精度良く超音波検査することにある。
速温熱療法用装置を用いて治療中の目標の変化をさらに
精度良く超音波検査することにある。
【００１１】また、本発明の他の目的は、エコー図Ａま
たは自記音響測深器の画像Ｂが波連の動きによる見せか
けの変化（従来の温熱療法技術を用いて実際に治療を行
う場合に見られる）によって遮蔽されないよう検出可能
に修正を行うための時間（すなわち、超高速温熱療法に
おける数十分の一秒の時間）が確保できるよう所定の速
度で治療ビームを断続させている最中にタイプＡまたは
Ｂの自記音響測深器で目標の検査を行う超高速温熱療法
用装置を提供することにある。
たは自記音響測深器の画像Ｂが波連の動きによる見せか
けの変化（従来の温熱療法技術を用いて実際に治療を行
う場合に見られる）によって遮蔽されないよう検出可能
に修正を行うための時間（すなわち、超高速温熱療法に
おける数十分の一秒の時間）が確保できるよう所定の速
度で治療ビームを断続させている最中にタイプＡまたは
Ｂの自記音響測深器で目標の検査を行う超高速温熱療法
用装置を提供することにある。
【００１２】さらに、本発明のその他の目的は、目標を
破壊した後すみやかに治療を終えることができるよう目
標の変化を超高速度で容易に検出できるタイプＡまたは
タイプＢの超音波診断ができるよう前記装置を設定する
方法を提供することにある。
破壊した後すみやかに治療を終えることができるよう目
標の変化を超高速度で容易に検出できるタイプＡまたは
タイプＢの超音波診断ができるよう前記装置を設定する
方法を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に係る超高速温熱治療用装置の設定法は、所
定の周波数とピーク電力を有した周期発振バーストの状
態で伝播するエネルギーを前記部位に焦点を合わせて照
射する超音波変換器手段において生成された圧縮波エネ
ルギーを用いて体内の既知の深さにある目標の一部を治
療するものであり、前記各バーストはそれぞれ所定の持
続期間を有しており、連続バーストを時間間隔をおいて
分離する、前記設定方法は、前記超音波変換器手段を用
いて前記体内の既知の深さに位置する対象の検査を行
い、前記圧縮波エネルギーの照射時間の関数として前記
対象の温度上昇の曲線を作成するものであり、前記曲線
はゼロ時間から始まり時間ｔｏで終わる疑似線形期間を
有している、対象検査段階と、前記時間ｔｏと同じ期間
持続する単一発振バーストにより前記対象の前記部位を
少なくとも略破壊する前記発振バーストの特定ピーク電
力を設定する段階と、少なくとも前記ピーク電力に等し
い治療ピーク電力を選択するとともに、最大前記時間ｔ
ｏに等しい治療バースト期間を選択する段階とから成る
ことを特徴とする。
に、本発明に係る超高速温熱治療用装置の設定法は、所
定の周波数とピーク電力を有した周期発振バーストの状
態で伝播するエネルギーを前記部位に焦点を合わせて照
射する超音波変換器手段において生成された圧縮波エネ
ルギーを用いて体内の既知の深さにある目標の一部を治
療するものであり、前記各バーストはそれぞれ所定の持
続期間を有しており、連続バーストを時間間隔をおいて
分離する、前記設定方法は、前記超音波変換器手段を用
いて前記体内の既知の深さに位置する対象の検査を行
い、前記圧縮波エネルギーの照射時間の関数として前記
対象の温度上昇の曲線を作成するものであり、前記曲線
はゼロ時間から始まり時間ｔｏで終わる疑似線形期間を
有している、対象検査段階と、前記時間ｔｏと同じ期間
持続する単一発振バーストにより前記対象の前記部位を
少なくとも略破壊する前記発振バーストの特定ピーク電
力を設定する段階と、少なくとも前記ピーク電力に等し
い治療ピーク電力を選択するとともに、最大前記時間ｔ
ｏに等しい治療バースト期間を選択する段階とから成る
ことを特徴とする。
【００１４】一定量の被検物に対して超音波を用いて超
高速度で温熱治療を行う本発明に係る超高速温熱治療用
装置は、集束面を備えた圧電電力変換器手段と、前記電
力変換器手段に接続された電力発生器手段とから構成さ
れており、最大値が略１０−２０Ｋｗで、０．５−３秒
の範囲で期間を調節することができ、ピーク電力が調節
自在である周期波連を前記電力発生器手段へ印加するこ
とを特徴とする。
高速度で温熱治療を行う本発明に係る超高速温熱治療用
装置は、集束面を備えた圧電電力変換器手段と、前記電
力変換器手段に接続された電力発生器手段とから構成さ
れており、最大値が略１０−２０Ｋｗで、０．５−３秒
の範囲で期間を調節することができ、ピーク電力が調節
自在である周期波連を前記電力発生器手段へ印加するこ
とを特徴とする。
【００１５】
【作用および効果】本発明の超高速体外超音波温熱治療
用装置およびその設定方法は、上記のような構成を有し
ており、対象領域、すなわち、患部を超音波でスキャン
し、当該患部における圧縮波エネルギーの照射時間と温
度上昇速度とのグラフ（曲線）を作成する。こうして作
成されたグラフの線形期間（ゼロから時間ｔｏ）で前記
患部組織を略破壊してしまう程度に発振バーストのピー
ク電力を設定する。このピーク電力に少なくとも等しく
なるよう治療ピーク電力を設定し、また、最大で前記線
形期間の時間ｔｏとなるよう治療バーストの期間を設定
する。
用装置およびその設定方法は、上記のような構成を有し
ており、対象領域、すなわち、患部を超音波でスキャン
し、当該患部における圧縮波エネルギーの照射時間と温
度上昇速度とのグラフ（曲線）を作成する。こうして作
成されたグラフの線形期間（ゼロから時間ｔｏ）で前記
患部組織を略破壊してしまう程度に発振バーストのピー
ク電力を設定する。このピーク電力に少なくとも等しく
なるよう治療ピーク電力を設定し、また、最大で前記線
形期間の時間ｔｏとなるよう治療バーストの期間を設定
する。
【００１６】極めて高いピーク電力の圧縮波を疑似連続
状態で伝播させるため、特に目標細胞に対して機械的破
壊作用を及ぼすことにより目標の破壊効率が一層向上
し、また、周辺の健康な細胞の破壊は最小限に止めるこ
とができる。さらに、「超高速温熱治療」を連続して実
施できる新規な局部超音波温熱治療が可能となる。
状態で伝播させるため、特に目標細胞に対して機械的破
壊作用を及ぼすことにより目標の破壊効率が一層向上
し、また、周辺の健康な細胞の破壊は最小限に止めるこ
とができる。さらに、「超高速温熱治療」を連続して実
施できる新規な局部超音波温熱治療が可能となる。
【００１７】
【実施例】以下、図面を参照しながら本発明に係る超高
速体外超音波温熱治療用装置およびその設定方法の好適
実施例を説明する。
速体外超音波温熱治療用装置およびその設定方法の好適
実施例を説明する。
【００１８】図１は従来の超音波検査装置のブロック図
であり、この装置は圧電変換器素子２２を備えたリアル
タイムプローブ１で構成されており、当該素子は一点鎖
線で示した機械的伝達装置を介して電気モーター２３に
よって振動されている。
であり、この装置は圧電変換器素子２２を備えたリアル
タイムプローブ１で構成されており、当該素子は一点鎖
線で示した機械的伝達装置を介して電気モーター２３に
よって振動されている。
【００１９】このようなプローブとしては、例えば、米
国特許Ｎｏ．４，４１８，６９８（１９８３年１２月６
日特許付与）「機械的セクタースキャン超音波プロー
ブ」に開示されているものがある。
国特許Ｎｏ．４，４１８，６９８（１９８３年１２月６
日特許付与）「機械的セクタースキャン超音波プロー
ブ」に開示されているものがある。
【００２０】圧電素子２２はパルス発生器２によって励
起され、また前記モーターは鋸波スキャン信号発生器
（図２の波形（Ａ）を生成する）によって制御されてお
り、治療領域をセクタースキャンし、治療ビームエミッ
ターの焦点を通過させる。
起され、また前記モーターは鋸波スキャン信号発生器
（図２の波形（Ａ）を生成する）によって制御されてお
り、治療領域をセクタースキャンし、治療ビームエミッ
ターの焦点を通過させる。
【００２１】生物学的構造物から反射されたエコー波
は、出力端がアナログ／デジタル変換器５に接続された
受信器４にて増幅される。
は、出力端がアナログ／デジタル変換器５に接続された
受信器４にて増幅される。
【００２２】電気スィッチ６は、前記変換器５の出力端
をメモリー６１と６２のいずれか一方または双方に接続
する。切り換えはスキャン毎に行われ、また切り換えを
行うため前記スィッチ６は鋸波発生器３の適当な出力端
に接続されている。
をメモリー６１と６２のいずれか一方または双方に接続
する。切り換えはスキャン毎に行われ、また切り換えを
行うため前記スィッチ６は鋸波発生器３の適当な出力端
に接続されている。
【００２３】各メモリー内での書き込み動作のアドレス
指定は、プローブから発射されるビームの角位置と各パ
ルスの伝達開始時点からの経過時間に応じて周知の方法
で行われ、スキャン毎に治療領域の完全な画像を前記２
個のメモリーのうちいずれか一方のメモリーへ書き込
む。
指定は、プローブから発射されるビームの角位置と各パ
ルスの伝達開始時点からの経過時間に応じて周知の方法
で行われ、スキャン毎に治療領域の完全な画像を前記２
個のメモリーのうちいずれか一方のメモリーへ書き込
む。
【００２４】前記メモリーの読み出しも周知の方法で行
われており、この結果得られた信号はスィッチ７１を経
てデジタル減算器へと出力される。前記スィッチではス
キャン毎にその入力端Ｅ１およびＥ２と出力端Ｓ１およ
びＳ２の接続を切り換えている（この切り換えを行うた
め前記スィッチは前記発生器３の適当な出力端に接続さ
れている）。
われており、この結果得られた信号はスィッチ７１を経
てデジタル減算器へと出力される。前記スィッチではス
キャン毎にその入力端Ｅ１およびＥ２と出力端Ｓ１およ
びＳ２の接続を切り換えている（この切り換えを行うた
め前記スィッチは前記発生器３の適当な出力端に接続さ
れている）。
【００２５】反転信号が入力されない場合は、画像を構
成している連続点を定義する連続した数字の２画像間で
の相違を演算する前記減算器において、前回の画像から
今回の画像を、次に今回の画像から前回の画像を順次減
算するため、スキャン毎に常に現在の画像から前回の画
像を減算させるには前記減算器を反転させる必要があ
る。
成している連続点を定義する連続した数字の２画像間で
の相違を演算する前記減算器において、前回の画像から
今回の画像を、次に今回の画像から前回の画像を順次減
算するため、スキャン毎に常に現在の画像から前回の画
像を減算させるには前記減算器を反転させる必要があ
る。
【００２６】減算器７の出力はデジタル／アナログ変換
器７２に接続されており、当該変換器からはディスプレ
イ装置８の陰極線管の輝度を補正する電圧が出力されて
いる。
器７２に接続されており、当該変換器からはディスプレ
イ装置８の陰極線管の輝度を補正する電圧が出力されて
いる。
【００２７】第二デジタル／アナログ変換器７３には出
力端Ｓ２が接続されている。ポテンショメーター７４で
は、差分画像である変換器７２からの出力電圧と最近記
憶された画像である変換器７３からの出力電圧を可変自
在に混合する。
力端Ｓ２が接続されている。ポテンショメーター７４で
は、差分画像である変換器７２からの出力電圧と最近記
憶された画像である変換器７３からの出力電圧を可変自
在に混合する。
【００２８】治療領域に関する前回の画像あるいは差分
画像をオペレーターが見ることができるため、関連のあ
る組織を判別したり、または治療中にどのように組織が
変化するかをオペレーターは観察することができる。
画像をオペレーターが見ることができるため、関連のあ
る組織を判別したり、または治療中にどのように組織が
変化するかをオペレーターは観察することができる。
【００２９】本発明の治療装置では、極めて高いピーク
電力を使用しており、対象となる組織から反射されたエ
ネルギーは超音波変換器を撹乱してしまうほど十分なも
のであるため治療ビームを照射中は画像を生成すること
ができない。このような状態は、照射終了後１または複
数マイクロ秒の間持続している。このため、超音波スキ
ャンの期間、例えば１／２０秒、よりもわずかに長い間
隔（図２０の波形（Ｂ））をおいて波連を分割照射し、
超音波スキャンと照射の同期を取る必要がある。
電力を使用しており、対象となる組織から反射されたエ
ネルギーは超音波変換器を撹乱してしまうほど十分なも
のであるため治療ビームを照射中は画像を生成すること
ができない。このような状態は、照射終了後１または複
数マイクロ秒の間持続している。このため、超音波スキ
ャンの期間、例えば１／２０秒、よりもわずかに長い間
隔（図２０の波形（Ｂ））をおいて波連を分割照射し、
超音波スキャンと照射の同期を取る必要がある。
【００３０】また、当然のことながら、呼吸などにより
生じる組織の自然な運動に対応するため十分高速度に画
像を生成し、治療の結果組織に生じた変化を見落として
しまう程に連続する２毎の画像間に著しい差異が生じて
しまうのを防止する必要がある。例えば、少なくとも
０．５秒毎に画像を撮影できるよう照射時間を選択する
ことができる。この場合のピーク電力は、数分の１秒以
内に目標領域の細胞をほぼ破壊する程の大きさとなる。
生じる組織の自然な運動に対応するため十分高速度に画
像を生成し、治療の結果組織に生じた変化を見落として
しまう程に連続する２毎の画像間に著しい差異が生じて
しまうのを防止する必要がある。例えば、少なくとも
０．５秒毎に画像を撮影できるよう照射時間を選択する
ことができる。この場合のピーク電力は、数分の１秒以
内に目標領域の細胞をほぼ破壊する程の大きさとなる。
【００３１】図２の（Ｃ）はメモリー６１への書き込み
を行う期間を示しており、（Ｄ）はメモリー６２への書
き込み期間、（Ｅ）はメモリー６１の読み出し期間、
（Ｆ）はメモリー２の読み出し期間、（Ｇ）と（Ｈ）は
出力端Ｓ１とＳ２の状態を示している。ここには、メモ
リー内の画像の数が示されており、この数字は現在の画
像から前回の画像が常時減算されていることを示してい
る。
を行う期間を示しており、（Ｄ）はメモリー６２への書
き込み期間、（Ｅ）はメモリー６１の読み出し期間、
（Ｆ）はメモリー２の読み出し期間、（Ｇ）と（Ｈ）は
出力端Ｓ１とＳ２の状態を示している。ここには、メモ
リー内の画像の数が示されており、この数字は現在の画
像から前回の画像が常時減算されていることを示してい
る。
【００３２】再び図１において、電力変換器Ｔが円形カ
ップ状で図示されており、この表面に前記圧電素子が取
り付けられている。前記変換器は治療ビームエミッター
１０から電力が供給されている。前記変換器はＲＥ３
５，５９０特許に開示されている。図中別々に示されて
いるプローブ１は実際には前記変換器の中心に配設され
ており、上述の特許でも説明しているように前記プロー
ブは変換器の軸方向に駆動される。
ップ状で図示されており、この表面に前記圧電素子が取
り付けられている。前記変換器は治療ビームエミッター
１０から電力が供給されている。前記変換器はＲＥ３
５，５９０特許に開示されている。図中別々に示されて
いるプローブ１は実際には前記変換器の中心に配設され
ており、上述の特許でも説明しているように前記プロー
ブは変換器の軸方向に駆動される。
【００３３】また、図１には上述の実施例には使用され
ていないユニットが図示されており、このユニットは以
下に説明する変形例でのみ使用されている。
ていないユニットが図示されており、このユニットは以
下に説明する変形例でのみ使用されている。
【００３４】前記ユニットとは、可変分周器９、ＡＮＤ
ゲート１１、メモリー１２、ディスプレー装置１３、ス
ィッチ１４である。
ゲート１１、メモリー１２、ディスプレー装置１３、ス
ィッチ１４である。
【００３５】スィッチ１４が位置ａにある場合、分周器
９は鋸波発生器３に接続される。前記鋸波発生器は、治
療ビームエミッターの焦点（前記カップＴの球形部分の
中心部分）をプローブ軸が通過する際に同期信号を発生
するようになっている。次に、前記分周器の分周比を、
例えば、１対５の値に設定する。
９は鋸波発生器３に接続される。前記鋸波発生器は、治
療ビームエミッターの焦点（前記カップＴの球形部分の
中心部分）をプローブ軸が通過する際に同期信号を発生
するようになっている。次に、前記分周器の分周比を、
例えば、１対５の値に設定する。
【００３６】この結果、Ｎスキャン毎にビームエミッタ
ー１０へ短い信号が出力され、この信号によって前記エ
ミッターは約１マイクロ秒の間使用禁止状態となる。
ー１０へ短い信号が出力され、この信号によって前記エ
ミッターは約１マイクロ秒の間使用禁止状態となる。
【００３７】前記信号はゲート１１にも出力され、この
信号によって前記ゲートは１／１０００秒の間使用可能
となり、変換器５からのデジタル信号をメモリー１２へ
出力する。
信号によって前記ゲートは１／１０００秒の間使用可能
となり、変換器５からのデジタル信号をメモリー１２へ
出力する。
【００３８】メモリー１２には走査線情報を取り込む時
間があり、この期間はわずか約０．２マイクロ秒である
（これに対して完全な画像を取り込む時間は０．２−
０．０２秒である）。
間があり、この期間はわずか約０．２マイクロ秒である
（これに対して完全な画像を取り込む時間は０．２−
０．０２秒である）。
【００３９】このように、上記変形実施例では、治療ビ
ームパルスの持続期間中に１マイクロ秒治療ビームが遮
断され、このビーム遮断は１／２０秒毎に行われる。治
療ビームを遮断しない場合に比べても電力の平均的な低
下量はわずかである（例えば、２％程）。
ームパルスの持続期間中に１マイクロ秒治療ビームが遮
断され、このビーム遮断は１／２０秒毎に行われる。治
療ビームを遮断しない場合に比べても電力の平均的な低
下量はわずかである（例えば、２％程）。
【００４０】上述したように「常時」(on the fly)作成
されているライン、すなわち、１ー５スキャン毎に作成
されるラインはビームの焦点を通過する。この治療方法
ではＡタイプの超音波検査法が用いられており、一方向
の情報で十分である。同じような結果は、目標を通過す
る特定の方向にプローブを固定しても得ることができ
る。
されているライン、すなわち、１ー５スキャン毎に作成
されるラインはビームの焦点を通過する。この治療方法
ではＡタイプの超音波検査法が用いられており、一方向
の情報で十分である。同じような結果は、目標を通過す
る特定の方向にプローブを固定しても得ることができ
る。
【００４１】前記メモリー１２に記憶されているエコー
信号を５０Ｈｚの速度で読み出してスクリーン装置１３
に連続表示する。
信号を５０Ｈｚの速度で読み出してスクリーン装置１３
に連続表示する。
【００４２】このように読み出し速度が早いためより表
示画像は見易くなる。
示画像は見易くなる。
【００４３】上記の変形治療方法の場合、超音波スキャ
ンの振幅の変化が認識できるような速度で治療中に収集
された情報のデジタル減算をオペレーターの目が行って
いるようなものである。
ンの振幅の変化が認識できるような速度で治療中に収集
された情報のデジタル減算をオペレーターの目が行って
いるようなものである。
【００４４】タイプＢの超音波プローブを用いてタイプ
Ａのエコー図を作成しているため、目標の治療を行う前
は同じプローブをタイプＢの超音波スキャンにも使用す
ることができ（ここで、「目標」とは焦点スポットと大
きさが完全に同一である腫瘍の一部を指している。前記
腫瘍を完全に治療するには腫瘍を構成している目標領域
の他の部分にもビームを連続照射する必要がある。）、
また先述の特許ＲＥ３３，５９０で説明しているように
同じプローブを用いて前記目標領域を突き止めることも
できる。さらに、画像を作成するのに十分な期間（１／
２０秒）治療ビームを遮断すれば、目標を治療中であっ
ても、タイプＢ超音波スキャン時に同一プローブを用い
て目標の移動を行うことさえ可能である。
Ａのエコー図を作成しているため、目標の治療を行う前
は同じプローブをタイプＢの超音波スキャンにも使用す
ることができ（ここで、「目標」とは焦点スポットと大
きさが完全に同一である腫瘍の一部を指している。前記
腫瘍を完全に治療するには腫瘍を構成している目標領域
の他の部分にもビームを連続照射する必要がある。）、
また先述の特許ＲＥ３３，５９０で説明しているように
同じプローブを用いて前記目標領域を突き止めることも
できる。さらに、画像を作成するのに十分な期間（１／
２０秒）治療ビームを遮断すれば、目標を治療中であっ
ても、タイプＢ超音波スキャン時に同一プローブを用い
て目標の移動を行うことさえ可能である。
【００４５】表１、２および図３、４を参照しながら超
高速温熱療法用装置の設定方法を説明する。
高速温熱療法用装置の設定方法を説明する。
【００４６】
【表１】
【００４７】
【表２】
【００４８】表１および表２は、変換器の特性パラメー
ターを所定値として全体集束(global concentration)ｋ
と温度の上昇速度ｄＴ／秒を周波数Ｆの関数として示し
たものである。
ターを所定値として全体集束(global concentration)ｋ
と温度の上昇速度ｄＴ／秒を周波数Ｆの関数として示し
たものである。
【００４９】表１は焦点距離が１０ｃｍでビーム開口角
が６０°の球形照射面を備えた電力変換器Ｔに関するも
のである。
が６０°の球形照射面を備えた電力変換器Ｔに関するも
のである。
【００５０】本願出願人は、所定の第一径Ｄを備え、第
二の所定径ｄから成る焦点スポットを生成する球形カッ
プ状の電力変換器の場合における全体集束係数(global
concentration factor) ｋ ＝ ｋａ ｘ ｋｇの値を
周知の実験データを基に算出した。前記データは、空気
を含んだ骨以外の生物学的組織での音波の減衰を示した
周知の実験データであり、組織内での伝播路ｃｍ当たり
におけるＭＨｚ当たりの音波の減衰は約１ｄＢとなって
いる。減衰係数ｋａを算出することにより前記全体集束
係数から幾何学集束係数(geometrical concentration f
actor)ｋｇ ＝Ｄ／ｄを知ることができる。
二の所定径ｄから成る焦点スポットを生成する球形カッ
プ状の電力変換器の場合における全体集束係数(global
concentration factor) ｋ ＝ ｋａ ｘ ｋｇの値を
周知の実験データを基に算出した。前記データは、空気
を含んだ骨以外の生物学的組織での音波の減衰を示した
周知の実験データであり、組織内での伝播路ｃｍ当たり
におけるＭＨｚ当たりの音波の減衰は約１ｄＢとなって
いる。減衰係数ｋａを算出することにより前記全体集束
係数から幾何学集束係数(geometrical concentration f
actor)ｋｇ ＝Ｄ／ｄを知ることができる。
【００５１】組織内での吸収によるエネルギーの損失が
伝達電力全体の１％であり、その他の損失が９％とな
る、すなわちエネルギー損失のほとんどは細胞表面での
複屈折に起因するものと仮定し、周波数Ｆの関数として
温度の上昇速度ｄＴ／ｓｅｃを算出して焦点スポットの
所定径ｄと、体内に入射する際のビームの所定径と、一
定であるビームの開口角と、１Ｋｗの伝達音波ピーク電
力(a transmitted acoustic peak power) を各々求め
る。このように、組織内部に吸収され、熱に変換された
電力損失の一部を算出することができるため温度上昇速
度も算出することができる。
伝達電力全体の１％であり、その他の損失が９％とな
る、すなわちエネルギー損失のほとんどは細胞表面での
複屈折に起因するものと仮定し、周波数Ｆの関数として
温度の上昇速度ｄＴ／ｓｅｃを算出して焦点スポットの
所定径ｄと、体内に入射する際のビームの所定径と、一
定であるビームの開口角と、１Ｋｗの伝達音波ピーク電
力(a transmitted acoustic peak power) を各々求め
る。このように、組織内部に吸収され、熱に変換された
電力損失の一部を算出することができるため温度上昇速
度も算出することができる。
【００５２】従来得られていたデータには、吸収による
損失が１％（例えば、２−３％の範囲）以上であること
が示されているだけであることを留意しておく必要があ
る。従って、本願出願人は、ほとんどの場合、算出した
温度上昇速度は実際の温度上昇速度よりも小さくなるは
ずと仮定した。このように仮定すれば、算出された必要
ピーク電力を過大に評価することがなくなる。しかしな
がら、過小に評価するよりもましで、過大に評価すれば
目標の周囲の組織に熱を拡散させてしまう危険はなくな
る。
損失が１％（例えば、２−３％の範囲）以上であること
が示されているだけであることを留意しておく必要があ
る。従って、本願出願人は、ほとんどの場合、算出した
温度上昇速度は実際の温度上昇速度よりも小さくなるは
ずと仮定した。このように仮定すれば、算出された必要
ピーク電力を過大に評価することがなくなる。しかしな
がら、過小に評価するよりもましで、過大に評価すれば
目標の周囲の組織に熱を拡散させてしまう危険はなくな
る。
【００５３】表１は焦点距離が１０ｃｍ、また入射径が
１０ｃｍの場合に関するものであり、一方、表２は焦点
距離が１．５ｃｍで、入射径が１．５ｃｍの場合に関す
るものである。
１０ｃｍの場合に関するものであり、一方、表２は焦点
距離が１．５ｃｍで、入射径が１．５ｃｍの場合に関す
るものである。
【００５４】動作周波数Ｆは次の要領で選択する。ま
ず、体内における目標の深度（つまり、皮膚と腫瘍とを
ビームが通過する距離）により近い焦点距離を選択す
る。
ず、体内における目標の深度（つまり、皮膚と腫瘍とを
ビームが通過する距離）により近い焦点距離を選択す
る。
【００５５】例えば、目標の深度が約１０ｃｍの場合、
焦点距離は１０ｃｍを選択し、表１を用いて周波数を算
出する。
焦点距離は１０ｃｍを選択し、表１を用いて周波数を算
出する。
【００５６】選択した周波数は最大値ｋおよび最大温度
上昇速度のいずれも満足するものである。表１から周波
数Ｆ ＝ １Ｍｈｚである。
上昇速度のいずれも満足するものである。表１から周波
数Ｆ ＝ １Ｍｈｚである。
【００５７】焦点距離が１．５ｃｍ（浅い深度の腫瘍の
場合にこの焦点距離を選択する）の場合は、表２から６
ＭＨｚの周波数を選択する。
場合にこの焦点距離を選択する）の場合は、表２から６
ＭＨｚの周波数を選択する。
【００５８】上述した最適動作周波数の選択方法は、血
液の循環による熱の拡散および組織の冷却が無視できる
程度のものであるという仮定に基づいており、出願人の
計算には考慮されていない。
液の循環による熱の拡散および組織の冷却が無視できる
程度のものであるという仮定に基づいており、出願人の
計算には考慮されていない。
【００５９】出願人の治療方法を使用せず、径が１．５
ｍｍ程の焦点スポットなど容量が小さな熱源を使用する
場合には、前述の現象は実際上極めて大きな影響を及ぼ
すことになる。しかしながら、出願人の方法では、加熱
時間との関数である温度上昇カーブの疑似線形期間のみ
加熱しているため、目標が吸収するエネルギーはほとん
ど全て目標の加熱に使用されてしまい、この結果、上述
のような現象に起因する実際のエネルギー損失は、吸収
される電力に比べても無視できる程度のものである。
ｍｍ程の焦点スポットなど容量が小さな熱源を使用する
場合には、前述の現象は実際上極めて大きな影響を及ぼ
すことになる。しかしながら、出願人の方法では、加熱
時間との関数である温度上昇カーブの疑似線形期間のみ
加熱しているため、目標が吸収するエネルギーはほとん
ど全て目標の加熱に使用されてしまい、この結果、上述
のような現象に起因する実際のエネルギー損失は、吸収
される電力に比べても無視できる程度のものである。
【００６０】図３のカーブは熱源（径が小さな焦点スポ
ットの場合）が小形の場合のものであり、超音波ビーム
による目標領域での加熱状態を照射時間との関数として
試験的に測定した結果が示されており、レベルの異なる
２つの電力で照射を行った（曲線ＩおよびＩＩ）。
ットの場合）が小形の場合のものであり、超音波ビーム
による目標領域での加熱状態を照射時間との関数として
試験的に測定した結果が示されており、レベルの異なる
２つの電力で照射を行った（曲線ＩおよびＩＩ）。
【００６１】両曲線では、略同じ時間すなわち時間ｔｏ
までは温度の上昇は疑似線形状態になっていることが分
かる。但し、曲線の温度は各々Ｔｏ１およびＴｏ２と異
なっている。熱損失と熱供給が平衡する上限温度(ceili
ng) が５ｔｏ時間経過した後に現れ、この時の曲線Ｉの
温度は３Ｔｏ１であり、曲線ＩＩの温度は２．６Ｔｏ２
である。しかしながら、一定期間経過後に温度Ｔは急速
に低下する。
までは温度の上昇は疑似線形状態になっていることが分
かる。但し、曲線の温度は各々Ｔｏ１およびＴｏ２と異
なっている。熱損失と熱供給が平衡する上限温度(ceili
ng) が５ｔｏ時間経過した後に現れ、この時の曲線Ｉの
温度は３Ｔｏ１であり、曲線ＩＩの温度は２．６Ｔｏ２
である。しかしながら、一定期間経過後に温度Ｔは急速
に低下する。
【００６２】ここで、時間ｔｏは照射する電力とは無関
係であり、焦点スポットの径に比例するものである。図
３のような曲線を生じた実験での周波数は１ＭＨｚ、焦
点スポットの径は１．５ｍｍ、ｔｏ ＝ ０．５秒であ
った。出願人は、動作周波数、焦点スポットの径を様々
な値にして試験を行い、特に前述の表に示されている値
に基づいて行った試験から同様の曲線が得られた。
係であり、焦点スポットの径に比例するものである。図
３のような曲線を生じた実験での周波数は１ＭＨｚ、焦
点スポットの径は１．５ｍｍ、ｔｏ ＝ ０．５秒であ
った。出願人は、動作周波数、焦点スポットの径を様々
な値にして試験を行い、特に前述の表に示されている値
に基づいて行った試験から同様の曲線が得られた。
【００６３】出願人の治療方法は、時間が最大ｔｏとな
るまでに目標の細胞を完全に、あるいは少なくとも略破
壊してしまうようにピーク電力を設定することにあり、
出願人の発見によれば、このようにピーク電力を設定す
ることにより目標の周囲の組織へ与える損傷を最小限に
止めることができる。
るまでに目標の細胞を完全に、あるいは少なくとも略破
壊してしまうようにピーク電力を設定することにあり、
出願人の発見によれば、このようにピーク電力を設定す
ることにより目標の周囲の組織へ与える損傷を最小限に
止めることができる。
【００６４】また、前記目標破壊方法で必要とされる熱
エネルギーの全体量は従来の治療方法の場合よりもわず
かでよい。
エネルギーの全体量は従来の治療方法の場合よりもわず
かでよい。
【００６５】上述の試験的な効果は、次の事実からも説
明することができる。すなわち、前記曲線の線形期間で
は、拡散によるエネルギー損失は供給熱量に比べるとわ
ずかなものである。この線形期間を越えた場合は、エネ
ルギー損失は目標と周囲組織との間の温度傾斜に比例
し、供給熱量（上限温度）と平衡になるまで増加する。
上記実験では、熱供給を停止した場合は、ほぼ３から６
ｘ ｔｏ時間経過するとほとんど破壊を起こさない値
にまで目標の温度は指数関数的に減少した。この時間
（この場合は約１．５−３秒）は、治療波を構成する連
続する２つの波連間のギャップにあたるため、熱拡散に
よる波連全体の損失は最小限となる。
明することができる。すなわち、前記曲線の線形期間で
は、拡散によるエネルギー損失は供給熱量に比べるとわ
ずかなものである。この線形期間を越えた場合は、エネ
ルギー損失は目標と周囲組織との間の温度傾斜に比例
し、供給熱量（上限温度）と平衡になるまで増加する。
上記実験では、熱供給を停止した場合は、ほぼ３から６
ｘ ｔｏ時間経過するとほとんど破壊を起こさない値
にまで目標の温度は指数関数的に減少した。この時間
（この場合は約１．５−３秒）は、治療波を構成する連
続する２つの波連間のギャップにあたるため、熱拡散に
よる波連全体の損失は最小限となる。
【００６６】実際にこのギャップとして好ましい時間
は、波連の持続期間の少なくとも１０倍であることが判
明した。
は、波連の持続期間の少なくとも１０倍であることが判
明した。
【００６７】図２において、ｔｏに相当するわずか０．
５秒以下の時間を波連の持続期間とした場合、０．０５
秒間隔で分割した連続波連を腫瘍内の異なる目標に照射
する。照射の前後で各目標の反射状態を比較するには単
一波連で十分である。
５秒以下の時間を波連の持続期間とした場合、０．０５
秒間隔で分割した連続波連を腫瘍内の異なる目標に照射
する。照射の前後で各目標の反射状態を比較するには単
一波連で十分である。
【００６８】腫瘍細胞の破壊時間ｔは、例えば４０℃の
閾値温度Ｔｉから温度Ｔまで腫瘍細胞を加熱した温度に
反比例することが知られている。例えば、Ｔ ＝ ５８
℃の場合は、図４のグラフからｔの値は約０．５秒とな
る。照射時間ｔは４３℃以上では１０℃温度が上昇する
毎に略半分となり、５８℃から７０℃まで温度が上昇す
る場合は時間ｔは４０９６で割った値となる。
閾値温度Ｔｉから温度Ｔまで腫瘍細胞を加熱した温度に
反比例することが知られている。例えば、Ｔ ＝ ５８
℃の場合は、図４のグラフからｔの値は約０．５秒とな
る。照射時間ｔは４３℃以上では１０℃温度が上昇する
毎に略半分となり、５８℃から７０℃まで温度が上昇す
る場合は時間ｔは４０９６で割った値となる。
【００６９】略０．５秒以下の時間内に５８℃の温度ま
で加熱しさえすれば組織を０．５秒以内に破壊できるた
め、図４のグラフで示している時間の半分に等しい時間
ｔｏの値を選択するのが好ましい。従って、ｔｏ ＝
０．２５秒の値を選択すれば、電力バーストが終了する
時点、すなわち、０．２５秒以内に７０℃まで温度は上
昇する。
で加熱しさえすれば組織を０．５秒以内に破壊できるた
め、図４のグラフで示している時間の半分に等しい時間
ｔｏの値を選択するのが好ましい。従って、ｔｏ ＝
０．２５秒の値を選択すれば、電力バーストが終了する
時点、すなわち、０．２５秒以内に７０℃まで温度は上
昇する。
【００７０】表１から音波ピークが１ｋｗの場合、ｄＴ
／ｓｅｃ ＝ ３３．９７である。従って、０．２５秒
以内に平温より略３２℃高い温度まで目標を加熱するに
は、すなわち毎秒１３８℃の割合で加熱するには、１３
８／３３．９７ ＝ ４の割合で電力を増幅しなくては
ならない。自明ではあるが、前記曲線の疑似線形期間で
行う場合は温度上昇速度は加熱電力に略比例する。
／ｓｅｃ ＝ ３３．９７である。従って、０．２５秒
以内に平温より略３２℃高い温度まで目標を加熱するに
は、すなわち毎秒１３８℃の割合で加熱するには、１３
８／３３．９７ ＝ ４の割合で電力を増幅しなくては
ならない。自明ではあるが、前記曲線の疑似線形期間で
行う場合は温度上昇速度は加熱電力に略比例する。
【００７１】変換器Ｔの電力変換係数が約１／４で、ビ
ーム伝播時における伝播損失を考慮すると、最終的に使
用するピーク電力は約２０ｋｗとなる。
ーム伝播時における伝播損失を考慮すると、最終的に使
用するピーク電力は約２０ｋｗとなる。
【００７２】変換器Ｔを備えた圧電変換器素子の出力密
度が大きくなりすぎるのを防ぐため、前記変換器素子に
は例えば径が３００ｍｍ、焦点距離が３００ｍｍ，開口
角が６０°の球形キャップを取り付ける。
度が大きくなりすぎるのを防ぐため、前記変換器素子に
は例えば径が３００ｍｍ、焦点距離が３００ｍｍ，開口
角が６０°の球形キャップを取り付ける。
【００７３】焦点位置へできるだけ多くの音波エネルギ
ーを集束できるように開口角を設定しなくてはならない
という要件と、骨や空洞あるいはその他超音波伝播上の
障害となるものによってビームが干渉されるのを防止す
るため体内のビームの入射面を比較的小さくしなくては
ならないといった、二つの要件の妥協によって焦点距離
を前述のような値に設定する。
ーを集束できるように開口角を設定しなくてはならない
という要件と、骨や空洞あるいはその他超音波伝播上の
障害となるものによってビームが干渉されるのを防止す
るため体内のビームの入射面を比較的小さくしなくては
ならないといった、二つの要件の妥協によって焦点距離
を前述のような値に設定する。
【００７４】実際には、装置の焦点距離は可変自在では
なく、オペレーターは目標の深度に等しい距離だけ皮膚
から離れた地点に変換器を配置して目標と焦点スポット
を一致させる。
なく、オペレーターは目標の深度に等しい距離だけ皮膚
から離れた地点に変換器を配置して目標と焦点スポット
を一致させる。
【００７５】結合液体媒質(coupling water medium) 中
での超音波の減衰は無視できる程度のわずかなものであ
り、表１および２が有効である。
での超音波の減衰は無視できる程度のわずかなものであ
り、表１および２が有効である。
【００７６】最大ピーク電力が２０Ｋｗであり、出力を
自在に制御することが可能で、さらに、例えば、０．０
１から１秒の範囲で波連の持続期間を可変することがで
きる装置を１台使用すれば、数ｃｍから１０−１２ｃｍ
の範囲の深さの目標を治療することができる。装置の製
作者らが作成したグラフには、腫瘍毎に最適な波連の持
続期間と深さとの関数が示されている。
自在に制御することが可能で、さらに、例えば、０．０
１から１秒の範囲で波連の持続期間を可変することがで
きる装置を１台使用すれば、数ｃｍから１０−１２ｃｍ
の範囲の深さの目標を治療することができる。装置の製
作者らが作成したグラフには、腫瘍毎に最適な波連の持
続期間と深さとの関数が示されている。
【００７７】電力は調整することが可能であり、より深
い位置にある腫瘍には最大電力が必要であることが分か
る。
い位置にある腫瘍には最大電力が必要であることが分か
る。
【００７８】目標の深度に応じて各々の深度範囲で治療
を行うために３台の装置を用意するのが好ましい。
を行うために３台の装置を用意するのが好ましい。
【００７９】例えば、放射電力が１Ｋｗの装置の場合
に、焦点距離が１０ｃｍと１２ｃｍ、また組織入射径が
１０ｃｍと１２ｃｍとし、また最適周波数を前記表から
１ＭＨｚであれば温度上昇速度はそれぞれ３３．９７℃
／秒と２１．４３℃となる。電力が２０Ｋｗの場合はす
でに説明した通りである。
に、焦点距離が１０ｃｍと１２ｃｍ、また組織入射径が
１０ｃｍと１２ｃｍとし、また最適周波数を前記表から
１ＭＨｚであれば温度上昇速度はそれぞれ３３．９７℃
／秒と２１．４３℃となる。電力が２０Ｋｗの場合はす
でに説明した通りである。
【００８０】焦点距離が３ｃｍと５ｃｍ、入射径が３ｃ
ｍと５ｃｍであり、さらに、最適周波数がそれぞれ３Ｍ
Ｈｚと１．５ＭＨｚである場合、温度上昇速度はそれぞ
れ３８４．８９℃／秒と１３５．９１℃／秒となる。使
用する電力は、例えば、２Ｋｗから５Ｋｗの範囲であ
る。
ｍと５ｃｍであり、さらに、最適周波数がそれぞれ３Ｍ
Ｈｚと１．５ＭＨｚである場合、温度上昇速度はそれぞ
れ３８４．８９℃／秒と１３５．９１℃／秒となる。使
用する電力は、例えば、２Ｋｗから５Ｋｗの範囲であ
る。
【００８１】焦点距離が１．５ｃｍ、最適周波数が６Ｍ
Ｈｚで、温度上昇が５３９．５７℃／秒の場合、実際に
は約１Ｋｗの電力レベルが必要となる。
Ｈｚで、温度上昇が５３９．５７℃／秒の場合、実際に
は約１Ｋｗの電力レベルが必要となる。
【００８２】一般的に、超高速温熱療法で使用するピー
ク電力の場合、特に深度が大きな腫瘍を治療する場合に
は、特別の設備を本発明の装置に組み込む必要がある。
すなわち、前述のような高いピーク電力を維持し、急速
に冷却を行うことができる圧電セラミック材を使用する
必要があり、また、強制冷却機構も必要となる。さら
に、電気発生器への電力の供給には補助電源を使用しな
くてはならない。
ク電力の場合、特に深度が大きな腫瘍を治療する場合に
は、特別の設備を本発明の装置に組み込む必要がある。
すなわち、前述のような高いピーク電力を維持し、急速
に冷却を行うことができる圧電セラミック材を使用する
必要があり、また、強制冷却機構も必要となる。さら
に、電気発生器への電力の供給には補助電源を使用しな
くてはならない。
【００８３】周囲組織が損傷するのを防ぐため規定の最
適電力値を大幅に越えないよう注意しなくてはならな
い。電力照射の停止と略同時に焦点領域に蓄積された熱
エネルギーが拡散し、比較的短時間に細胞を破壊してし
まうほど温度が上昇してしまう領域の径は、焦点領域内
での上昇温度の平方根に比例し、また、この温度上昇は
電力に比例する。
適電力値を大幅に越えないよう注意しなくてはならな
い。電力照射の停止と略同時に焦点領域に蓄積された熱
エネルギーが拡散し、比較的短時間に細胞を破壊してし
まうほど温度が上昇してしまう領域の径は、焦点領域内
での上昇温度の平方根に比例し、また、この温度上昇は
電力に比例する。
【００８４】最後に、上記の電力では超音波ビームの大
部分は伝播中に漸次変換されてしまい、その結果本来の
ビームよりも高い周波数の熱成分が発生することにな
る。
部分は伝播中に漸次変換されてしまい、その結果本来の
ビームよりも高い周波数の熱成分が発生することにな
る。
【００８５】これらの成分は周波数が高い程組織によく
吸収されるため発熱作用が一層向上する。また、出願人
が行った実験では皮膚の火傷の危険性が減少したことが
確認された。
吸収されるため発熱作用が一層向上する。また、出願人
が行った実験では皮膚の火傷の危険性が減少したことが
確認された。
【００８６】周波数と電力を選択することにより、組織
の外部層内の損傷を最小限に止めながらも焦点スポット
を発熱させることが可能である。
の外部層内の損傷を最小限に止めながらも焦点スポット
を発熱させることが可能である。
【００８７】また、前記ビームは発熱作用を補うように
機械的にも作用するため治療効率を一層向上することが
できる。
機械的にも作用するため治療効率を一層向上することが
できる。
【００８８】本発明の実施態様を以下に項分け記載す
る。
る。
【００８９】（実施態様１）所定の周波数とピーク電力
を有した周期発振バーストの状態で伝播するエネルギー
を前記部位に焦点を合わせて照射する超音波変換器手段
において生成された圧縮波エネルギーを用いて体内の既
知の深さにある対象の一部を治療するものであり、前記
各バーストはそれぞれ所定の持続期間を有しており、連
続バーストを時間間隔をおいて分離する超高速温熱療法
用装置は、 ａ）前記超音波変換器手段を用いて前記体内の既知の深
さに位置する対象の検査を行い、前記圧縮波エネルギー
の照射時間の関数として前記対象の温度上昇の曲線を作
成するものであり、前記曲線はゼロ時間から始まり時間
ｔｏで終わる疑似線形期間を有している、対象検査段階
と、 ｂ）前記時間ｔｏと同じ期間持続する単一発振バースト
により前記対象の前記部位を少なくとも略破壊する前記
発振バーストの特定ピーク電力を設定する段階と、 ｃ）少なくとも前記ピーク電力に等しい治療ピーク電力
を選択するとともに、最大前記時間ｔｏに等しい治療バ
ースト期間を選択する段階で設定することを特徴とする
超高速温熱療法用装置の設定方法。
を有した周期発振バーストの状態で伝播するエネルギー
を前記部位に焦点を合わせて照射する超音波変換器手段
において生成された圧縮波エネルギーを用いて体内の既
知の深さにある対象の一部を治療するものであり、前記
各バーストはそれぞれ所定の持続期間を有しており、連
続バーストを時間間隔をおいて分離する超高速温熱療法
用装置は、 ａ）前記超音波変換器手段を用いて前記体内の既知の深
さに位置する対象の検査を行い、前記圧縮波エネルギー
の照射時間の関数として前記対象の温度上昇の曲線を作
成するものであり、前記曲線はゼロ時間から始まり時間
ｔｏで終わる疑似線形期間を有している、対象検査段階
と、 ｂ）前記時間ｔｏと同じ期間持続する単一発振バースト
により前記対象の前記部位を少なくとも略破壊する前記
発振バーストの特定ピーク電力を設定する段階と、 ｃ）少なくとも前記ピーク電力に等しい治療ピーク電力
を選択するとともに、最大前記時間ｔｏに等しい治療バ
ースト期間を選択する段階で設定することを特徴とする
超高速温熱療法用装置の設定方法。
【００９０】（実施態様２）前記周波数は略１ＭＨｚに
等しく、また、少なくとも１０Ｋｗのピーク電力を前記
超音波変換器手段へ印加することを特徴とする実施態様
１記載の設定方法。
等しく、また、少なくとも１０Ｋｗのピーク電力を前記
超音波変換器手段へ印加することを特徴とする実施態様
１記載の設定方法。
【００９１】（実施態様３）前記周波数は１．５ＭＨｚ
−３ＭＨｚの範囲にあり、また、２Ｋｗ−５Ｋｗの範囲
にあるピーク電力を前記超音波変換器手段へ印加するこ
とを特徴とする実施態様１記載の設定方法。
−３ＭＨｚの範囲にあり、また、２Ｋｗ−５Ｋｗの範囲
にあるピーク電力を前記超音波変換器手段へ印加するこ
とを特徴とする実施態様１記載の設定方法。
【００９２】（実施態様４）前記周波数は略６ＭＨｚに
等しく、また、前記超音波変換器手段へは数百ワットの
ピーク電力を印加することを特徴とする実施態様１記載
の設定方法。
等しく、また、前記超音波変換器手段へは数百ワットの
ピーク電力を印加することを特徴とする実施態様１記載
の設定方法。
【００９３】（実施態様５）前記周波数は略１ＭＨｚに
等しく、また、前記超音波変換器手段へは１０−２０Ｋ
ｗの範囲のピーク電力を印加することを特徴とする実施
態様１記載の設定方法。
等しく、また、前記超音波変換器手段へは１０−２０Ｋ
ｗの範囲のピーク電力を印加することを特徴とする実施
態様１記載の設定方法。
【００９４】（実施態様６）前記持続期間は０．５−３
秒の範囲であることを特徴とする実施態様１記載の設定
方法。
秒の範囲であることを特徴とする実施態様１記載の設定
方法。
【００９５】（実施態様７）前記持続期間は０．０１−
１秒の範囲であることを特徴とする実施態様１記載の設
定方法。
１秒の範囲であることを特徴とする実施態様１記載の設
定方法。
【００９６】（実施態様８）前記間隔はそれぞれ、前記
持続期間の少なくとも１０倍に等しいことを特徴とする
実施態様１記載の設定方法。
持続期間の少なくとも１０倍に等しいことを特徴とする
実施態様１記載の設定方法。
【００９７】（実施態様９）前記持続期間は前記時間ｔ
ｏの略半分に等しいことを特徴とする実施態様１記載の
設定方法。
ｏの略半分に等しいことを特徴とする実施態様１記載の
設定方法。
【００９８】（実施態様１０）前記変換器手段は所定の
焦点距離を有しており、さらに、第１および第２の所定
径を各々備えた円形伝播面と円形焦点スポットを有して
いるものであり、前記設定方法はさらに、 ｄ）複数の異なる焦点距離と、１Ｋｗに等しい前記圧縮
波エネルギーのピーク電力と、焦点合わせを行った前記
ビームの全体集束係数ｋ ＝ ｋａ ｘ ｋｇの表を得
るため前記周波数との関数として演算を行うものであ
り、前記ｋａは前記伝播面と前記焦点スポットとの間の
ビーム伝播路における前記圧縮波エネルギーの減衰係数
であり、また、前記ｋｇは前記第１および第２の径の比
である、演算段階と、 ｅ）前記部位の前記深度に一層近接した前記焦点距離値
を前記複数の異なる焦点距離から選択し、また、前記近
接焦点距離値を求めるため、前記表の中の特定の周波数
に対応する前記全体集束係数の最大値を前記表から選択
する段階と、 ｆ）前記特定周波数に略等しい治療周波数を選択する段
階とをさらに備えていることを特徴とする実施態様１記
載の超高速温熱療法用装置の設定方法。
焦点距離を有しており、さらに、第１および第２の所定
径を各々備えた円形伝播面と円形焦点スポットを有して
いるものであり、前記設定方法はさらに、 ｄ）複数の異なる焦点距離と、１Ｋｗに等しい前記圧縮
波エネルギーのピーク電力と、焦点合わせを行った前記
ビームの全体集束係数ｋ ＝ ｋａ ｘ ｋｇの表を得
るため前記周波数との関数として演算を行うものであ
り、前記ｋａは前記伝播面と前記焦点スポットとの間の
ビーム伝播路における前記圧縮波エネルギーの減衰係数
であり、また、前記ｋｇは前記第１および第２の径の比
である、演算段階と、 ｅ）前記部位の前記深度に一層近接した前記焦点距離値
を前記複数の異なる焦点距離から選択し、また、前記近
接焦点距離値を求めるため、前記表の中の特定の周波数
に対応する前記全体集束係数の最大値を前記表から選択
する段階と、 ｆ）前記特定周波数に略等しい治療周波数を選択する段
階とをさらに備えていることを特徴とする実施態様１記
載の超高速温熱療法用装置の設定方法。
【００９９】（実施態様１１）前記表には、対象のうち
前記圧縮波エネルギーが照射された領域の単位時間当た
りの温度上昇の算出値がさらに含まれており、前記超高
速温熱療法用装置の設定方法は、 ｇ）動物または人の生きた組織の熱照射致死時間に関し
て異なる複数の値が記されている医学文献から得られる
データに基づいて、前記ステップ（ｃ）において選択し
た前記治療バーストの前記持続期間中に前記組織を破壊
してしまう単位時間当たりの温度上昇速度の値を、前記
組織の加熱温度の関数として算出する段階と、 ｈ）前記ステップ（ｇ）で算出した単位時間当たりの温
度上昇値と、前記ステップ（ｅ）で選択した焦点距離用
の前記表から求められる単位時間当たりの前記温度上昇
値と、前記ステップ（ｆ）で選択した前記特定周波数と
の比を算出する段階であり、前記ステップ（ｂ）での前
記特定ピーク電力は、当該ステップ（ｈ）で算出した比
率に１Ｋｗを掛けて設定するものである、算出段階とを
さらに備えいてることを特徴とする実施態様１０記載の
設定方法。
前記圧縮波エネルギーが照射された領域の単位時間当た
りの温度上昇の算出値がさらに含まれており、前記超高
速温熱療法用装置の設定方法は、 ｇ）動物または人の生きた組織の熱照射致死時間に関し
て異なる複数の値が記されている医学文献から得られる
データに基づいて、前記ステップ（ｃ）において選択し
た前記治療バーストの前記持続期間中に前記組織を破壊
してしまう単位時間当たりの温度上昇速度の値を、前記
組織の加熱温度の関数として算出する段階と、 ｈ）前記ステップ（ｇ）で算出した単位時間当たりの温
度上昇値と、前記ステップ（ｅ）で選択した焦点距離用
の前記表から求められる単位時間当たりの前記温度上昇
値と、前記ステップ（ｆ）で選択した前記特定周波数と
の比を算出する段階であり、前記ステップ（ｂ）での前
記特定ピーク電力は、当該ステップ（ｈ）で算出した比
率に１Ｋｗを掛けて設定するものである、算出段階とを
さらに備えいてることを特徴とする実施態様１０記載の
設定方法。
【０１００】（実施態様１２）前記伝播面の径は３００
ｍｍで前記焦点スポットは１．５ｍｍであり、前記焦点
距離は３００ｍｍであり、さらに前記伝播路は６０°の
開口角を備えていることを特徴とする実施態様１０記載
の設定方法。
ｍｍで前記焦点スポットは１．５ｍｍであり、前記焦点
距離は３００ｍｍであり、さらに前記伝播路は６０°の
開口角を備えていることを特徴とする実施態様１０記載
の設定方法。
【０１０１】（実施態様１３）一定量の被検物に対して
超音波を用いて超高速度で温熱治療を行う超高速温熱療
法用装置であって、集束面を備えた圧電電力変換器手段
と、前記電力変換器手段に接続された電力発生器手段と
から構成されており、最大値が略１０−２０Ｋｗで、
０．５−３秒の範囲で期間を調節することができ、ピー
ク電力が調節自在である周期波連を前記電力発生器手段
へ印加することを特徴とする超高速温熱療法用装置。
超音波を用いて超高速度で温熱治療を行う超高速温熱療
法用装置であって、集束面を備えた圧電電力変換器手段
と、前記電力変換器手段に接続された電力発生器手段と
から構成されており、最大値が略１０−２０Ｋｗで、
０．５−３秒の範囲で期間を調節することができ、ピー
ク電力が調節自在である周期波連を前記電力発生器手段
へ印加することを特徴とする超高速温熱療法用装置。
【０１０２】（実施態様１４）前記調整自在な持続期間
は０．０１−１秒の範囲であることを特徴とする実施態
様１３記載の超高速温熱療法用装置。
は０．０１−１秒の範囲であることを特徴とする実施態
様１３記載の超高速温熱療法用装置。
【０１０３】（実施態様１５）治療中の前記一定量の対
象(subject volume)が被った損傷を超音波検査する手段
と、前記波連のうち少なくとも一波連の照射の前後にそ
れぞれ形成された前記対象に関する２枚の連続画像を比
較する手段をさらに備えていることを特徴とする実施態
様１３記載の装置。
象(subject volume)が被った損傷を超音波検査する手段
と、前記波連のうち少なくとも一波連の照射の前後にそ
れぞれ形成された前記対象に関する２枚の連続画像を比
較する手段をさらに備えていることを特徴とする実施態
様１３記載の装置。
【０１０４】（実施態様１６）前記比較手段は、前記連
続画像をデジタルデータの形で記憶する手段と、記憶さ
れている前記データを１点毎に減算して差分画像を形成
する手段から構成されていることを特徴とする実施態様
１５記載の装置。
続画像をデジタルデータの形で記憶する手段と、記憶さ
れている前記データを１点毎に減算して差分画像を形成
する手段から構成されていることを特徴とする実施態様
１５記載の装置。
【０１０５】（実施態様１７）前記連続画像記憶手段
は、出力端をそれぞれ備えた第一および第二デジタルメ
モリーから構成されており、また、前記差分画像生成手
段は、第一および第二入力端を備えた減算器手段から構
成されており、前記超高速温熱療法用装置は切り換え手
段をさらに備えており、当該切り換え手段は、前記第一
画像を生成中には、前記第一メモリーの前記出力端を前
記減算器手段の前記第一入力端へ接続し、また、前記第
二メモリーの前記出力端を前記減算器手段の前記第二入
力端へと順次接続し、一方、連続する第二画像の生成中
は、前記第一メモリーの前記出力端を前記第二入力端
へ、また、前記第二メモリーの前記出力端を前記第一入
力端へと順次接続することを特徴とする実施態様１６記
載の装置。
は、出力端をそれぞれ備えた第一および第二デジタルメ
モリーから構成されており、また、前記差分画像生成手
段は、第一および第二入力端を備えた減算器手段から構
成されており、前記超高速温熱療法用装置は切り換え手
段をさらに備えており、当該切り換え手段は、前記第一
画像を生成中には、前記第一メモリーの前記出力端を前
記減算器手段の前記第一入力端へ接続し、また、前記第
二メモリーの前記出力端を前記減算器手段の前記第二入
力端へと順次接続し、一方、連続する第二画像の生成中
は、前記第一メモリーの前記出力端を前記第二入力端
へ、また、前記第二メモリーの前記出力端を前記第一入
力端へと順次接続することを特徴とする実施態様１６記
載の装置。
【０１０６】（実施態様１８）前記差分画像に記憶画像
を重ね合わせる手段をさらに備えていることを特徴とす
る実施態様１６記載の装置。
を重ね合わせる手段をさらに備えていることを特徴とす
る実施態様１６記載の装置。
【０１０７】（実施態様１９）Ｂタイプスキャンプロー
ブを有し、スキャンビームを用いて対象を角セクター走
査し、前記対象からのエコーを受信する超音波検査手段
と、前記エコーを受信すると共に前記連続走査線のＡタ
イプエコー図を表示する手段と、前記電力変換器手段の
焦点を前記走査線が通過する毎に、１ラインの走査期間
よりも長くて前記対象の全体走査期間よりも短いパルス
信号を生成する手段と、メモリーユニットと、前記パル
ス信号の１／Ｎに応じて前記電力発生器手段を使用禁止
状態にすると共に前記メモリー内に前記エコー図を書き
込む分周器手段とをさらに備えていることを特徴とする
実施態様１３記載の装置。
ブを有し、スキャンビームを用いて対象を角セクター走
査し、前記対象からのエコーを受信する超音波検査手段
と、前記エコーを受信すると共に前記連続走査線のＡタ
イプエコー図を表示する手段と、前記電力変換器手段の
焦点を前記走査線が通過する毎に、１ラインの走査期間
よりも長くて前記対象の全体走査期間よりも短いパルス
信号を生成する手段と、メモリーユニットと、前記パル
ス信号の１／Ｎに応じて前記電力発生器手段を使用禁止
状態にすると共に前記メモリー内に前記エコー図を書き
込む分周器手段とをさらに備えていることを特徴とする
実施態様１３記載の装置。
Claims (19)
- 【請求項１】 所定の周波数とピーク電力を有した周期
発振バーストの状態で伝播するエネルギーを前記部位に
焦点を合わせて照射する超音波変換器手段において生成
された圧縮波エネルギーを用いて体内の既知の深さにあ
る対象の一部を治療するものであり、前記各バーストは
それぞれ所定の持続期間を有しており、連続バーストを
時間間隔をおいて分離する超高速温熱療法用装置は、 ａ）前記超音波変換器手段を用いて前記体内の既知の深
さに位置する対象の検査を行い、前記圧縮波エネルギー
の照射時間の関数として前記対象の温度上昇の曲線を作
成するものであり、前記曲線はゼロ時間から始まり時間
ｔｏで終わる疑似線形期間を有している、対象検査段階
と、 ｂ）前記時間ｔｏと同じ期間持続する単一発振バースト
により前記対象の前記部位を少なくとも略破壊する前記
発振バーストの特定ピーク電力を設定する段階と、 ｃ）少なくとも前記ピーク電力に等しい治療ピーク電力
を選択するとともに、最大前記時間ｔｏに等しい治療バ
ースト期間を選択する段階で設定することを特徴とする
超高速温熱療法用装置の設定方法。 - 【請求項２】 前記周波数は略１ＭＨｚに等しく、ま
た、少なくとも１０Ｋｗのピーク電力を前記超音波変換
器手段へ印加することを特徴とする請求項１記載の設定
方法。 - 【請求項３】 前記周波数は１．５ＭＨｚ−３ＭＨｚの
範囲にあり、また、２Ｋｗ−５Ｋｗの範囲にあるピーク
電力を前記超音波変換器手段へ印加することを特徴とす
る請求項１記載の設定方法。 - 【請求項４】 前記周波数は略６ＭＨｚに等しく、ま
た、前記超音波変換器手段へは数百ワットのピーク電力
を印加することを特徴とする請求項１記載の設定方法。 - 【請求項５】 前記周波数は略１ＭＨｚに等しく、ま
た、前記超音波変換器手段へは１０−２０Ｋｗの範囲の
ピーク電力を印加することを特徴とする請求項１記載の
設定方法。 - 【請求項６】 前記持続期間は０．５−３秒の範囲であ
ることを特徴とする請求項１記載の設定方法。 - 【請求項７】 前記持続期間は０．０１−１秒の範囲で
あることを特徴とする請求項１記載の設定方法。 - 【請求項８】 前記間隔はそれぞれ、前記持続期間の少
なくとも１０倍に等しいことを特徴とする請求項１記載
の設定方法。 - 【請求項９】 前記持続期間は前記時間ｔｏの略半分に
等しいことを特徴とする請求項１記載の設定方法。 - 【請求項１０】 前記変換器手段は所定の焦点距離を有
しており、さらに、第１および第２の所定径を各々備え
た円形伝播面と円形焦点スポットを有しているものであ
り、前記設定方法はさらに、 ｄ）複数の異なる焦点距離と、１Ｋｗに等しい前記圧縮
波エネルギーのピーク電力と、焦点合わせを行った前記
ビームの全体集束係数ｋ ＝ ｋａ ｘ ｋｇの表を得
るため前記周波数との関数として演算を行うものであ
り、前記ｋａは前記伝播面と前記焦点スポットとの間の
ビーム伝播路における前記圧縮波エネルギーの減衰係数
であり、また、前記ｋｇは前記第１および第２の径の比
である、演算段階と、 ｅ）前記部位の前記深度に一層近接した前記焦点距離値
を前記複数の異なる焦点距離から選択し、また、前記近
接焦点距離値を求めるため、前記表の中の特定の周波数
に対応する前記全体集束係数の最大値を前記表から選択
する段階と、 ｆ）前記特定周波数に略等しい治療周波数を選択する段
階とをさらに備えていることを特徴とする請求項１記載
の超高速温熱療法用装置の設定方法。 - 【請求項１１】 前記表には、対象のうち前記圧縮波エ
ネルギーが照射された領域の単位時間当たりの温度上昇
の算出値がさらに含まれており、前記超高速温熱療法用
装置の設定方法は、 ｇ）動物または人の生きた組織の熱照射致死時間に関し
て異なる複数の値が記されている医学文献から得られる
データに基づいて、前記ステップ（ｃ）において選択し
た前記治療バーストの前記持続期間中に前記組織を破壊
してしまう単位時間当たりの温度上昇速度の値を、前記
組織の加熱温度の関数として算出する段階と、 ｈ）前記ステップ（ｇ）で算出した単位時間当たりの温
度上昇値と、前記ステップ（ｅ）で選択した焦点距離用
の前記表から求められる単位時間当たりの前記温度上昇
値と、前記ステップ（ｆ）で選択した前記特定周波数と
の比を算出する段階であり、前記ステップ（ｂ）での前
記特定ピーク電力は、当該ステップ（ｈ）で算出した比
率に１Ｋｗを掛けて設定するものである、算出段階とを
さらに備えいてることを特徴とする請求項１０記載の設
定方法。 - 【請求項１２】 前記伝播面の径は３００ｍｍで前記焦
点スポットは１．５ｍｍであり、前記焦点距離は３００
ｍｍであり、さらに前記伝播路は６０°の開口角を備え
ていることを特徴とする請求項１０記載の設定方法。 - 【請求項１３】 一定量の被検物に対して超音波を用い
て超高速度で温熱治療を行う超高速温熱療法用装置であ
って、集束面を備えた圧電電力変換器手段と、前記電力
変換器手段に接続された電力発生器手段とから構成され
ており、最大値が略１０−２０Ｋｗで、０．５−３秒の
範囲で期間を調節することができ、ピーク電力が調節自
在である周期波連を前記電力発生器手段へ印加すること
を特徴とする超高速温熱療法用装置。 - 【請求項１４】 前記調整自在な持続期間は０．０１−
１秒の範囲であることを特徴とする請求項１３記載の超
高速温熱療法用装置。 - 【請求項１５】 治療中の前記一定量の対象(subject v
olume)が被った損傷を超音波検査する手段と、前記波連
のうち少なくとも一波連の照射の前後にそれぞれ形成さ
れた前記対象に関する２枚の連続画像を比較する手段を
さらに備えていることを特徴とする請求項１３記載の装
置。 - 【請求項１６】 前記比較手段は、前記連続画像をデジ
タルデータの形で記憶する手段と、記憶されている前記
データを１点毎に減算して差分画像を形成する手段から
構成されていることを特徴とする請求項１５記載の装
置。 - 【請求項１７】 前記連続画像記憶手段は、出力端をそ
れぞれ備えた第一および第二デジタルメモリーから構成
されており、また、前記差分画像生成手段は、第一およ
び第二入力端を備えた減算器手段から構成されており、
前記超高速温熱療法用装置は切り換え手段をさらに備え
ており、当該切り換え手段は、前記第一画像を生成中に
は、前記第一メモリーの前記出力端を前記減算器手段の
前記第一入力端へ接続し、また、前記第二メモリーの前
記出力端を前記減算器手段の前記第二入力端へと順次接
続し、一方、連続する第二画像の生成中は、前記第一メ
モリーの前記出力端を前記第二入力端へ、また、前記第
二メモリーの前記出力端を前記第一入力端へと順次接続
することを特徴とする請求項１６記載の装置。 - 【請求項１８】 前記差分画像に記憶画像を重ね合わせ
る手段をさらに備えていることを特徴とする請求項１６
記載の装置。 - 【請求項１９】 Ｂタイプスキャンプローブを有し、ス
キャンビームを用いて対象を角セクター走査し、前記対
象からのエコーを受信する超音波検査手段と、前記エコ
ーを受信すると共に前記連続走査線のＡタイプエコー図
を表示する手段と、前記電力変換器手段の焦点を前記走
査線が通過する毎に、１ラインの走査期間よりも長くて
前記対象の全体走査期間よりも短いパルス信号を生成す
る手段と、メモリーユニットと、前記パルス信号の１／
Ｎに応じて前記電力発生器手段を使用禁止状態にすると
共に前記メモリー内に前記エコー図を書き込む分周器手
段とをさらに備えていることを特徴とする請求項１３記
載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR9200051 | 1992-01-07 | ||
| FR9200051A FR2685872A1 (fr) | 1992-01-07 | 1992-01-07 | Appareil d'hyperthermie ultrasonore extracorporelle a tres grande puissance et son procede de fonctionnement. |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0678944A true JPH0678944A (ja) | 1994-03-22 |
Family
ID=9425411
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5001139A Pending JPH0678944A (ja) | 1992-01-07 | 1993-01-07 | 超高速体外超音波温熱療法用装置およびその設定方法 |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5354258A (ja) |
| EP (1) | EP0551225A1 (ja) |
| JP (1) | JPH0678944A (ja) |
| CN (1) | CN1076128A (ja) |
| BR (1) | BR9300021A (ja) |
| CA (1) | CA2086772A1 (ja) |
| FR (1) | FR2685872A1 (ja) |
| IL (1) | IL104216A0 (ja) |
Families Citing this family (147)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6161543A (en) | 1993-02-22 | 2000-12-19 | Epicor, Inc. | Methods of epicardial ablation for creating a lesion around the pulmonary veins |
| US6409722B1 (en) | 1998-07-07 | 2002-06-25 | Medtronic, Inc. | Apparatus and method for creating, maintaining, and controlling a virtual electrode used for the ablation of tissue |
| US5897553A (en) | 1995-11-02 | 1999-04-27 | Medtronic, Inc. | Ball point fluid-assisted electrocautery device |
| GB2303552A (en) * | 1995-07-24 | 1997-02-26 | Gar Investment Corp | Ultrasound apparatus for non invasive cellulite reduction |
| NL1003024C2 (nl) | 1996-05-03 | 1997-11-06 | Tjong Hauw Sie | Prikkelgeleidingsblokkeringsinstrument. |
| US6840936B2 (en) | 1996-10-22 | 2005-01-11 | Epicor Medical, Inc. | Methods and devices for ablation |
| US6311692B1 (en) | 1996-10-22 | 2001-11-06 | Epicor, Inc. | Apparatus and method for diagnosis and therapy of electrophysiological disease |
| US6805128B1 (en) | 1996-10-22 | 2004-10-19 | Epicor Medical, Inc. | Apparatus and method for ablating tissue |
| US6719755B2 (en) | 1996-10-22 | 2004-04-13 | Epicor Medical, Inc. | Methods and devices for ablation |
| US7052493B2 (en) | 1996-10-22 | 2006-05-30 | Epicor Medical, Inc. | Methods and devices for ablation |
| ATE419789T1 (de) * | 1997-05-23 | 2009-01-15 | Prorhythm Inc | Wegwerfbarer fokussierender ultraschallapplikator hoher intensität |
| US6096037A (en) | 1997-07-29 | 2000-08-01 | Medtronic, Inc. | Tissue sealing electrosurgery device and methods of sealing tissue |
| US8709007B2 (en) | 1997-10-15 | 2014-04-29 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Devices and methods for ablating cardiac tissue |
| US6706039B2 (en) | 1998-07-07 | 2004-03-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for creating a bi-polar virtual electrode used for the ablation of tissue |
| US6537248B2 (en) | 1998-07-07 | 2003-03-25 | Medtronic, Inc. | Helical needle apparatus for creating a virtual electrode used for the ablation of tissue |
| US8308719B2 (en) | 1998-09-21 | 2012-11-13 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Apparatus and method for ablating tissue |
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