JPH0747079A - 超音波治療装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 被検体内の患部に向けて強力超音波を照射
し、結石破砕治療や加温・加熱治療を行う超音波治療装
置において、安全かつ効率的な治療を行う超音波治療装
置を提供することを目的とする。 【構成】 患者体内の画像を取得する手段と、該画像と
生体特性値を用い生体モデルを作成する手段と、超音波
アプリケータからの超音波照射経路を生体モデルからシ
ミュレートする手段と、を具備する画像ガイド下超音波
治療装置。 【効果】 事前に得られた画像と、生体特性値を用いた
シミュレーションにより、事前に照射位置のずれや照射
経路を評価でき、誤照射や不要な加熱を防ぎ正確で安全
確実な治療を行うことができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は被検体外から超音波を照
射して治療を行う超音波治療装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、ＭＩＴ（Minimally Invasive Tre
atment）と呼ばれる最少侵襲治療の流れが医療の各分野
で注目を集めており、ＱＯＬ（Quality of Life ）を考
慮した低侵襲の治療法（装置）の開発が望まれている。

【０００３】泌尿器科領域における結石症の治療に関し
て、体外から強力超音波（衝撃波）を照射し、無侵襲的
に結石を破砕する結石破砕装置から実用化され、注目さ
れている。衝撃波発生源として、水中放電方式，電磁誘
導方式，微小爆薬方式及びピエゾ方式があるが、強力超
音波源にピエゾ素子を用いる方法は、小焦点、消耗品が
ない、強力超音波強度を任意にコントロールできる、複
数のピエゾ素子にかける駆動波形を位相制御することに
より焦点位置を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，ＵＳＰ４，５２
６，１６８公報）。また、駆動波形を位相制御すること
により、焦点の形状を変化させることもできる（特開昭
６２−４２７７３号公報）。

【０００４】他方、腫瘍の治療に関しては、外科的，内
視鏡的，放射線，温熱療法など様々な治療法が用いられ
ているが、どれも問題点を持ち、未だ決定的な治療法は
確立されていない。最も確実なのは外科的手術である
が、開腹することによる患者への負担が大きいという問
題を有する。内視鏡的手法は管腔臓器の表在性の腫瘍に
対しては効果が大きいが、浸潤性の腫瘍についてはモニ
タが不十分で、十分な治療が施せない。その他放射線、
温熱療法については確実で十分な治療効果が得られない
という問題がある。

【０００５】侵襲度の低い、腫瘍の治療技術の一つとし
て、加温治療法（ハイパーサーミア）が注目されるよう
になってきた。これは、腫瘍組織と正常組織の熱感受性
の違いを利用して、患部を４２．５℃以上に加温・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。加温の方法としては、マイクロ波等の電磁波を用い
る方法が先行しているが、これは、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難しく、治療
成績の良好な例は浅在性（深さ５ｃｍ以内）の腫瘍の場
合に限られている。そこで、深部腫瘍の治療には超音波
のような音響エネルギを利用する方法が考えられてい
る。これは、超音波の集束性と深達度が高いという特徴
を利用するものである。これらの技術に関しては、特開
昭６１−１３９５５号公報に示されるように、体外で発
生させた超音波を体内の治療部位に集束させ、組織の超
音波エネルギの吸収による発熱で癌を温熱治療する装置
が開発されている。

【０００６】また、上記の加温治療法を進めて、腫瘍部
分を８０℃以上に加熱し、腫瘍組織をタンパク変性させ
るという治療法も報告されている。また、超音波による
発熱ではなく、結石を破砕するような強力なパルス状の
強力超音波を癌に照射し、その機械的な力で細胞を壊死
させる治療法も研究されている。（Hoshi, S. et al. :
J. Urology, Vol.146(1991)pp439) これらの治療法は開腹する必要がない為、患者に係る負
担を軽減できるが、直接患部を目視することができない
ために、治療に際し体内の必要な情報及び治療目標の位
置等を得るための手段が必要となる。

【０００７】前記腫瘍治療装置では焦点を位置決めする
際、超音波断層像を用いているが、治療対象である腫瘍
は３次元的に複雑な形状を呈することが多く、２次元画
像では腫瘍全体を万遍なく治療することは非常に困難で
ある。そこで、特開昭６１−２０９６４３号公報に開示
されているように超音波を用いた３次元画像との組合せ
も提案されているが、超音波では骨や肺などの含気臓器
の後方が見えず、超音波情報をもとにしても正確な３次
元画像は得られなかった。また従来例では単に焦点と治
療部位の相対位置を確認するだけであり、治療の効果を
判定する手段がなく、数週間から数ヵ月後にならないと
治療の継続・終了の決定が出来なかった。そこで超音波
治療装置と、生体内の３次元情報を収集し体内の画像を
表示するＭＲＩあるいはＸ線ＣＴと組み合わせて用いる
方法が考えられる。特開平０２−１６１４３４号公報で
はＭＲＩ画像に基づき穿刺等の治療を行う装置が述べら
れている。

【０００８】また、強力超音波を利用した腫瘍治療法で
は、焦点近傍の限局した領域に非常に強い強度の超音波
が投入されるために、従来のハイパーサーミアとは異な
り腫瘍の存在する領域を焦点スキャンしながら万遍なく
照射する必要がある。特に数千Ｗ／ｃｍ² という強力超
音波を照射する際には、照射にともなって発生するキャ
ピテーション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、時には副作用の原因となる
可能性もあるが、この問題点を解決するための強力超音
波照射法については我々はすでに提案済みである。

【０００９】ところで、上記のような治療法の欠点とし
ては、非常に限局した領域にエネルギーが集中するため
に、例えば呼吸移動や体動等で患部がズレてしまい、正
常組織に焦点が合ってしまえば、そのまま正常組織が障
害を受けてしまう点が挙げらられる。このため、実際の
治療の際には高分解能かつリアルタイムの治療モニタが
必須であると考えられる。また、呼吸移動等による患部
の移動のために、焦点での温度が充分に上昇しきらず、
腫瘍細胞の充分な壊死が得られなかった結果、癌が再発
してしまう可能性もある。

【００１０】これに対し、結石破砕治療の場合、特開昭
６２−０４９８４３号公報に詳述されているように、強
力超音波発生源にピエゾ素子を用いて生体に害を与えな
いような微弱な超音波を該ピエゾ素子から焦点に向けて
照射し、その反射波の強度から焦点と結石部位との合致
状態を判定し、焦点と結石部位が合致している時にのみ
強力超音波を照射する技術が知られている。

【００１１】このように医学の分野において強力超音波
は広く応用されているが、短時間で高い治療効果を得た
い場合、単に投入エネルギを大きくすることで対応して
おり、投入エネルギに対する治療効率の改善は考えられ
ていなかった。言い替えれば、焦点圧力、サイス、焦点
領域に含まれるトータルエネルギなどを投入エネルギに
対して調整していなかった。例えば、強力超音波の焦点
サイズは固定されており、広範囲の患部に対し焦点サイ
ズが不必要に小さすぎ治療効率が悪くなったり、逆に狭
い範囲の患部に対して焦点サイズが大きすぎ患部の周り
の正常組織までも損傷してしまうなどの欠点があった。
以上の問題点に対しては、球殻状アプリケータを用いた
超音波治療装置において、治療用超音波発生素子毎の駆
動タイミングを調節することにより等価的に球面精度を
低下させ、治療対象の大きさに対応した焦点サイズの強
力超音波を患部に照射する技術が知られている。

【００１２】

【発明が解決しようとする課題】以上述べてきた様に強
力超音波を利用した治療装置においては、患部のみに照
射を行い正常部には影響を及ぼさないことが重要であ
る。しかし、超音波の照射経路に音響インピーダンスの
異なる組織が存在すると、そこで屈折、反射が起きて焦
点が理論上の予定位置からずれたり、骨，肺，空隙（腸
管ガス）など著しく音響インピーダンスの異なる物質が
存在すると反射によりこれより後方に超音波は伝搬せ
ず、その面でのエネルギーの吸収による加熱が起こり、
予定していない部位の変性が起こる恐れがあった。

【００１３】また、腫瘍の内部においては正常組織に比
べて血管が多く存在するので、このような部分に瞬間的
に強力なエネルギーを照射し加熱すると、組織が脱落を
起こし、大出血を起こしてしまう恐れがあった。

【００１４】さらに、強力超音波の照射により熱変性し
た組織の音響特性の変化を、従来の超音波治療装置では
考慮していなかった。即ち、我々の行った基礎実験の結
果から、強力超音波の照射により熱変性した部位の超音
波減衰は周囲の通常組織に比べて超音波減衰が大きくな
り、また、超音波画像上で変性部位がハイエコーとなっ
て確認できる事から、周囲組織に対する音響インピーダ
ンス差も大きくなって超音波の反射が大きくなる事も明
らかになった。このため、熱変性を起こしていない部位
への短時間の照射ではほぼ焦点位置に十分な熱変性を起
こす事が可能であるが、照射しようとする部位より手前
側に既に熱変性を起こした部位があるような場合には既
変性部位で超音波が散乱されて狙った部位に十分なエネ
ルギーが届かず、同時に既変性部位の前方で大きく発熱
してしまう恐れがあった。更に、同一部位への長時間の
照射では焦点領域の組織が熱変性した後にその熱変性部
位前方で超音波の強い散乱・減衰が起こり、熱変性領域
が焦点手前側に向かって大きく広がってしまう現象が観
察された。従って、このような現象が治療中に起これ
ば、正常組織を大きく損傷してしまい重篤な副作用を引
き起こす恐れがあった。

【００１５】さらに、超音波高反射体でないような患
部、すなわち腫瘍などが呼吸等の移動で動く場合には、
特開昭６２−０４９８４３号公報で考案された誤照射防
止機能は適用できず、狙った部位を確実かつ効果的に治
療することが困難であった。また、焦点のズレによって
腫瘍細胞の十分な壊死が得られない可能性があった。

【００１６】そこで、本願発明は、上記問題点を解決す
るために成されたもので、安全かつ効率的な治療を行う
超音波治療装置を提供することを目的とするものであ
る。更に、治療中、強力超音波の照射により患者が強烈
な痛みや熱さ等を感じたり、その他何らかの原因で急激
に動いた場合は、強力超音波焦点が所定の位置からはず
れるという問題もあった。

【００１７】以上、超音波照射経路及び焦点と生体組織
の関係について述べてきたが、超音波治療装置において
は焦点性状の問題もある。即ち、上述したような焦点サ
イズ制御方法では、専ら治療対象の大きさのみを考慮し
て焦点サイズの大きさを制御している。しかしながら、
治療効果に注目すると、例えば、結石破砕治療の場合、
Ｂ．Ｇｒａｎｚらの報告(What makes a shock wave eff
icient in lithotripsy.J. stone disease, 4 (1992) p
p123) にあるように、結石の破砕量は焦点圧力よりも焦
点領域に含まれるトータルエネルギに強く依存すること
がわかっている。但し、破砕が開始される焦点ピーク圧
力の閾値が存在し、その圧力以下では結石は破砕されれ
ない。他方、Ｍ．Ｉｏｒｉｔａｎｉらの報告(Renal tis
sue damigeindused by focused shock waves. Proc. 18
th Inter. sympo. Shock waves andshock tubes, 1990)
にあるように、生体損傷はヒーク圧力が高いほど強く現
れることもわかっている。よって、結石を破砕できる圧
力値以上で、かつ、生体損傷を極力抑えるようなるべく
低い圧力で、必要量のエネルギを結石に照射することが
重要になってくる。同様の効果が結石破砕治療以外に
も、例えば超音波高温癌治療などにも考えられる。これ
らを考慮しないでただ単に投入エネルギを大きくするだ
けでは、焦点の圧力分布は近似的に相似形を保ったまま
ピーク圧力が大きくなるのみであり、治療可能領域が焦
点中心近傍のみに限定され効果的でないばかりでなく、
ピーク圧力が大きい故に、副作用が増加するという問題
点があった。また、単に焦点サイズの制御を治療対象の
サイズのみに対応させるだけでは、焦点サイズを拡大し
た分だけピーク圧力が低下してしまうので、投入エネル
ギが小さい場合に治療に必要な圧力閾値以上にならない
という問題点があった。

【００１８】

【課題を解決するための手段】上記の課題を解決するた
め、本発明では、時間的に連続した被検体の治療部位近
傍の三次元情報を収集する手段と、三次元情報に基づい
て、被検体の治療部位近傍を模擬的に再現させる手段
と、この手段により再現された前記治療部位近傍と超音
波照射に係わる情報を用いて、超音波照射に関する条件
を求める超音波照射条件設定手段と、この求められた超
音波照射に関する条件に基づいて、被検体の治療部位に
超音波照射を行う超音波照射手段を備えたことを特徴と
する。

【００１９】具体的には、患部の血管画像を取得する手
段と、患部を治療する手段とを備え、前記手段にて得ら
れた画像と血管画像に基づき治療する手段を制御したり
している。

【００２０】被検体内の治療部位近傍の時間的に連続し
た三次元情報を収集する手段と、三次元情報に基づいて
被検体の治療部位近傍を複数の領域に分割する手段と、
この分割された複数の領域に対して優先度を設定する手
段と、超音波を任意の焦点に集束させる超音波発生手段
と、超音波発生手段から優先度に応じて前記分割された
各領域に順次前記超音波の焦点が集束するように制御す
る制御手段を備えたことを特徴とする。

【００２１】また、超音波を集束させて体内の腫瘍を治
療する超音波治療装置に於いて、超音波を発生させて体
内の所定部位に集束させる超音波源と、該超音波源を駆
動する超音波振動子駆動手段と、患部の断層像もしくは
３次元画像を取得する画像診断装置と、上記超音波振動
子の投入電力・駆動周波数・電気音響変換効率および該
画像診断装置から算出した体表からの焦点深さ・生体組
織の超音波減衰率より焦点位置における超音波強度を算
出する手段と、上記算出された焦点超音波強度に従って
患部への超音波照射時間もしくは照射位置を制御する手
段とを有する。

【００２２】更に、超音波を集束させて体内の腫瘍を治
療する超音波治療装置において、超音波を発生させて体
内の所定の部位に集束させる超音波源と、該超音波源に
よる超音波焦点を移動させる手段と、生体内の２次元も
しくは３次元情報を収集し体内の画像を表示する第１の
ＣＴ装置と、生体内の２次元もしくは３次元の温度依存
パラメータを収集し、表示する第２のＣＴ装置と、上記
二つのＣＴ装置による情報を３次元画像上に重ねて表示
する手段とを有することを特徴とする。

【００２３】また、上記第２のＣＴ装置により収集され
た２次元もしくは３次元の温度依存パラメータの分布よ
り最大温度上昇点の絶対座標及び温度を算出し、その座
標に強力超音波焦点が常に一致するように焦点を移動さ
せるように制御することを特徴とする。

【００２４】

【作用】第１の発明においては、事前に患部付近の３次
元的な構造と、その時間的な変化を画像診断装置によっ
て得て、それぞれの組織固有の音響パラメータ、加温特
性等を入力することで、生体モデルが作成できる。超音
波アプリケータから腫瘍に向けて超音波を照射する際に
通過する経路に含まれる様々な組織による屈折、反射を
計算し、どの位置にどれぐらいの強度の超音波が印加さ
れ、どの程度変性が起きるかを予測することができる。
超音波を透過しないようなものに対してはこの経路に照
射する振動子を停止させ、不要な加熱を防ぐことができ
る。

【００２５】また、強力超音波による腫瘍治療におい
て、血管の存在位置に関する情報をもとに、血管の走行
位置では照射パワーを下げる、治療を避ける等の制御を
行うことで、血管の脱落を防ぎ、得にパワーを下げて照
射時間をのばすことで線維化を促し、血管周囲の腫瘍細
胞も死滅させながら、血管脱落を防ぐことが出来る。

【００２６】更に、腫瘍の３次元的な形状を計測した後
に、治療対象部位において体表より深い位置から強力超
音波を照射することで、狙った焦点位置に十分な発熱が
得られ、かつ、不要な部位での発熱を抑えることが可能
となる。また同時に、熱変性部位後方には、超音波が非
常に届きにくくなることを逆に利用して、まず腫瘍塊の
奥の方をすべて治療することで、それ以降の照射では腫
瘍後方への超音波の影響を気にすることなく治療ができ
る。

【００２７】投入パワー・駆動周波数・焦点超音波強度
等の値によって強力超音波照射時間を制御し、照射近傍
の限局した領域のみを治療可能で、焦点前方への影響を
抑えた安全な超音波治療装置を提供できる。

【００２８】生体内リアルタイムの温度分布を確認しな
がら治療可能となるばかりでなく、最大発熱点に常に強
力超音波焦点を一致させて、より速く、効果的に加熱を
行うことが可能となる。さらに、呼吸移動や体動等によ
る患部の移動にもリアルタイム追従可能となる。

【００２９】

【実施例】以下に本発明の一実施例について図面を参照
して説明する。図１に本実施例の一構成図を示す。本実
施例では、画像診断装置として一例となる磁気共鳴映像
装置（ＭＲＩ）を用いた。

【００３０】図１において、静磁場磁石１は励磁用電源
２により励磁され、被検体３にｚ方向の一様な静磁場を
印加する。勾配磁場コイル４は静磁場磁石内に配置さ
れ、シーケンスコントローラ５によって制御される勾配
磁場コイル４の勾配磁場電源６により駆動され、寝台７
上の患者である被検体３に対して、直交するｘ，ｙ，ｚ
の３方向にそれぞれ磁場強度が直線的に変化する勾配磁
場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。高周波コイル８は送受
信兼用コイルで、勾配磁場コイル４内に配置される。シ
ーケンスコントローラ５による制御下で、送信部９から
の高周波信号がデュプレクサ１０を介して高周波コイル
８に印加され、これにより発生する高周波磁場が、寝台
７上の高周波コイル８の中の被検体３に印加される。高
周波コイル８には、被検体３の画像化すべき領域に均一
な高周波磁場を発生できるもので、例えば鞍型コイル、
分布定数型コイル、あるいはこれらを用いて構成される
クォードラチャ送信コイルが使用される。ただ治療対象
が限定され、さらに高いＳ／Ｎ比が望まれるときには、
送受信、あるいは受信用に表面コイルを用いてもよい。
受信用に表面コイルを使用する場合は一様コイルを送信
用として用いる。

【００３１】高周波コイル８により、被検体３からの磁
気共鳴信号を受信し、デュプレクサ１０を介して受信信
号は受信部１１へ送られる。デュプレクサ１０は、高周
波コイル８を送信と受信に切り替えて使用するためのも
のであり、送信時には送信部９からの高周波信号を高周
波コイル８に伝達し、受信時には高周波コイル８からの
受信信号を受信部１１に導く働きをする。受信信号は検
波と、ローパスフィルタによる帯域制限を受けたあと、
シーケンスコントローラ５による制御下で、データ収集
部１２に送られる。データ収集部１２では、受信信号の
収集と、そのＡ／Ｄ変換を行い、画像再構成用データと
して制御回路１３へ送られる。

【００３２】制御回路１３はコンソール１４により制御
され、受信部１１から入力された画像再構成用データに
ついて２次元フーリエ変換を含む画像再構成処理を行
う。またシーケンスコントローラ５の制御も行う。制御
回路１３により得られた画像データは画像ディスプレイ
１５に供給され、画像が表示される。

【００３３】一方超音波アプリケータ１６には集束超音
波を発生できるピエゾ素子群からなる超音波振動子群が
配置され可撓性の水袋で被検体３に装着される。それぞ
れの素子には、独立した駆動回路群１７と、そのそれぞ
れに位相制御回路群１８が結合されている。駆動回路群
１７は電源１９により強度が決定され、位相制御回路群
１８からのトリガに応じて各ピエゾ素子に電圧パルスを
印加する。電源１９、位相制御回路群１８は、制御回路
１３にてコントロールされる。超音波振動子を用いて、
超音波を送信する際に各素子の位相を制御することでそ
の焦点の位置を３次元的に電子的に移動できることはよ
く知られている（Ｕ．Ｓ．Ｐ．４，５２６，１６８号公
報参照）。これにより焦点を治療部位に合わせるよう遅
延パルスを発生させることでアプリケータを移動するこ
となく治療部位を順に治療していくことが可能となる。

【００３４】ここでは焦点移動を電子制御としたが、機
械的に動かしても構わない。次に、シミュレーションを
含んだ治療について説明する。まず、事前検査として、
被検体３の患部腫瘍、及び患部周辺の状況の位置の検出
を行う。例えば図２に示すように、患部２３の大きさ・
形状・性質、および他の内蔵２２・骨２１・血管・神経
等の周囲状況の時間変化（図２（ａ）から（ｃ）にかけ
て時間的に変化している画像を示す）を、ＭＲＩやＸ−
ＣＴ等の画像診断装置を用いて３次元的、高速に撮像
し、各組織を判別し、それぞれの抽出を行い、画像を図
１のメモリ３２８に記憶させる。特に呼吸移動等周期的
な動きに関しては１周期以上の画像を取得する。その際
の空間分解能は腫瘍と他組織の判別が可能な程度は必要
で、時間分解能は呼吸周期に対して十分な細かさ（例え
ば１秒以下）が必要である。

【００３５】次に、上記のＭＲＩ画像やＸ−ＣＴ画像に
各臓器や骨等の組織の物理特性値（例えば加温に対する
温度上昇特性、音響インピーダンスなど）のデータをコ
ンソール１４より入力し、時間変化を含んだ３次元的な
疑似生体モデルを作成する。これを表示するときは、そ
れぞれの組織は独立に表示することができ、これらを重
ねて表示することもできる。これらの選択はコンソール
から入力することで行える。表示手段は３次元を２次元
に投影して平面のディスプレイに表示ていもよいが、こ
の場合はその向きや大きさをコンソールから自由に設定
できる。あるいはホログラフィを用いて立体表示した
り、空間走査型立体表示ディスプレイを用いて実際に３
次元で表示してもよい。

【００３６】次にこれに対して、超音波アプリケータ１
６の一構成であるカップリグ液２４の入った水袋２０の
装着位置を決める。例えば腫瘍の領域（患部２３）が図
３斜線部のように呼吸により周期的に移動しているとす
ると、このそれぞれの時間での患部２３に対して、最も
骨２１や臓器２２等の障害物がないように照射できる位
置を画像から探せばよい。

【００３７】そして次にこの状態で治療できる領域を計
算する。各組織間の音響インピーダンスの違いから起こ
る屈折、反射を計算し、腫瘍領域の各々の位置に対して
超音波アプリケータからの超音波の照射経路をシミュレ
ートし、このとき骨や管腔臓器、肺野等超音波の障害物
が経路に存在するときは、障害物にぶつかる超音波を発
生する振動子は駆動を停止し、反射面での不要な加熱を
防止し、それ以外の振動子を駆動して焦点領域で一定の
エネルギーを印加できるよう電源を制御し駆動パワーを
制御するように駆動条件を決める。例えば図４のように
患部２３と超音波アプリケータ１６と障害物２５が存在
するとき、矢印で示したように経路が計算され、超音波
アプリケータの斜線部のみを駆動することで、障害物へ
の照射を防いでいる。電源側のパワーには限界があるの
と、位相制御による焦点移動の焦点のパワーの高い領域
はアプリケータの幾何焦点まわりのある程度に限られて
いるので、この条件と振動子の選択結果から治療できる
領域は決定できる。

【００３８】次に実際の治療時には、まず得られた３次
元静止画像から操作者（医者）により治療領域、治療順
序など治療プロトコルが決定される。このとき装置側か
らの治療順序に対する条件、例えば治療はアプリケータ
から見て遠い領域から行う（変性領域の奥には超音波は
届かない）というような条件も満たすよう決定される。
次にこのプロトコルに従い、順に焦点を移動させながら
治療を行う。そのときの治療対象とその周辺の位置関係
は照射直前に得られた画像から呼吸移動のどの位相にあ
るかを判定し、この位相の照射条件で照射を行う。ある
いは呼吸モニタを用い、画像と呼吸モニタの出力を予め
対応づけて得ておくと、治療時には呼吸モニタの出力を
観測することで呼吸のどの位相にあるかを判定できる。

【００３９】このときのフローチャートを図５に示した
呼吸モニタを使用した場合と、図６に示したＭＲＩ画像
より位相検出を行う場合とに分けて説明する。またこの
ような疑似生体モデルを用いることにより、位相制御に
よる疑似焦点の、組織間の屈折、反射などによるズレを
シミュレートすることができる。ズレの大きい場合に
は、各位相制御回路の位相を微調整し焦点が設定焦点に
合うようにコントロールする。またズレによる焦点圧力
の低下が起きている場合には十分な治療効果が得られる
ように電源のパワーをコントロールする。

【００４０】以上は、シミュレーションでアプリケータ
からみた照射経路を評価したが、予め設定した治療順序
（焦点位置の設定）をもとに、各焦点に対する最適照射
条件を順次決定してもよい。この場合、一連の治療操作
を時間的に順次シミュレートできるので、アニメーショ
ンで表示すると治療を仮想的に実行することができ、治
療手順の安全性再確認や、治療効果の予測が可能で、ま
た治療の流れが一目で捉えられるので患者に対してこれ
を示しインフォームコンセントをとることもできて有効
である。

【００４１】具体的な手順としては、簡単に言うとまず
治療順序をきめ、その時設定した各焦点に対して、呼吸
の各フェーズでの照射条件を前述と同様に照射経路を計
算することで（この場合は治療対象は患部全体でなく一
点であるが）決定する。そのなかで最適な（なるべくた
くさんの振動子を使用できる、あるいは経路に障害物や
照射すると危険な領域をなるべく含まない）フェーズを
決定する。

【００４２】この作業を各焦点について行う。そして治
療時には決められた順で焦点を設定して、それぞれ最適
なフェーズが来たときに照射を行う。詳細な手順として
は、図５に示した通り、ＭＲＩやＭＲＡ等を用いて３次
元の時間的に連続した画像を複数枚撮像する（ステップ
７００）。この撮像された画像は、シミュレーション処
理と治療計画処理に入力される。シミュレーション処理
では、まずこれらの画像が各臓器、組織を抽出する（ス
テップ７０１）。そして、これらの情報に基づいて骨，
血管，神経，各臓器モデルを作成する（ステップ７０
２）。これらのモデルに生体特性値をあてはめるために
これらの値を入力する（ステップ７０３）。そして、ア
プリケータの位置を決め（ステップ７０４）、呼吸の各
フェーズの治療可能領域を計算して（ステップ７０
５）、この結果を呼吸モニター処理の方に出力する。

【００４３】一方治療計画の方では、Ｎ個の焦点を設定
して治療プロトコルを決定する（ステップ７０７）。ま
ず、治療にあたっては、Ｎ個の焦点の内１番目の情報を
セットする（ステップ７０８）。そして、呼吸モニター
として位相を検出し（ステップ７０６）、シミュレーシ
ョン画像を参照しながら１番目の焦点を設定する（ステ
ップ７０９）。次に、１番目の焦点にあうように焦点調
整を行う（ステップ７１０）。そして、この焦点に超音
波を照射する（ステップ７１１）。次に、１番目という
情報を順次セットアップさせ（ステップ７１２）、Ｎ番
目の焦点になるまで継続して超音波を照射して治療を終
了させる。

【００４４】ＭＲＩ画像により位相検出を行う場合のフ
ローチャートは図６のようになる。図５では位相検出に
呼吸モニターを利用したのに対し、図６ではＭＲＩ連続
画像（ステップ７１４）が入っている点だけが図５と異
っている。

【００４５】また、治療手順がすべて決められた後で、
治療順序に従い治療を仮想的に実行して、治療効果（変
性領域）を合成する。そして治療漏れや、誤照射、不要
な加熱などがないかチェックすることができる。

【００４６】ここでは一回の治療エネルギーの照射時間
は呼吸周期に対し十分短いとしているが、パワーを下げ
て照射時間を長く設定する場合には、腫瘍内部の設定焦
点に対し照射中はいつも同じ点を照射していると効率よ
く照射できるので、疑似生体モデルの時間変化画像をも
とに呼吸移動に合わせた焦点移動のために位相を呼吸移
動に合わせて変化させるように設定する。そのときの照
射経路も前述と同様に障害物は避けるように設定する。

【００４７】ここまでは障害物としては事前の検査で得
られるものを対象としたが、実際治療時には腸管ガスな
ど治療時に突然現れるものも考えられる。このようなも
のに対しては治療に入る前、あるいは照射直前に画像を
取得し、このような領域を経路が避けるように再度設定
し直す。

【００４８】治療の前に改めて画像を取り直した場合に
は取り直した画像を用いてもう一度シミュレーションを
行うか、あるいは変化分のみを事前に行ったシミュレー
ションに付加すればよい。

【００４９】実際の治療中、照射直前に画像を得る場合
には、その画像から疑似生体モデルを作成しなおし、予
定照射経路を計算しなおす。そして事前のシミュレーシ
ョン時に設定した焦点とのズレを補正し、新たに経路に
含まれた腸管ガスなどの障害物に超音波を当てないよう
に振動子を選択し直す。

【００５０】このような補正を行うためには、事前の治
療シミュレーション時に得た疑似生体モデルの３次元画
像と、直前に得られた画像との対応を取る必要がある。
そのためには、治療に入る前に画像を取得し、これがシ
ミュレーションの画像と一致するよう被検体の位置，体
位，アプリケータの位置，角度等を調整する。最も一致
の良い状態で被検体を固定することでそこからのずれを
低減できる。

【００５１】それでも治療中に体動等により多少のずれ
が発生する恐れがあるので、常に直前に得た画像とその
呼吸フェーズにあったシミュレーション画像を比較し、
その残差を計算しておく。例えばその値の合計がある値
以上の時には、治療を停止し、シミュレーション側の画
像を最もズレの少なくなるよう座標変換を行い、そのと
きのアプリケータからの照射経路をもう一度計算し直
す。あるいは被検体とアプリケータの位置を調整し直
す。

【００５２】このような被検体の位置調整の手段とし
て、寝台の位置、角度を外部から調整できる手段を用い
ることで、その都度ガントリから被検体を出して調整す
る手間とその移動自体によるズレの低減が図れる。

【００５３】上述した方法を具体化した手順が図７に示
されている。まず、ＭＲＩとＭＲＡで３次元の時間的連
続画像を撮像する（ステップ８００）。これらの撮像さ
れた画像は、疑似生体モデル特性処理のステップと治療
計画のステップに出力される。疑似生体モデル作成処理
のステップでは、各臓器と組織抽出を行う（ステップ８
０１）。次に、この情報に基づいて骨や血管や神経，各
臓器モデルを作成する（ステップ８０２）。そして、こ
のモデルに生体特性値を入力する（ステップ８０３）。
これらの情報に基づいてアプリケータの位置を決定する
（ステップ８０４）。この決定された情報は、治療計画
のステップと治療時のステップにおくられる。治療計画
のステップへの情報は、もし治療中に被検体のずれが発
生しても被検体とアプリケータとの位置を調整したり、
治療を停止させるために使われる。 一方治療計画のス
テップの方では、まず、Ｎ個分の焦点を設定して治療プ
ロトコルを決定する（ステップ８０５）。次にｎを１に
セットする（ステップ８０６）。そして、まず１番目の
焦点を設定して（ステップ８０７）、駆動電圧や駆動振
動子等を決定するための呼吸の各フェーズの治療可能経
路を計算して求める（ステップ８０８）。次にｎを１セ
ットアップ（ステップ８０９）、ｎ番目の焦点までの治
療可能経路を計算させ（ステップ８１０）、これが終了
すれば治療時のステップへと移る。治療時のステップで
は、疑似生体モデル作成のステップを受けてＭＲＩの連
続画像を撮像して位相検出を行い（ステップ８１１）、
ｎ番目の焦点設定のステップに出力する。一方、治療計
画のステップを受けて、まずｎを１にセットする（ステ
ップ８１２）。そして、まず最初に１番目の焦点を設定
する（ステップ８１３）。この１番目の焦点設定に伴
い、この焦点に調整を行う（ステップ８１４）。この調
整が終れば超音波を照射する（ステップ８１５）。そし
て、ｎを１セットアップさせて（ステップ８１６）順次
ｎ番目の焦点まで超音波の照射を行う（ステップ８１
７）。

【００５４】ここでは、生体モデルをコンピュータグラ
フィックとしたが、これは、実際に水や寒天等、物理的
特性が生体組織に近い物質で、実際に作製したものでも
よい。

【００５５】また、ここでは超音波による腫瘍治療につ
いて述べたが、超音波を用いた結石破砕装置に対しても
同様に用いることができる。例えば、超音波の経路に肺
野が含まれることも多く、これらを含まないように振動
子を選択することで肺野での余分な加熱を防ぐことがで
きる。

【００５６】またここでは画像モニタにはＭＲＩ、Ｘ−
ＣＴなど主にガントリタイプを使用したが、従来の結石
破砕装置のように、インナータイプの超音波プローブを
使用、または併用することも考えられる。またＣＴでな
く通常のＸ線画像を用いることも考えられる。このよう
な場合、画像用超音波、あるいはＸ線の経路に骨などの
障害物が存在するとその後方を画像化することができな
くなる。よって治療用超音波のと同様にこれらの経路を
シミュレートしておくことで、障害物の影響を受けな
い、あるいは受けにくいところに超音波プローブを配置
したり、Ｘ線を照射できる。

【００５７】次に、第２の発明について説明する。第２
の発明における装置の構成は、図１と同じである。血管
像取得手段としてはＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）を
用いる。撮像手段としてはTime of Flight, Phase Cont
rast, MTC を利用したもの等がありどれを用いても構わ
ない。

【００５８】治療時には、まず治療計画を立てるため、
同じ画像化領域で磁気共鳴画像、及び磁気共鳴血管画像
を撮像し、この画像から治療対象を抽出し、そこに含ま
れる血管の画像を取得する。例えば図８のように３次元
的な画像化領域２２１を表示し、その内部に患部２３、
血管部２２３を重ねて表示する。そして図９に示すよう
に、患部２３をまんべんなく治療できるように治療用集
束超音波の焦点２２４の位置を設定し、それぞれの設定
焦点について、治療領域（斜線部）が血管に重なる場合
には血管の脱落を起こさないように照射パワーを下げ、
血管周囲の腫瘍細胞については線維化を起こさせるよう
な照射を行う。例えば図１０のように照射位置Ａ，Ｂ，
Ｃ，Ｄを設定した場合、Ａのように血管部２２３から離
れている場合にはパワーを上げて非血管部の治療効果を
上げ、血管部２２３付近では線維化を起こさせるように
設定する。そして全体としては線維化以上の十分な治療
ができ、さらに血管部での脱落を防ぐように各焦点のパ
ワーを調整する。

【００５９】具体的な治療手順としては、まず図１１の
ような流れがある。まず照射条件を決定する際に照射条
件に基づく温度分布を理論的に計算するか、もしくは実
験的に得られた照射条件に対する温度分布をメモリに保
存しておいて、それを照射条件に応じて呼び出すこと
で、その近傍の血管組織の温度を得て、その血管に脱落
を起こさせない範囲に照射パワーを上げるように条件を
決定する。そして腫瘍組織はすべて治療されるよう各設
定焦点ごとの照射条件を決めていく。この際、焦点位置
と照射パワー両方を変化させて血管に多大なパワーが加
わらないように最適化してもよい。そしてそのように決
められた計画に従いながら実験の治療を遂行していく。
ＭＲＩにおいては拡散やプロトン化学シフト等のパラメ
ータの温度依存性を用いると非侵襲な体内温度分布計測
が可能である（特開昭５９−１９６４３１号公報、特開
昭６２−８１５３８号公報、特開昭６１−８０４０号公
報）ので、治療の際にこれをリアルタイムで行い、加熱
時の温度分布を測定し、血管部が加熱されすぎないよう
にモニタすることにより、血管の脱落を防ぐことも出来
る。

【００６０】まず、治療対象付近のＭＲＩ画像を取得す
る（ステップ９００）。このＭＲＩ画像により腫瘍を抽
出する（ステップ９０１）。次にＭＲＡにより腫瘍内血
管を抽出する（ステップ９０２）。これらの情報により
照射位置を設定し（ステップ９０３）治療計画が終了し
た時は治療のステップへ移る。計画が終了していない時
は治療領域に血管が含まれているか否か判断させ（ステ
ップ９０５）血管があれば、照射時間を長くしてパワー
レベルを低げる（ステップ９０６）。血管が含まれてい
なければ、照射時間を短くしてパワーレベルを高くする
（ステップ９０７）。計画が終了すれば、照射位置を設
定し（ステップ９０８）照射を行う（ステップ９０
９）。

【００６１】またはこのようなＭＲＩによる温度計測手
順を用いた場合、図１２に示したように照射条件までの
細かい治療計画は立てずに、腫瘍部に照射部位を設定
し、照射を開始し、リアルタイムに温度分布を得なが
ら、その中の血管部の温度がある設定されたしきい値を
越えない範囲でパワーを上げていき、しきい値を越えた
ところでその照射部位についての照射を終了し、別の照
射部位に焦点を調整し、同様に治療を繰り返し、治療予
定範囲を治療していってもよい。

【００６２】図１２の手順を以下に説明する。まず治療
対象付近のＭＲＩ画像を取得する（ステップ９１０）。
次に取得されたＭＲＩ画像より腫瘍を抽出する（ステッ
プ９１１）。次にＭＲＡにより腫瘍内血管を抽出する
（ステップ９１２）。これらの情報に基づいて照射位置
を設定し（ステップ９１３）、治療を継続するか判断さ
せ（ステップ９１４）治療を終了させないのであれば、
超音波を照射させ（ステップ９１５）、ＭＲＩを用いて
温度計測を行う（ステップ９１６）。測定の結果、血管
部の温度とある所定のしきい値とを比較する（ステップ
９１７）。しきい値の方が血管部の温度よりも大きけれ
ば、パワーを上昇させ（ステップ９１９）反対であれ
ば、照射を終了させる（ステップ９１８）。

【００６３】特に主要な太い血管については治療計画の
際、避けて照射するように設定しても良い。実際の治療
時には、通常の磁気共鳴画像を連続的に得ておいて、ア
ンギオグラフィによる血管画像はその磁気共鳴画像との
相対位置関係を治療計画時に得ておけば、連続撮像され
た像に重ねて表示することで、動きなどによる位置ズレ
は補正することが出来る。ただ磁気共鳴血管像の撮像を
リアルタイムに行うことができれば、治療前に順次治療
領域の血管を確認しつつ治療エネルギーの照射が可能と
なる。

【００６４】またＧｄ−ＤＴＰＡを用いパーフュージョ
ン（灌流）の画像を得ることによって毛細血管の血流を
画像化することもできるので、同様に特に毛細血管の集
まっているところには照射パワーを下げるようコントロ
ールすることで大出血を避けられる。

【００６５】現在の腫瘍治療においても、腫瘍への栄養
の供給を栄養血管を塞栓することで断ち、腫瘍部を壊死
させる治療法がある。血管からの大出血を防ぐという意
味では、治療前に腫瘍部への栄養血管の血管塞栓をし
て、出血を防ぎつつ加熱治療を行うことで、さらに安全
性を高めることができる。

【００６６】以上説明した中で、血管造影は３次元的に
血管位置の把握できるものであればＸ線アンギオでも、
超音波によるものでも構わない。また治療計画、及びモ
ニタリングのための画像診断装置としては、Ｘ線ＣＴで
も、超音波でも、またこれらおよびＭＲＩの組み合わせ
でも構わない。また治療手段としては、体内の治療部に
集約的にエネルギーを供給するような治療装置であれば
良く、放射線治療でも、光ファイバー組織内穿刺のレー
ザー加熱治療でも構わない。

【００６７】次に、第３の発明に関する実施例を図面に
基づいて説明する。図１３は本発明の一実施例の構成を
示すブロック図である。治療用超音波を照射する１つま
たは複数のピエゾ素子群３５は水袋２０を介して患者３
にカップリングしている。ピエゾ素子群３５は駆動回路
群１７により駆動され、水袋中のカップリング液２４を
介して患者体内の患部２３内に強力超音波の焦点２２４
を形成する。

【００６８】治療中の状態及びピエゾ素子と患者との位
置関係はピエゾ素子の幾何学的焦点を通過する面の断層
像が得られるようにアプリケータに固定された超音波プ
ローブ３６からの信号を超音波診断装置３７によって画
像ディスプレイ１５に表示することでモニタする。

【００６９】次に位置決め・治療計画用のＣＴ部につい
て説明する。本実施例ではＭＲＩを使用する。患者３は
電動テーブル３１０部に仰臥位にセットされ、静磁場磁
石１と勾配磁場コイル４及び高周波コイル８が内蔵され
ている撮像用のガントリ内に送り込まれる。電動テーブ
ル３１０の移動は制御回路１３のコントロールによって
テーブル移動装置３１１が行う。次に制御回路１３は勾
配磁場電源６、送受信回路３１６をコンソール１４より
指示した所定のシーケンス（例えばＴ２強調撮像法）に
より起動し、患者３体内のマルチプレーンの画像情報
を、メモリ内に記憶する。この３次元情報は制御回路１
３により画像ディスプレイ１５上に疑似３次元表示さ
れ、ここで操作者が患部２３を含む体内の画像を見なが
ら、コンソール１４より治療計画を入力する。ここで、
治療計画とは焦点２２４での超音波の照射強度・照射時
間・インターバルなどのことである。そして治療開始を
コンソール１４より指示すると、制御回路１３がメカニ
カルアーム３１８を制御し、治療位置まで治療ヘッドを
移動させる。この時、強力超音波の焦点２２４の位置
は、メカニカルアーム３１８の各所に取り付けられたポ
テンシオメータ等から構成されるアプリケータ位置検出
装置３１９からの信号と、予め計測しておいたＭＲＩ装
置とメカニカルアーム３１８との取り付け位置情報より
制御回路１３が計算し、画像ディスプレイ１５のＭＲＩ
画像上に表示する。この表示は焦点だけに限らず、予想
される発熱領域（例えば、周波数・投入電力・超音波焦
点の深さ等により算出される７０℃以上の発熱領域）の
表示を行うこともできる。

【００７０】ここで、本発明における腫瘍組織への超音
波照射制御法の詳細に付いて述べる。図１４は本照射制
御法の照射手順（画面上での照射順序）の一例である。
我々は既に、超音波加熱により熱変性した部位が正常組
織に比べて超音波の減衰・散乱が大きくなることを実験
的に確認している。このため、熱変性部位が既に存在し
ている場合にその部位よりも深い位置の腫瘍細胞を加熱
治療することは、 (1) 熱変性部位での超音波の遮蔽により、それより深い
位置に十分なエネルギーが届かない (2) 既にある熱変性部位での超音波減衰が大きいため
に、その前方の組織で発熱・熱変性を起こしてしまい、
予期しない副作用につながる恐れがある 等の理由により、臨床上好ましくない。このような現象
が起こるのを防ぐには、腫瘍の空間的分布を予め画像上
で測定した後に、超音波入射方向に対して最も深い位置
から順に浅い位置へと治療を進めていくのがよいと考え
られる。この図では、ピエゾ素子群３５の中心軸に対し
て垂直な方向に患部をスライスし、図中の深いスライス
側から順に矢印の方（＝体表方向）に向かって治療を進
めていくように、制御回路１３により位相制御回路群１
８を制御し、駆動回路群１７を遅延駆動する。同一スラ
イス内での照射順序に関しては、特開平０４−０４３６
０３号公報に記載のようにキャビテーションの影響を受
けにくくするため、離れたボクセル３２３から順に照射
するような手法を取ることが出来る。

【００７１】また、図１５は本照射制御法の照射手順の
別の一例である。（ａ）はＣＴ画像上での例、（ｂ）は
超音波画像上での例である。この例では、腫瘍の超音波
入射方向の反対側にあるボクセル３２３からまず順に照
射していくことで、安全かつ確実な治療を実現する。更
に、予め腫瘍の奥の方から殻状に熱変性を実現しておく
ことで、以降は腫瘍の奥の正常組織へは超音波が届きに
くくなり、正常組織への副作用を抑えることが可能であ
る。

【００７２】このような治療法は超音波Ｂモード等の２
次元画面上においても可能である。上記実施例では、Ｍ
ＲＩ装置とメカニカルアームとの初期の取り付け位置情
報を予め計測しておき、その情報を元に画像と強力超音
波焦点との位置関係を計算したが、３次元画像内にピエ
ゾ素子群３５も同時に取得することで、画像上からピエ
ゾ素子群３５の幾何学的位置情報を算出し、この値と各
素子に与えられた時間遅延値とから焦点位置を算出して
３次元画像上に重ねて表示することも可能である。この
時、ピエゾ素子群３５に与える遅延の基点（基準）とな
る位置にアプリケータ基点マーカ３２２を付けておくこ
とでアプリケータの向きを画像上より容易に判別でき、
焦点位置の算出が簡便に行える。この場合には、アプリ
ケータ位置検出装置３１９は不要であり、メカニカルア
ームも治療ヘッド（＝ピエゾ素子群３５＋水袋２０＋超
音波プローブ３６）の保持だけで十分となるため、より
自由な操作か可能になる。

【００７３】上記実施例では表示及び治療ポイントの指
示を疑似３次元画像上でコンソールから入力を行うこと
で行ったが、ヴァーチュアル・リアリティを利用した仮
想３次元空間上での３Ｄマウス等による入力により行う
ことも可能である。さらには、正常組織部と腫瘍組織部
との信号強度の差より、腫瘍組織を輪郭抽出し自動的に
治療領域の分割を行うこともできる。

【００７４】次に、図１６に第４の発明に関する実施例
の構成を表すブロック図を示す。以下、本発明の実施例
を図面に基づいて説明する。治療用超音波を照射する１
つまたは複数のピエゾ素子群３５は水袋２０を介して患
者３体表にカップリングしている。ピエゾ素子群３５は
駆動回路群１７により駆動され、水袋中のカップリング
液を介して患者体内の患部２３内に強力超音波の焦点２
２４を形成する。

【００７５】本実施例での治療中の状態及びピエゾ素子
と患者との位置関係はピエゾ素子の幾何学的焦点を通過
する面の断層像が得られるようにアプリケータに固定さ
れた超音波プローブ３６からの信号を超音波診断装置３
７によって画像ディスプレイ１５に表示することでモニ
タしている。また、画像上に超音波焦点・超音波通過経
路・マーカー等はＤＳＣ３２６を通じて重畳させて表示
する。

【００７６】次に、焦点超音波強度の制御方法について
説明する。媒体を伝搬する超音波はその媒体の減衰によ
って圧力・強度が低下していく。一般に減衰は超音波の
周波数及び媒体中での超音波の伝搬距離に比例する事が
知られている。水中での減衰はほとんど無視できるが生
体中での減衰は無視できないので、患部２３が体表より
深くなるほど、また、ピエゾ素子より発生される超音波
の周波数が高いほど減衰は大きくなり、超音波強度が低
下していく。更に、ピエゾ素子群３５の駆動タイミング
を制御して焦点位置を電子走査させる場合には、駆動電
圧一定では焦点を結ぶ位置によって超音波の強度が変わ
ってしまう。

【００７７】本例では、画像ディスプレイ１５上でライ
トペン３２９等の補助入力装置を使用して体表位置及び
患部２３をマークし、この間の距離をメモリ３２８上の
ドット数との対応から制御回路１３にて算出する。ま
た、位相制御回路群１８を介して焦点位置を制御する際
に、制御回路１３により各素子に与えられたディレイ値
を使用して伝搬距離による減衰を算出する。減衰は治療
部位によって異なるため、予め部位に応じた適当な値を
メモリ３２８内にテーブルとして持っておく。その選択
は例えば治療部位選択スイッチを画面上に表示してお
き、ライトペン３２９等で選択することで行う（図１
７）。これらの値と駆動周波数により、制御回路１３で
電源１９の投入電力に対する焦点強度曲線を算出してこ
の値をメモリ３２８に記憶し、これに従って焦点での超
音波強度が常に設定した値になるよう制御する。

【００７８】上記実施例では、駆動電圧を制御して焦点
での超音波強度を一定にするようにしていたが、超音波
強度・周波数・減衰・熱伝導に対する焦点での時間−温
度上昇曲線を算出し、駆動時間を制御することで温度上
昇を制御することも可能である。

【００７９】但し、この温度上昇は、予めメモリ３２８
に記憶していた値を使用することも可能である。また我
々の実験では、長時間の照射で焦点前方に発熱領域が広
がり、熱変性部位が拡大するような現象が観察された
が、これに対応するために焦点強度に対する最大照射可
能時間（安全照射時間＝ある超音波強度において焦点領
域のみを変性させ得る照射時間）をメモリ内に記憶して
おき、この値に従って制御回路１３により駆動用トリガ
パルス発生装置３２５の駆動時間を制御し、安全な治療
を確保する。

【００８０】更に駆動電力によっては、ある基準時間内
に例えば５０℃の温度上昇を得られないような場合もあ
ると考えられるので、このような場合には所定の照射時
間内に最大何度の温度上昇を得られるかを画像ディスプ
レイ１５に表示し、焦点強度不足等のの警告を出す（表
示・鳴音等）・照射をできないよう制御回路１３により
トリガパルスの発生をdisable にさせる等の処理を行
う。

【００８１】上記実施例では、ライトペン等によって体
表及び患部等を指示し深さ等を求めていたが、水袋内の
水と体表面（＝膜の位置）以降では信号強度が異なるの
で、画像メモリ上で体表のハイエコー部分を抽出し、焦
点までの深さを自動的に算出することも可能である。

【００８２】次に、第５の発明に関する実施例を図１３
に基づいて説明する。一方、従来よりハイパーサーミア
等の分野では生体内部の温度分布を非侵襲に計測する手
法の開発が強く望まれており、超音波やマイクロ波、Ｘ
線等を使用した生体深部の温度計測法が報告されてい
る。

【００８３】近年、ＭＲＩの分野でもＮＭＲ信号の温度
依存パラメータを用いた温度分布計測の試みが広くなさ
れている。中でも水素結合したＯＨ基の化学シフトに温
度依存性があることに注目し、生体内の温度分布を高速
・高精度に測定する手法についても報告されている。以
下、生体内の温度分布測定を利用した患部への焦点自動
追尾の手法に関して説明する（ここでは、ＭＲＩによる
温度分布測定を例にとって説明する）。

【００８４】焦点自動追尾の制御法の詳細を図１８に示
す。まず、腫瘍を高精細かつコントラスト良く抽出する
ためにＴ２強調画像取得用のシーケンスＳ１にて勾配磁
場用電源６及び送受信回路３１６を起動し、患者体内の
３次元情報Ｄ０をメモリ３２８上に記憶し、同時に画像
ディスプレイ１５上に表示する。そして体内温度分布測
定用シーケンスＳ２を起動して、強力超音波照射前の３
次元温度分布Ｄ１を測定し、同様にメモリ上に記憶す
る。ここで各シーケンスはメモリ３２８上に記憶された
シーケンスデータＳ１，Ｓ２，Ｓ３…をシーケンスコン
トローラ５が読み出して起動される。次に、制御回路１
３からの信号により駆動回路１７を低出力で駆動して、
患者体内を４５℃以下の短時間の照射では生体に影響を
及ぼさない程度の音響出力で温め、３次元温度分布Ｄ２
を取得する。そしてＤ２とＤ１の差を取りＤ０に重ねて
表示することで温度が上昇した位置、すなわち焦点位置
が３次元画像Ｄ０上のどの位置に一致しているのかを正
確に知ることができる（焦点位置合わせモード）。これ
により、腫瘍部分に的確に焦点を一致させて、安全な治
療を行うことが可能となる。

【００８５】このように温度上昇点を測定することによ
って、現在の超音波照射ポイントを知ることができるこ
とを利用し、強力超音波照射中にリアルタイムに温度上
昇点を追跡することで、強力超音波焦点を患部に追従さ
せることが可能になる。本焦点追従シーケンスを図１９
に示す。まず、図１９（ａ）はショートバースト照射方
式によるシーケンスであり、上述の焦点位置合わせモー
ドに従って患部２３に焦点を合わせた後に、強力超音波
のバースト照射を開始する。１回のショートバースト照
射が終わり、次のショートバースト照射が始まる直前に
また温度上昇分布Ｄ３を取得する。このＤ３のデータよ
り最大の温度上昇点の座標を算出する。もしくは、温度
上昇分布の重心位置を焦点座標としても良い。そして、
Ｄ２より求めた焦点位置の最初の座標からＤ３より求め
た座標（＝次のショートバーストをかける位置）のズレ
を算出して、制御回路１３によってピエゾ素子群３５を
駆動する駆動位相を計算し、位相制御回路群１８に位相
情報を送る。駆動回路１３は位相制御回路群１８より送
られた位相情報に従ってピエゾ素子群３５を駆動する。
同様にして、各照射の直前に温度上昇分布Ｄ４，Ｄ５，
Ｄ６…を取得し、これらの値に従って常に最大の温度上
昇位置に強力超音波焦点を一致させるように制御するこ
とで、呼吸移動等で移動する患部に常に焦点を一致させ
続けることが可能となる。これにより、焦点がずれるこ
とで十分な温度上昇が得られなかったり、狙っていない
部位に傷害を及ぼしたりといったことを避けることがで
きる。

【００８６】上記実施例ではショートバースト照射を行
いながら焦点位置を患部に一致させる方式だったが、図
１９（ｂ）のように連続照射しながらの焦点移動・追従
制御も可能である。またこの際、設定した時間間隔ごと
に取得した温度上昇分布Ｄ２，Ｄ３，Ｄ４…より温度上
昇の最大点を計測し、画像データより算出した最大点に
常に焦点が一致するように制御する。

【００８７】また、上記の方法では焦点移動制御は離散
的になるが、例えばＤ２，Ｄ３の２つの値からＤ３〜Ｄ
４間の値を補間して、連続的に焦点移動制御を行った
り、３点の値を使用して次の点までの焦点移動経路をよ
り正確に予測・補間して追従制御を行うことも可能であ
る。

【００８８】上記実施例では温度上昇分布の測定につい
てしか述べなかったが、同時に画像データも取得し表示
を行うことで更に正確な治療が可能になる。また、温度
分布の測定にはＮＭＲパラメータを用いたが、これに限
らず例えば超音波画像上の音速の変化や、Ｘ線ＣＴ画像
上の組織ＣＴ値の温度変化を利用することも可能であ
る。

【００８９】以上の治療過程は図２０に示すように画像
ディスプレイ１５上に画像データ及び温度上昇データと
共に表示され、かつ、最大温度上昇点の温度変化も同時
にモニタされる。そして、例えばピークの温度上昇が７
０℃以上に達したときに強力超音波の照射を停止し、次
の照射ポイントの照射に移行する。

【００９０】上記実施例では、実際に測定した温度分布
に対して焦点を追従させる方法をとったが、シミュレー
ションにより温度上昇分布を算出し、実際の画像上に表
示することも可能である。

【００９１】次に、第６の発明について図２１を用いて
説明する。図２１は、ＭＲＩ装置がないこと、及び超音
波アプリケータ１６内のカップリング液２４の内圧を計
測する圧力センサ５１３が付加されたことを除いて、第
３，４の発明と装置の構成が同じである。

【００９２】治療中、患者３が強烈な痛み、熱等を感じ
たり、その他何らかの原因で、急激に動いた場合、強力
超音波焦点２２４が所定の位置からはずれ、正常組織へ
の誤照射等の危険がある。そこで、水袋２０中のカップ
リング液２４に患者３の動きによる急激な圧力変化が生
じた際は、圧力センサ５１３が感知し、制御回路１３に
情報を送る。制御回路１３は、駆動回路群１７に直接命
令を送り、強力超音波照射を直ちに中止する。

【００９３】また、強度の高い強力超音波照射の場合、
患者３が痛みを感じることがある。この時の患者３の痛
みによる‘反射的な動き’による、カップリング液２４
の圧力変化を圧力センサ５１３が制御回路１３に伝え、
制御回路１３は駆動回路１７に次の照射時の照射強度を
１段階または、数段階、下げるよう指示を出す。

【００９４】患者３は強力超音波照射に慣れるに従い、
強い強度の照射でも痛みを感じなくなる。そこで、制御
回路１３は、低い強度での照射を所定の回数行った後、
照射強度を１段階または、数段階上げるように駆動回路
群１７に指示を出す。ここで再び患者の‘反射的な動
き’を圧力センサ５１３が感知した場合は、照射強度を
１段階下げる。

【００９５】これらの設定は、予めコンソール１４より
入力することができる。ここでは、カップリング液中の
圧力変化を圧力センサを用いて測定することで、患者３
の動きを感知したが、治療中の画像ディスプレイ１５上
の画像の大きな変化を制御回路１３が感知するものでも
よい。この時、治療前に、画像ディスプレイ１５上に体
内のリアルタイムの超音波画像を表示し、制御回路１３
にこの時のの超音波画像上に示されている、治療部位の
位置や定期的な動き（例えば、臓器の呼吸移動）を‘基
本形’として記憶しておく。治療中、患者の急激な動き
により、超音波画像が所定の許容範囲を越えて記憶した
状態と異なった場合、制御回路１３は上記と同様に駆動
回路群１７に照射を停止させる。また、超音波画像の基
本形とリアルタイム像のズレから患者３の痛みによる反
射的な動きを感知し、上記と同様に照射強度をコントロ
ールする。

【００９６】また、痛み、熱感により患者に起きるショ
ックを図示しない脳波または、心電図または、体内電流
等で感知し、強力超音波照射の停止や照射強度のコント
ロールを行ってもよい。

【００９７】また、患者の痛みや、熱感、治療装置の故
障による人体への危険性等が術者に感知されないという
危険を避けるために、患者に術者を呼び出す手段（図示
せず）、あるいは治療装置を緊急停止させる手段を持た
せても良い。

【００９８】本実施例では腫瘍の治療について説明した
が、これは、体内の結石を強力超音波で破砕治療する装
置においても同様に適応できる。次に、第７の発明につ
いて、図２３に従って説明する。

【００９９】同図において、超音波アプリケータ１６
は、通常動作（遅延時間を与えない）の場合の発生超音
波の波面が凹面をなすように全体として球面上に配置し
た圧電素子群３５と、この圧電素子群の中心に挿入配置
されたイメージング用の超音波プローブ３６と、水袋２
０によって構成されている。この超音波アプリケータ１
６は上記水袋２０を介して患者３に当接され、治療対象
に向けて治療用超音波が照射される。

【０１００】圧電素子群３５は、それぞれ別個の駆動回
路群１７に接続されており、それぞれ独立して駆動でき
るようになっている。駆動回路群１７は電源１９及び位
相制御回路群１８に接続されており、電源１９から所定
の電力エネルギが供給され、位相制御回路群１８からの
信号で決定されるタイミングで電力パルスを発生する。
結石サイズ計測手段６１２は、特願平３−１９９６９５
号に記載されているように、結石の破砕治療の進行状況
を監視するものであり、治療前の結石の大きさ及び治療
中後の結石破砕片の大きさ及び広がりを計測し、結果を
制御回路１３に出力する。制御回路１３は、結石サイズ
計測手段６１２からのデータやコンソール１４から入力
された情報をもとに、メモリ３２８を参照しながら電源
１９の出力と位相制御回路群１８の遅延値を決定すると
ともに、超音波画像診断装置３７上に表示されている焦
点マークの大きさを変化させる。これらの制御は治療中
リアルタイムに行うことができるる。メモリ３２８に
は、圧電素子群３５の駆動エネルギと駆動タイミングを
変化させたときの、焦点圧力、焦点サイズ及び焦点エネ
ルギの値の情報があらかじめ記憶されている。

【０１０１】次に、本実施例の動作について、結石破砕
治療を例にとって説明する。いま、患者３内の結石２３
に治療用の強力超音波を照射して破砕治療を行うとす
る。通常、患者が痛みに慣れて痛みを感じなくなるまで
は低いエネルギの超音波を照射し、徐々に超音波のエネ
ルギを増加させていくという治療方法をとるのが一般的
であるので、以上の方法に則って説明を行う。

【０１０２】超音波出力を増加する際、振動子の駆動エ
ネルギを単に直線的に増加していくだけでは、焦点のピ
ーク圧力が不必要に増加し、そのエネルギが有効に破砕
に寄与しない。その様子を図２４に示す。図中、点線は
破砕に必要な圧力の閾値であり、この圧力以上で破砕が
起こることを示している。（Ａ）は投入エネルギが小さ
い場合であり、破砕可能領域は（ａ）で示す範囲内のみ
である。今、駆動電圧を増加すると焦点圧力分布は近似
的に相似形を保ったまま増加し、図２４（Ｂ）に示すよ
うに、破砕に有効な圧力領域は（ｂ）で示す範囲にな
る。通常、結石のサイズは数ｍｍ〜十数ｍｍの間であ
り、（ｂ）は２〜３ｍｍ程度であるので、焦点圧力が大
きい割には投入エネルギに対して破砕が有効に起こらな
いことになる。発明が解決しようとする課題の項でも述
べたように、結石破砕を行うための最低圧力が存在する
（図２４中破線）とともに、破砕量はエネルギに依存す
ることがわかっている。よって、圧力を閾値以上に保ち
ながら焦点サイズを拡大または波形を時間的に長くして
焦点エネルギを増加することにより、投入エネルギに対
して破砕を効率よく行うことができるようになる。本実
施例では、以上の制御を制御回路１３が自動的に行う。
すなわち、照射超音波の駆動エネルギが設定される度
に、結石サイズ計測装置６１２または超音波画像診断装
置３７からの情報を基に焦点サイズが結石サイズ以上に
ならないように注意しながら、メモリ３２８の内容を参
照して、電源１９の出力及び位相制御回路群１８の遅延
値を制御し焦点エネルギ及び焦点ピーク圧力を調整す
る。このとき、超音波診断画面上に表示されている焦点
マークの大きさも焦点サイズに対応して変化させる。な
お、メモリ３２８の内容を参照するかわりに、制御回路
１３が計算しても、またはコンソール１４から情報を入
力しても良い。

【０１０３】焦点圧力及びサイズの制御方法としては、
特願平４−２５３５５３号に記載されているような電子
的に球面精度を低下させ波形のゼロクロス周波数を低く
する方法などを用いれば良い。

【０１０４】本実施例を応用すれば、例えば治療開始直
後に治療用超音波出力が高く設定されていたとしても、
照射直後の超音波エネルギを低くしておき、照射回数が
多くなるに従って超音波エネルギを増加するとともに各
超音波振動子の駆動タイミングを制御して自動的に焦点
サイズを拡大し、かつ焦点圧力を一定にするようなシス
テムを構築できる。

【０１０５】次に、第７の発明に関して、第２の実施例
について説明する。第２の実施例のシステム構成は図２
３と同じであるが、フェーズドアレイを用いた焦点位置
可変型のアプリケータを治療用超音波発生源として使用
する。

【０１０６】フェーズドアレイなどを用いて焦点位置を
幾何学的な中心点から電子的に移動させる場合、移動後
の焦点におけるピーク圧力及び焦点サイズが変化するこ
とが知られている。特に、焦点位置を幾内学的中心点か
らアプリケータ側に移動する場合、焦点圧力が増加し、
焦点サイズが狭くなるような焦点位置が存在する。この
場合、生体損傷に影響を与えるほど圧力が大きくなるこ
とも考えられる。

【０１０７】本実施例では、焦点位置及び投入エネルギ
に対する焦点圧力や焦点サイズの情報をメモリ３２８な
どにあらかじめ記録させておき、制御回路１３がそれら
の情報を基にして焦点位置ごとに適正化された駆動エネ
ルギ情報と遅延情報を出力する。電源１９及び位相制御
回路群１８は制御回路１３からの信号により、適正化さ
れた駆動エネルギ及び遅延パルスを出力する。超音波診
断画面上では、焦点位置及び焦点サイズに対応した位置
及び大きさの焦点マークが表示される。なお、焦点位置
情報、駆動電圧及び遅延値などの情報は、メモリからそ
れらを読み出す代わりに計算により算出しても良い。ま
た、それらの情報はコンソールから随時変更することが
できる。

【０１０８】以上は全て電子的に行われるので、治療中
リアルタイムに焦点エネルギと焦点圧力の制御が可能で
ある。また、特開昭６２−４９８４３号公報に記載され
ているような誤照射防止機能を用いて治療対象と焦点の
一致（不一致）を検出する場合にも、本発明を利用する
ことにより、どの焦点位置においてもその圧力またはサ
イズを一定にすることにより安定した反射信号を得るこ
とができ、誤照射防止機能を焦点移動時にも安定して使
用することができる。

【０１０９】

【発明の効果】以上詳述してきたように、本発明によれ
ば、画像ガイド下超音波治療装置において、事前に得ら
れた画像と、生体特性値を用いたシミュレーションによ
り、事前に照射位置のずれや照射経路を評価でき、正確
で安全確実な治療を行うことができる。

【０１１０】また、画像による治療モニタリングを行う
腫瘍治療装置において、治療エネルギー照射の条件を血
管画像に応じて制御することにより、血管への誤照射を
防ぎ安全確実な治療の行うことのできる治療装置を提供
できる。

【０１１１】次に、腫瘍の３次元的な形状及び治療済み
の熱変性領域に基づいて強力超音波を照射できるので、
狙った焦点位置に十分な発熱が得られ、かつ、不要な部
位での発熱を抑えることが可能となる。更に、焦点近傍
の限局した領域のみを治療可能で、焦点前方への影響を
抑えた安全な超音波治療装置を提供できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 第１，２の発明の実施例の構成図。

【図２】 第１の発明における患部付近の３次元画像の
時間変化を示す模式図。

【図３】 第１の発明における患部に対する超音波アプ
リケータの配置例を示す一模式図。

【図４】 第１の発明において、計算から設定した超音
波アプリケータ駆動方法と超音波経路を示す模式図。

【図５】 第１の発明に関し、アプリケータからの治療
可能領域計算に基づく治療シミュレーションの流れ図
（呼吸モニタを使用した場合）。

【図６】 第１の発明に関し、アプリケータからの治療
可能領域計算に基づく治療シミュレーションの流れ図
（ＭＲＩの実時間像より呼吸位相を検出する場合）。

【図７】 第１の発明に関し、各焦点の最適照射条件を
順次決定する場合の治療シミュレーションの流れ図。

【図８】 第２の発明に関し、治療対象とその内部の血
管像を重ねて表示した治療計画用表示例。

【図９】 第２の発明に関し、治療対象と超音波照射予
定位置を示す模式図。

【図１０】 第２の発明に関し、温度分布と超音波照射
位置を示した図。

【図１１】 第２の発明に関し、治療計画を行いその後
治療を行う治療手順流れ図。

【図１２】 第２の発明に関し、ＭＲＩによる温度分布
測定を用いた治療手順例の流れ図。

【図１３】 第３，５の発明に関する実施例の構成図。

【図１４】 第３の発明に関し、ＣＴ画像上での強力超
音波照射手順を示す図。

【図１５】 第３の発明に関し、ＣＴ画像上及び超音波
画像上での別の照射手順を示した図。

【図１６】 第４の発明に関する実施例の構成図。

【図１７】 第４の発明に関し、断層像上の構成図と体
表位置の設定。

【図１８】 第４の発明に関し、焦点移動制御の詳細
図。

【図１９】 第４の発明に関し、治療シーケンスの例。

【図２０】 第４の発明に関し、治療中のＣＲＴ表示の
例。

【図２１】 第６の発明に関する実施例の構成図。

【図２２】 第６の発明に関する超音波アプリケータの
模式図。

【図２３】 第７の発明に関する実施例の構成図。

【図２４】 第７の発明に関し、焦点圧力の大きさと治
療効果が現れる閾値の関係。

【符号の説明】

１…静磁場磁石 ２…励磁用電源 ３…患者（被検体） ４…勾配磁場コイ
ル ５…シーケンスコントローラ ６…勾配磁場電源 ７…寝台 ８…高周波コイル ９…送信部 １０…デュプレク
サ １１…受信部 １２…データ収集
部 １３…制御回路 １４…コンソール １５…画像ディスプレイ １６…超音波アプ
リケータ １７…駆動回路群 １８…位相制御回
路群 １９…電源（パルス発生用） ２０…水袋 ２１…骨 ２２…臓器 ２３…患部 ２４…カップリン
グ液 ２５…障害物 ３５…ピエゾ素子
群 ３６…超音波プローブ ３７…超音波診断
装置 ２２１…画像化領域 ２２３…血管 ２２４…焦点 ３１０…電動ケー
ブル ３１１…テーブル移動装置 ３１６…送信回路 ３１８…メカニカルアーム ３１９…アプリケ
ータ位置検出装置 ３２２…アプリケータ起点マーカ ３２３…強力超音
波照射ボクセル ３２５…駆動用トリガパルス発生装置 ３２６…デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ） ３２８…画像メモリ ３２９…ライトペ
ン ３３０…治療部位選択スイッチ ５１３…圧力セン
サ ６１２…結石サイズ測定手段 ６１６…超音波出
力設定切り替え手段

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 石橋 義治 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株 式会社東芝研究開発センター内 (72)発明者 柴田 真理子 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株 式会社東芝研究開発センター内 (72)発明者 斉藤 史郎 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株 式会社東芝研究開発センター内 (72)発明者 泉 守 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株 式会社東芝研究開発センター内

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 時間的に連続した被検体の治療部位近傍
   の三次元情報を収集する手段と、 前記三次元情報に基づいて、前記被検体の治療部位近傍
   を模擬的再現させる手段と、 この手段により再現された前記治療部位近傍と超音波照
   射に係わる情報を用いて、前記超音波照射に関する条件
   を求める超音波照射条件設定手段と、 この求められた前記超音波照射に関する条件に基づい
   て、前記被検体の治療部位に前記超音波照射を行う超音
   波照射手段を備えたこと特徴とする超音波治療装置。
2. 【請求項２】 超音波照射条件設定手段は、前記被検体
   の治療部位近傍の三次元情報から得られた血管に係わる
   情報と前記超音波照射に係わる情報を用いて、前記超音
   波照射の条件を求めることを特徴とする請求項１記載の
   超音波治療装置。
3. 【請求項３】 超音波照射条件設定手段は、超音波の照
   射位置や照射時間を前記超音波照射の条件として求める
   ことを特徴とする請求項１記載の超音波治療装置。
4. 【請求項４】 被検体内の治療部位近傍の時間的に連続
   した三次元情報を収集する手段と、 前記三次元情報に基づいて前記被検体の治療部位近傍を
   複数の領域に分割する手段と、 この分割された複数の領域に対して優先度を設定する手
   段と、 超音波を任意の焦点に集束させる超音波発生手段と、 前記超音波発生手段から前記優先度に応じて前記分割さ
   れた各領域に順次前記超音波の焦点が集束するように制
   御する制御手段を備えたことを特徴とする超音波治療装
   置。