JPH0884740A

JPH0884740A - 治療装置

Info

Publication number: JPH0884740A
Application number: JP6246843A
Authority: JP
Inventors: Takuji Suzuki; 琢治鈴木; Katsuhiko Fujimoto; 克彦藤本; Yoshiharu Ishibashi; 義治石橋; Mariko Shibata; 真理子柴田; Satoshi Aida; 聡相田; Kazuya Okamoto; 和也岡本
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1994-09-16
Filing date: 1994-09-16
Publication date: 1996-04-02

Abstract

(57)【要約】【目的】予期しない部位への超音波照射による副作用
を抑制して治療対象部位に十分な熱変性を起こさせるこ
とができる安全・確実な治療装置を提供する。【構成】超音波源１０２からの超音波を患者１０３体
内の治療対象部位に集束させて照射するアプリケータ１
０と、患者体内の３次元画像情報を取得するためのＭＲ
Ｉ装置と、３次元画像情報から治療対象部位の３次元領
域を複数のセクションに、各セクションを複数の部分領
域に分割する手段と、複数の部分領域に対して(a) 超音
波源に対してより遠いセクションに属する部分領域から
順に超音波を照射する、(b) 時間的に連続またする超音
波照射対象の部分領域間の距離を所定距離以上離す、
(c) 空間的に連続する超音波照射対象の部分領域間の時
間間隔を所定時間以上空ける、の３原則を満たす手順で
照射させる制御を行う照射制御手段とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、超音波を使用して生体
内の腫瘍などを治療する超音波治療装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】

（１）近年、ＭＩＴ（Minimally Invasive Treatment）
とよばれる最少侵襲治療の流れが医療の各分野で注目を
集めている。その一例として、結石症の治療に体外から
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、これが泌尿系結石の治
療法を大きく様変わりさせている。この結石破砕装置に
使用される強力超音波の発生法としては、水中放電方
式、電磁誘導方式、微小爆発方式およびピエゾ方式等が
知られている。これらのうち、特にピエゾ素子によって
協力超音波を発生させるピエゾ方式は、例えば特開昭６
０−１４５１３１、ＵＳＰ−４５２６１６８等に記載さ
れているように、小焦点にできる、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、優れた長所があり、注目
されている。

【０００３】一方、腫瘍の治療の分野でもＭＩＴは１つ
のキーワードとなっている。特に悪性新生物、いわゆる
癌の場合、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く、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(Quality
Of Life) を考慮した侵襲の少ない治療法および治療装
置の開発が強く望まれている。

【０００４】このような流れの中、癌の治療技術の一つ
としてハイパーサーミア療法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５
ｃｍ以上の腫瘍に対しては良好な治療成績は望めない。
そこで、深部腫瘍の治療には集束性が良く深達度の高い
超音波エネルギーを利用する方法が考えられている（特
開昭６１−１３９５５）。

【０００５】また、この加温治療法を更に進めて、ピエ
ゾ素子より発生した超音波を患部に集束させて腫瘍部分
を８０℃以上に加熱し、腫瘍組織を瞬時にタンパク変性
ないし熱変性させて壊死させる治療法も報告されている
（G.Vallancien et.al.: Progress in Uro.1991,1,84-8
8 、特開昭６１−１３９５５、特願平３−３０６１０６
等）。この治療法では、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をス
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
伴って発生するキャビ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る。キャ
ビテーションが発生した領域では超音波による発熱が起
こり易くなり、ある位置に強力超音波を照射した直後に
その近接した場所に次の照射を行うと、前回の照射で発
生したキャビテーションによって予期しない位置に発熱
が惹起され、時には副作用の原因となる可能性もある。

【０００６】この問題点を解決するために、近接した部
位に連続して強力超音波を照射しないように制御する方
法が提案されている（特願平４−４３６０３）。しか
し、この方法では近接した部位に強力超音波を照射せざ
るを得ない場合にどの様に照射を制御するかに関する記
述はなされていなかった。

【０００７】（２）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（例えば、Hoshi, S. et al.: J. Urolo
gy, Vol.146:439, 1991.）。ところで、これらの超音波
治療装置を用いると、開腹する必要がないことから患者
にかかる負担を軽減できるが、反面、直接患部を目視す
ることができないために、治療に際しては体内の必要な
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。

【０００８】従来の超音波治療装置においては、強力超
音波の焦点を位置決めする際、超音波断層像を用いてる
方法があるが、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の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、超音波情報を基にしても
正確な３次元画像は得られない。また、この従来例では
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、数週間から数カ月後
にならないと治療の継続・終了の決定が出来なかった。

【０００９】そこで、上述した超音波治療装置と、生体
内の３次元情報を収集し体内の画像を表示するＭＲＩ
（磁気共鳴イメージングシステム）あるいはＸ線ＣＴと
組み合わせて用いる方法も考えられている。例えば、特
開平２−１６１４３４に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。

【００１０】さらに、特願平５−２２８７４４には、超
音波治療装置において正常組織への誤照射の防止と確実
な治療を行うために、画像診断装置を用いて患部が確実
に高温になり、また周辺の正常組織に過熱が起きていな
いことをリアルタイムにモニタリングすることと、これ
による加温位置の計測について述べられている。例え
ば、ＭＲＩの化学シフトの温度依存性を用いて非侵襲温
度計測が可能である(Y.Ishihara et al.: Proc. 11th A
nn. SMRM Meeting, 4803, 1992) 。ここでは、静磁場分
布を位相分布に置き換えて撮像するフェーズマッピング
法を用いて温度変化による化学シフトの変化分を測定し
ている。

【００１１】この様な加温治療を行うときに最も問題に
なるのは、治療対象の動きである。生体では呼吸、拍動
その他の不可避な動きが存在し、これにより以下のよう
な問題が生じる。

【００１２】第１に、治療対象が動くと、治療前に治療
計画で設定した治療予定部位と異なる部位への超音波照
射を行うことになり、正常組織を傷つけることになる。
第２には、前述の温度計測を行うときにフェーズマッピ
ング法を用いると加熱前に参照画像を取得し、これとの
各画像ピクセル毎の差分を計算する必要がある。また加
熱による熱変性部は緩和時間が変化することから変性部
を画像化して治療効果の確認に使用でき（特願平０５−
２２８７４４）、この際治療前の画像との差分を計算す
るとより変性部を明瞭に観察できる。しかしこれらのよ
うに差分を取る場合、撮像間で治療対象が動くと違うピ
クセル間の差分を計算することになるので誤差を発生す
る。

【００１３】これらの影響を低減するためには、対象の
動きベクトルを検出することが必要となる。これにより
動きに対して治療エネルギーの照射位置を変更し、動き
に追従することができ、また差分処理を行う画像を動い
た分だけ補正して差分処理を行うことで誤差が低減でき
る。特開昭６２−２１７９７６には、超音波温度分布計
測装置において撮像プローブに摂動を加え、相関係数の
大きな方向へ撮像面を移動することで、動きに追従して
同一関心領域での差分を計算する装置が述べられてい
る。

【００１４】動きベクトル検出法に関しては、画像処理
の分野でいくつか方法が考えられている。パターンマッ
チング法、勾配法など画像データそのままを利用した方
法が一般的であるが（摂動を加えて相関係数を計算する
方法と本質的には等価）、画像のフーリエ変換を行い、
空間周波数領域の積、あるいは商の逆フーリエ変換を計
算し、相互相関関数、あるいはインパルス応答を計算す
ることでも動きベクトルが計算できる（吹抜敬彦著、
「ＴＶ画像の多次元信号処理」、日刊工業新聞社）。

【００１５】しかし、動きを検出するのに一般的なパタ
ーンマッチング法などを用いると、画像を徐々にずらし
てその都度画像間の最小自乗誤差を計算するので、特に
３次元の場合、動きベクトルを計算するまでに膨大な計
算量を必要とする。前述のように相関係数を計算するこ
とでも動きを検出することができるが、３次元的な摂動
を与えてそれぞれの相関係数を計算するので、動きベク
トルの検出には時間がかかる。相互相関関数を計算する
場合でも、実時間上でそのまま計算すると２次元の畳み
込み積分を計算することとなり、やはり処理に時間がか
かる。しかし対象の移動に対し追従するためにはリアル
タイムな動きの情報が必要である。

【００１６】（３）さらに、特願平０５−２２８７４４
には、組織の熱変性により緩和時間Ｔ１、Ｔ２が変化す
るため、これらの強調画像で熱変性部を描出する事がで
き治療効果確認が可能であることが述べられている。

【００１７】（４）また近年、外部からアクセスの容易
なオープンタイプのマグネットを持つＭＲＩシステムが
多く発表されてきており、これを手術等のモニタ用ＭＲ
Ｉとして利用することについて特開平４−３１２４４６
等で述べられている。このようなＭＲＩでは術者がＭＲ
Ｉでモニタを行いながら治療をおこなうことができる。

【００１８】一方、ＭＲＩにおいてｘ，ｙ，ｚそれぞれ
の方向への選択励起を行うことで任意の位置の１ポイン
トのみを励起することも可能である。また一回の励起で
任意の部位に任意の形状で励起を行う技術も報告されて
いる(C.J.Hardy, and H.E.Cline, Journal of Magnetic
Resonance, vol.82, pp.647-654, 1989) 。これを用い
るとある位置のNMR 信号のみを得ることができる。１回
の励起で３次元的に局所励起することもできる(J.Pauly
et al.:"Three-Dimensional π Pulse",Proc. 10th A
nn.SMRM Meeting, 493, 1991 )。またこれらを超音波な
どによる加熱治療の温度モニタのシーケンスに適応する
ことも考えられている（米国特許第５，３０７，８１２
号）。

【００１９】また、集束超音波による加熱治療の肉片を
用いた実験では、照射時間を長くすると変性領域が照射
軸に沿って手前側に広がるという結果が得られており、
必ずしも加熱領域が焦点に一致しないことが分かってき
ている( 藤本ら、日本ＭＥ学会雑誌論文号 JJME ，vol.
32 Suppl., pp.125)。よって治療時の温度モニタが非常
に重要となってくる。

【００２０】（５）さらに、患者体内の治療部位をモニ
タリングする手段として、例えば結石破砕装置では、特
開昭６３−５７３６公報に提案されているごとく、結石
破砕用の強力な超音波パルス（衝撃波）の非照射時に結
石探査用の微弱な超音波を照射して結石からの反射信号
を解析し、結石と焦点が一致したときのみ衝撃波を照射
する装置が知られている。また、強力超音波による加温
治療装置においては、特開平４−４３６０３公報に記載
されているがごとく、ＭＲＩ、ＣＴや超音波診断装置を
用いたモニタリングシステムが提案されている。しか
し、モニタリング装置に超音波診断装置を用いた加温装
置では、治療用超音波がモニタリングに対して影響を与
え、治療中のリアルタイムモニタリングが行えないとい
う問題があった。

【００２１】この問題に対しては、特願昭６０−２４１
４３６公報で提案されているように生体内画像に対して
治療用超音波が影響を与えないように、生体内画像非構
成時に治療用超音波を照射する装置が知られている。ま
た、ＭＲＩやＣＴを用いてモニタリングを行う超音波加
温装置では、モニタリング専用の装置を治療エネルギ源
とは別個に用意しなければならず、装置の設置スペース
の増加やコストの負担が大きくなるという欠点があっ
た。

【００２２】以上の問題点に対し、特開平５ー１９４３
５９公報に記載されているように、結石破砕用ピエゾ素
子と加温・加熱治療用ピエゾ素子を一体化した治療用超
音波エネルギ発生源が提案され、加温・加熱治療中は結
石破砕用ピエゾ素子を治療領域調査用の微弱超音波発生
源として用いた装置が知られている。

【００２３】（６）ところで、前述のように体外から
超音波を集束させる超音波治療装置においては、骨が上
部にある様な部位、例えば脳や肝臓などを治療する際、
治療用超音波が反射されてしまうため、十分なエネルギ
を患部に照射する事が困難であった。また、身体の中心
部付近の非常に深い部位を治療する場合は、超音波の進
達度を上げるために周波数を下げねばならず、このため
焦点サイズが大きくなってしまう問題があった。ここで
超音波焦点の方位方向のサイズＷは、Ｒ／Ａ＊ｆ（Ａ：
振動子直径、Ｒ：振動子曲率、ｆ：超音波周波数）に比
例、つまり周波数ｆに反比例する事が知られている。

【００２４】この様な問題を解決するため、近年、治療
用超音波を照射するトランスジューサを体腔内に入れて
治療しようという試みが始められている。例えば、N.T.
Sanghvi らのNoninvasive transrectal ultrasound dev
ice for prostate tissue visualisation and tisue ab
lation in the focal zone using high intensity foc
used beam.,J Ultrasound Med.,1991;10:104-109におい
ては、直腸内にトランスジューサを挿入し、経直腸壁的
に肥大した前立腺を治療する試みが報告されている。

【００２５】（７）また、前述した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６１−２０９６
４３号公報に記載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。

【００２６】しかも、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、数週間から数カ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、ＣＴとして生
体内の３次元情報を収集し、体内の画像を表示するＭＲ
Ｉを用いる方法が考えられる。しかし、ＭＲＩでは必ず
しも画像再構成がリアルタイムに行われる訳ではない。
このため患者の呼吸や体動等による速い動きをとらえる
事が出来ない。この動きによる誤照射を防ぐ意味でＣＴ
に加えて超音波画像装置を併用する場合がある（特開平
５−３００９１０号公報）。このとき断層像を得る超音
波プローブと治療用超音波の焦点との相対位置を求める
手段を設ける事で、超音波画像上に焦点位置を表示した
り、さらにＣＴで得られた２次元または３次元の体内画
像上にその時表示している超音波断層像の位置を示し、
先に立てた治療計画に則って超音波断層像を利用する事
が出来る。

【００２７】さらに、ＭＲＩのＴ２画像では、熱による
組織変性状況を確認できることが報告されている（Fere
nc A. Jolesz et al.:MR Imaging of Laser-Tissue Int
eractions ）。従って、治療前後にこれら２つのＭＲＩ
画像の差を観測すれば、本治療による生体作用・治療効
果の判定が可能であり、未治療部を確認しながら治療で
きるので、最小限の照射で十分な治療効果を確保でき
る。

【００２８】

【発明が解決しようとする課題】

（１）従来の超音波治療装置においては、体内の腫瘍領
域の治療の際に最適な照射位置制御がなされていないた
めに、予期しない部位に影響が及んだり、狙った部位に
十分な熱変性を惹起できない可能性があった。

【００２９】本発明の第１の目的は、予期しない部位へ
の超音波照射による副作用を抑制して治療対象部位に十
分な熱変性を起こさせることができる安全・確実な治療
装置を提供することにある。

【００３０】（２）従来の超音波治療装置においては、
治療対象が動くと治療予定部位と異なる部位への超音波
照射を行うことになるため、正常組織を傷つけるおそれ
があり、これを避けるために動きベクトルを検出して治
療用エネルギーの照射位置を変更する場合、一般的なパ
ターンマッチング法や相関係数の計算により動きベクト
ルを検出する方法では検出には時間がかかり、治療対象
の移動に対し追従できるようなリアルタイムの動き検出
ができないという問題があった。

【００３１】本発明の第２の目的は、ＭＲＩ特有の処理
手順を利用して複数の画像間の撮像対象の動きをリアル
タイムに検出して、常に動きに追従した形で正確に治療
が行うことができる治療装置を提供するにある。

【００３２】（３）特願平５−２２８７４４で述べられ
いる誤照射防止機能は事前のチェック機能であり、実際
の治療照射中の温度モニタは行っていない。しかし、生
体は呼吸移動、体動などの動きがあり、治療照射を行っ
ているときに動くおそれもある。このような場合の照射
状態の異常のチェックとして温度計測が重要になる。し
かし加熱治療では、焦点部位を瞬間的に高温にして治療
するので、温度計測にはかなり高い時間追従性（リアル
タイム性）が必要となる。それに対しエネルギー照射位
置は予め分かっているので計測範囲は限定でき、また温
度分布はなだらかであることが分かっているので通常の
画像程の高い空間分解能は得られなくても十分である。
また温度のほかに治療効果を示すデータを高い時間分解
能で得る必要もあり、時間分解能を最優先する計測法が
必要である。

【００３３】しかしこのような温度計測を行うとき、分
布として捉えようとすると、１つの画像を撮像するのに
例えば通常のスピンエコーシーケンスでは一回の励起に
かかる時間（繰り返し時間）にエンコード回数をかけた
時間必要である。たとえば繰り返し時間が２秒でエンコ
ード回数１２８回であれば５分程度必要である。これに
対しフィールドエコーなどの高速撮像、エコープラナー
などの超高速撮像が考案されているが、フィールドエコ
ーでも撮像に数秒必要で、また超高速撮像でも数１００
ｍｓ必要である。また撮像は高速であっても、その後の
再構成処理にある程度時間が必要であり、結果として数
秒程度のタイムラグが生じてしまい、正確な温度制御が
不可能となる。加熱治療では瞬間に高温に至るので数秒
のタイムラグは危険である。

【００３４】本発明の第３の目的は、治療照射中に特定
部位のみの温度情報をリアルタイムに得ることでエネル
ギー照射が正常であるかを実際の治療中にチェックでき
る正確・安全な治療装置を提供することにある。

【００３５】（４）超音波治療を行う際には、誤照射防
止のための温度モニタが非常に重要となるが、超音波モ
ニタでは高精度に温度分布を測定することができない。
ＭＲＩでは温度分布計測は可能であるが、治療用超音波
の照射方向は任意であり、超音波トランスデューサ３次
元撮像が必要となり通常の撮像法では撮像に時間が掛か
りリアルタイム性が悪く、治療の効率が非常に悪くな
る。

【００３６】特にオープンタイプのＭＲＩを用い、ハン
ドプローブタイプの超音波治療装置を術者が直接操作す
る場合には、術者が治療装置の位置合わせのために見た
い領域は治療部位近傍であり、治療装置の位置、角度に
応じて撮像領域を制御しないと治療領域が撮像領域から
はずれてしまったり、不用意に広い領域を撮像するため
に撮像時間がかかりすぎて治療の効率が悪くなる。よっ
てＭＲＩにおいても、超音波プローブを操作するのと同
等の手軽さとリアルタイム性を持つ温度分布計測の可能
なＭＲＩモニタリングによる超音波治療装置が望まれ
る。

【００３７】また変性が進むに伴い、照射軸に沿って手
前側に変性領域が広がることから、照射軸上の温度分布
をモニタするのが最も重要となる。局所励起で焦点を含
む１ラインの温度分布を得ていても、照射軸に沿ってい
ないと照射軸の手前方向に加熱領域が変位してきたとき
撮像ラインからはずれて温度モニタが不可能になってし
まう。

【００３８】本発明の第４の目的は、常に治療対象部位
について高速に温度モニタを行うことができる治療装置
を提供することにある。

【００３９】（５）治療用衝撃波パルス非照射時に焦点
調査用超音波を照射する装置では、治療用超音波をパル
スモードで動作させなければならないため、治療が間欠
的となってしまい効率が悪い。また、生体内画像非構成
時に治療用超音波を照射する装置では、リアルタイムモ
ニタリングが不可能である。さらに、加温・加熱治療中
に結石破砕用ピエゾ素子を用いて治療領域の変化をモニ
タリングする超音波治療装置では、結石破砕用超音波発
生源とそれとは基本周波数が異なる加温・加熱治療用超
音波発生源を同一のアプリケータ上に配置してあるた
め、アプリケータが大きくなるばかりでなく、基本周波
数の違う駆動手段が２種類必要という問題点があった。

【００４０】本発明の第５の目的は、上記のような問題
を伴うことなく治療対象のリアルタイムモニタリングを
可能とし、正確・安全な治療装置を提供することにあ
る。

【００４１】（６）前述した経直腸的に使用する装置の
ように、治療対象位置が壁から近い場合は、前式に示し
たように距離Ｒが小さいために、治療用超音波振動子の
直径Ａが小さくても十分に集束でき、しかも周波数も高
くできるためさらに集束させてピーク超音波強度を高め
る事が可能であった。また、直腸が比較的大きな管腔で
あり、患者への苦痛も比較的少ない場所である事から比
較的大きなトランスジューサを挿入することが容易であ
った。

【００４２】ところが、経口的にトランスジューサを挿
入し、胃壁を通して肝臓や膵臓等を治療しようとする
際、治療部位が比較的深部であるため振動子の直径を大
きくしなければならない。しかし、胃内部は広いものの
通過経路である食道部が狭く、患者の苦痛を考えればサ
イズ的に制限を受けてしまうという問題があった。

【００４３】また、最近では体表から腹腔内に筒を挿入
し、内視鏡と鉗子を用いて手術をする手技が盛んに行わ
れるようになったが、ここに超音波治療装置を用いよう
とする場合も同様な問題点があった。

【００４４】従って、本発明の第６の目的は、超音波を
用いて体腔内の比較的深い部位を効率的に治療可能な治
療装置を提供することにある。

【００４５】（７）生体内に強力な超音波を照射して加
熱治療を行うときには、誤照射による生体損傷を防ぐた
めに正確な位置決めが必要になるが、ＭＲＩガントリ内
の座標に超音波振動子の焦点の位置を一致させること
は、ＭＲＩとアプリケータと患者の位置を正確に一致さ
せる必要があるため、例えば既存のＭＲＩ装置と新しく
購入する超音波加熱装置を組み合わせて使用するときに
は、困難である。手動でＭＲＩとアプリケータ、アプリ
ケータと患者の２点の位置合わせをする必要があるた
め、術者の労力と時間がかかったり、ＭＲＩ装置にアプ
リケータ位置検出装置を取り付ける必要があり装置のコ
ストが高くなったりするからである。

【００４６】本発明の第７の目的は、患者とアプリケー
タのみの位置合わせで正確な治療を行うことができる治
療装置を提供することを目的とする。

【００４７】

【課題を解決するための手段】

（１）第１の発明に係る治療装置は、超音波源を有し、
該超音波源からの超音波を被検体内の治療対象部位に集
束させて照射する照射手段と、前記被検体内の３次元画
像情報を取得する手段と、前記３次元画像情報から前記
治療対象部位の３次元領域を抽出する手段と、前記３次
元領域を所定の厚さの複数のセクションに分割する手段
と、前記セクションを所定のサイズの複数の部分領域に
分割する手段と、前記複数の部分領域に対して前記照射
手段から前記治療用超音波を所定の手順で照射させる制
御を行う照射制御手段とを具備する。そして、前記照射
制御手段は、前記所定の手順として(a) 前記超音波源に
対してより遠いセクションに属する部分領域から順に前
記超音波を照射する、(b) 時間的に連続または近接する
超音波照射対象の部分領域間の距離を所定距離以上離
す、(c) 空間的に連続または近接する超音波照射対象の
部分領域間の時間間隔を所定時間以上空ける、の３原則
を満たす手順を用いることを特徴とする。

【００４８】ここで、上でいう所定距離及び所定時間
は、治療用超音波の照射によって発生するキャビテーシ
ョンの影響が失われる距離及び時間に対応させることが
好ましい。また、セクションに定められた所定の厚さお
よび部分領域のサイズは、超音波源の形状及び駆動方法
により決定される焦点発熱形状により決定されることが
望ましい。

【００４９】さらに、第１の発明においては、被検体内
の断層像を取得し画像化する画像診断装置と、超音波源
のエネルギー集束位置の可変に連動して、この画像診断
装置の断層像取得位置（面・ヴォリューム）が変化しな
いように超音波源の位置もしくは信号励起位置を制御す
る断層画像取得位置制御手段と、取得された断層像を表
示する画像表示手段とを有することが好ましい。

【００５０】また、画像診断装置として超音波画像診断
装置を用い、断層像としてＢモードとＣモードの組み合
わせもしくはヴォリューム（３Ｄ）データを取得するこ
とを特徴とする。

【００５１】（２）第２の発明に係る治療装置は、磁気
共鳴診断装置によって収集された被検体内の画像情報に
基づいて、前記被検体内の治療対象部位を認識し、治療
用エネルギー照射手段から治療用エネルギーを該治療対
象部位に照射して治療を行う治療装置において、前記被
検体内の画像情報の空間周波数データを収集する手段
と、前記空間周波数データより時間的に隣接する画像間
のインパルス応答または相互相関関数を求め、これらイ
ンパルス応答または相互相関関数のピーク点から前記患
者の動きを検出する手段と、この手段により検出された
動きに従い前記治療用エネルギー照射手段による前記治
療用エネルギーの照射位置を変更する手段とを具備する
ことを特徴とする。

【００５２】ここで、インパルス応答は２つの空間周波
数データの画像間の商を計算し、その商の逆フーリエ変
換から求められる。一方、相互相関関数は２つの空間周
波数データの画像間の積を計算し、その積の逆フーリエ
変換から求められる。

【００５３】また、第２の発明においては検出された患
者の動きに基づいて画像を移動させて差分をとることが
望ましい。

【００５４】（３）第３の発明に係る治療装置は、磁気
共鳴診断装置によって収集された被検体内の画像情報に
基づいて、前記被検体内の治療対象部位を認識し、治療
用エネルギー照射手段から治療用エネルギーを該治療対
象部位に照射して治療を行う治療装置において、前記治
療用エネルギー照射手段による前記治療用エネルギー照
射中の温度計測部位を設定する手段と、この手段により
設定された前記温度計測部位について前記磁気共鳴診断
装置による局所励起を用いて温度情報を取得する手段
と、この手段により取得された前記温度情報を表示する
手段とを具備することを特徴とする。

【００５５】また、治療照射中の温度計測部位を設定す
る手段は、被検体内の組織に損傷を与えない程度に弱い
エネルギーを照射する手段と、磁気共鳴診断装置により
該弱いエネルギーを照射したときの温度の分布を計測す
る手段と、計測された温度と予め設定した値を比較する
手段と、この比較結果に基づき温度計測部位を決定する
手段とで構成されることを特徴とする。

【００５６】（４）第４の発明に係る治療装置は、磁気
共鳴診断装置によって収集された被検体内の画像情報に
基づいて、前記被検体内の治療対象部位を認識し、治療
用エネルギー照射手段から治療用エネルギーを該治療対
象部位に照射して治療を行う治療装置において、前記治
療用エネルギー照射手段による前記治療用エネルギーの
照射方向および照射位置を検出する手段と、この手段に
より検出された前記照射方向および位置に従って温度計
測部位を設定する手段と、この手段により設定された前
記温度計測部位について前記磁気共鳴診断装置による局
所励起を用いて温度情報を取得する手段と、この手段に
より取得された前記温度情報を表示する手段とを具備す
ることを特徴とする。

【００５７】また、前記温度情報に従い治療用エネルギ
ーを制御する手段を備えたことを特徴とする。

【００５８】また、温度計測部位を設定する手段は、治
療用超音波の照射軸を含む部位を設定することを特徴と
する。

【００５９】さらに、治療用エネルギー照射手段の照射
方向および照射位置を検出する手段はエンコーダによっ
て構成されることを特徴とする。

【００６０】（５）第５の発明に係る治療装置は、被検
体内の治療対象に向けて治療用超音波を照射する超音波
照射手段と、この超音波照射手段を駆動する駆動手段
と、前記被検体内からの前記治療用超音波の反射波信号
を前記駆動手段から前記超音波照射手段に供給される駆
動信号と分離して検出する検出手段と、この検出手段に
より検出された前記反射波信号を解析する解析手段と、
この解析手段の解析結果に基づき前記駆動手段を制御す
る制御手段とを具備することを特徴とする。

【００６１】また、第５の発明においては被検体内の画
像を取得するイメージング用超音波プローブと、被検体
内の画像を再構成する手段と、再構成された画像と治療
用超音波照射手段との相対位置関係を求める手段と、再
構成された画像上に治療対象領域の情報を重ねて表示す
る手段とをさらに具備することを特徴とする。

【００６２】（６）第６の発明に係る治療装置は、被検
体内に治療用超音波を照射して治療を行う治療装置にお
いて、前記治療用超音波を照射するための複数の超音波
振動子を有する治療用アプリケータと、これら複数の超
音波振動子の相対位置を第１の状態では少なくとも二つ
の超音波振動子が互いに重なり合い、第２の状態では該
少なくとも二つの超音波振動子の重なり合いが減少する
ように変更する相対位置変更手段と、この相対位置変更
手段を前記治療用アプリケータの前記被検体内への挿入
時は前記相対位置が前記第１の状態となり、治療時は前
記相対位置が前記第２の状態となるように制御する手段
とを具備することを特徴とする。

【００６３】ここで、超音波振動子が凹面振動子である
場合は、複数の超音波振動子が治療開始時には概略同一
の焦点位置を有するように相対位置が設定され、各超音
波振動子から焦点までの距離のそれぞれの差が波長の整
数倍になるようにすることが好ましい。

【００６４】また、複数の超音波振動子がアレイ振動子
の場合は、それぞれの素子の駆動タイミングとパワーを
制御できる駆動手段を設けることが望ましい。さらに、
複数の振動子が凹面振動子であり、これらが治療開始時
に概略同一の焦点位置を有するように相対位置が設定さ
れている場合も、それぞれの振動子の駆動タイミングと
パワーを制御できる駆動手段を有していることが好まし
い。

【００６５】（７）第７の発明に係る治療装置は、磁気
共鳴診断装置によって収集された被検体内の画像情報に
基づいて、前記被検体内の治療対象部位を認識し、治療
用エネルギーを該治療対象部位に集束させて照射するこ
とにより治療を行う治療装置において、前記治療用エネ
ルギーを照射する治療用エネルギー照射手段および該治
療用エネルギー照射手段を収納するハウジングを有する
治療用アプリケータと、前記ハウジングに前記磁気共鳴
診断装置で検出可能な材質により形成され、前記磁気共
鳴診断装置に対する前記治療用アプリケータの位置決め
のための基準マーカとを具備することを特徴とする。

【００６６】また、第７の発明において治療用エネルギ
ー照射手段による超音波エネルギーの焦点位置を可変さ
せる手段を設けることが好ましい。この焦点位置可変手
段は、例えば複数の基準マーカを基にした２次元および
３次元座標に基づいて焦点位置を制御する構成とすれば
よい。

【００６７】

【作用】

（１）第１の発明においては、治療用超音波の照射の際
の位置・時間制御が最適化されるため、予期しない部位
への副作用や熱変性領域の拡大が抑制され、かつ狙った
部位に正確に熱変性を惹起できる。これにより治療の安
全性、確実性が向上する。

【００６８】（２）第２の発明においては、磁気共鳴診
断装置により収集された生データである空間周波数デー
タをそのまま用い、空間周波数領域の商あるいは積の逆
フーリエ変換を計算し、それに基づいて２つの画像間の
インパルス応答あるいは相互相関関数を計算してそのピ
ーク点を検出することで、動きベクトルが高速に計算で
きる。これにより従来の実空間画像データを用いた動き
検出に比べ計算の高速化が可能となり、画像間の動きベ
クトルをリアルタイムに検出することが可能となる。従
って、この動きベクトルを用いて治療エネルギー照射位
置を治療対象部位の動きに追従させて、誤照射を防止で
きる。

【００６９】また、その動きに合わせて画像をずらして
画像間の差分を取得すれば、差分誤差を低減することも
できる。

【００７０】（３）加熱治療を行う際、操作者は治療上
で最も注意すべき部位を決定し、制御手段に入力する。
具体的には、温度が十分上がらなければならない治療対
象の中心や、温度が上昇してはいけない周辺重要組織な
どの数点を選ぶ。そして、治療エネルギ照射中に磁気共
鳴診断装置は局所励起法により上記数点を励起し、それ
に基づいて温度情報を計測して画面上に表示する。ここ
で測定点が限定され再構成等の処理が単純化されるた
め、計測時間は大幅に短縮する。また、膨大な計測デー
タを表示しないことにより、操作者に不要な混乱を与え
ずに必要な情報のみを提供できる。

【００７１】さらに、この時まず所定の弱い治療用エネ
ルギーを与えて、その時の温度を予め設定して置いた値
と比較することにより、治療部位がエネルギ集中点と一
致しているか否か、また周囲重要組織では副作用を引き
起こす不要なエネルギを照射されていないか等を判定す
ることができるため、上記特徴により高速に判断して治
療エネルギを強くして治療を開始することも、治療を停
止して再位置決めすることもできる。

【００７２】従って、磁気共鳴診断装置を用いた治療装
置において治療照射中に治療が正常であることと、異常
な発熱の起こっていないことを確認でき、安全で正確な
治療が可能となる。

【００７３】（４）第４の発明では、超音波の焦点の情
報が最も重要であり、超音波照射軸を含む面を常にモニ
タできれば加熱のモニタとしては十分であることに着目
し、プローブの位置と角度の情報を得てそれに基づいて
常に超音波の照射軸を含むスライス面を撮像するように
撮像をコントロールすることで、３次元画像を得なくて
も治療のモニタが常に高速に可能となる。また、ハンド
プローブタイプの治療装置では超音波診断装置を扱って
いるような手軽でインタラクティブな照射領域のモニタ
リングが可能となる。

【００７４】（５）第５の発明においては、治療対象で
反射した治療用超音波をピエゾ素子を介して受信し、例
えばこの受信信号と駆動信号が合成された信号から、ピ
エゾ素子に駆動回路から供給される駆動信号を差し引く
ことによって、受信信号のみを駆動信号から分離して検
出することが可能となる。さらに、検出した反射波信号
を解析することにより治療対象の変化のリアルタイムモ
ニタリングが可能となり、それに基づいて治療対象の変
化に応じて治療用超音波を制御することによって、安全
かつ確実な治療用超音波の照射が可能となる。

【００７５】（６）第６の発明においては、被検体内、
特に体腔内に治療用アプリケータを挿入する際、治療用
振動子のサイズは挿入部の入り口の径で規定されるため
に、まずアプリケータの挿入前には複数の超音波振動子
の相対位置を変化させ、互いに重なるようにして最大径
を小さくする（第１の状態）。そして、アプリケータを
体腔内に一旦挿入してアプリケータ周辺が広くなった状
態では、複数の超音波振動子の相対位置を変化させて互
いに重なり合う部分が少ない状態として全体の開口径を
最大にする（第２の状態）。これにより大きい開口から
超音波を集束できるため、臓器の比較的深い部位に対し
ても超音波エネルギーを鋭く集束させることができ、効
率的な治療を可能とする。

【００７６】ここで、複数の超音波振動子として凹面振
動子を使用した場合は、体腔内への挿入後は、それぞれ
の焦点を一致させることにより治療用超音波の鋭い集束
が得られる。その際、重なり合った超音波振動子を移動
させるため、焦点から各超音波振動子までの距離が異な
るってくるが、その距離差を波長の整数倍にすることに
より、複数の超音波振動子を同位相で、つまり同一の駆
動回路で駆動しても、焦点での位相を一致させることが
できる。このため、複数の超音波振動子は一つの凹面振
動子であるかのように動作する。従って、このアプリケ
ータは口腔のような狭い挿入孔からでも用意に挿入で
き、しかも実効的な面積の大きな治療用アプリケータと
して使用することができる。

【００７７】また、複数の超音波振動子としてアレイ振
動子を用いた場合は、各振動子が例えば平板形状であっ
ても、駆動回路側で各素子の駆動タイミングを変化させ
ることで同じ位置に焦点を形成することができる。これ
らの振動子の相対位置の変更によりアプリケータ挿入の
前後で開口径を変化できる点は、凹面振動子を用いた場
合と同様である。また、駆動タイミングを制御できる駆
動回路であれば、凹面振動子を用いた場合でも、上述の
ように焦点からの距離を波長の整数倍にする必要は必ず
しもない。

【００７８】さらに、各振動子にあるいは各振動子に結
合された駆動回路の出力をそれぞれ独立に変更できる場
合は、設定焦点に対する距離の違いに応じ出力を変化さ
せ、焦点から見込む立体角あたりのエネルギ密度を一定
にできるため、より理想的な音場を形成することが可能
である。

【００７９】（７）第７の発明においては、超音波源の
ハウジングに置いた基準マーカ（基準点）に基づいた座
標、すなわち、超音波治療装置内の座標を被検体内と同
時に画像化できる。このため、超音波治療装置と磁気共
鳴診断装置の相対位置を検出しなくても、超音波治療装
置内の座標に基づいて制御される焦点の体内での位置を
決定できる。従って、被検体内を撮像するための磁気共
鳴診断装置と超音波治療装置を特別な位置検出機構を設
けることなく組み合わせることができる。

【００８０】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。

【００８１】（実施例１）図１は、第１の発明に係る一
実施例の構成を示すブロック図である。治療用のアプリ
ケータ１０１は強力超音波を発生するピエゾ素子（群）
１０２、強力超音波を患者１０３に導くカップリング溶
液１０４およびカップリング膜１０５から構成されてい
る。ピエゾ素子群１０２は、治療用強力超音波を治療部
位に照射する複数のピエゾ素子を例えばアニュラアレイ
あるいはリニアアレイとして構成したものである。な
お、単一の球殻状ピエゾ素子を用いて治療用の強力超音
波を治療部位に照射するようにしてもよい。カップリン
グ溶液１０４には通常、脱気水が用いられる。

【００８２】治療時には、まず患者１０３を寝台に乗せ
てテーブル移動装置１３４により患者１０３を所定位置
に固定する。そして作業孔１３５よりアプリケータ１０
１を患者１０３の体表に載せ、カップリング膜１０５を
図示しない超音波ゼリー等により皮膚に接触させる。そ
して、システムコントローラ１１９からの駆動位相情報
に基づいて位相制御回路１３６でそれぞれ所定の遅延が
与えられた複数のタイミング信号により駆動回路１０９
を制御し、駆動回路１０９によってピエゾ素子群１０２
の各ピエゾ素子を所定の位相関係で駆動することによ
り、治療用の強力超音波を焦点１０６に向けて照射す
る。このような駆動位相制御によって、強力超音波の焦
点１０６を３次元的に任意の場所に設定できる。この原
理については、例えばＵＳＰ−４，５２６，１６８に記
載されている。

【００８３】この際、アプリケータ位置検出装置１１０
は、アプリケータ１０１を可動支持するメカニカルアー
ム１１１からの信号よりアプリケータ１０１の位置情報
を検出し、システムコントローラ１１９にその位置情報
のデータを送る。システムコントローラ１１９は、この
位置情報データと駆動位相情報に基づいて、治療用の強
力超音波の焦点１０６と超音波入射経路をＣＲＴディス
プレイ１１７上に体内形態画像情報と重ねて表示する。

【００８４】ここで、本実施例では画像診断装置として
ＭＲＩを使用している。すなわち、システムコントロー
ラ１１９は勾配磁場電源１３２、送受信回路１３３をコ
ンソール１２０より指示した所定のシーケンス（例えば
Ｔ２強調撮像法）に則り起動し、患者１０３のマルチプ
レーンの画像情報を図示しないメモリ上に記憶する。こ
のメモリ上の３次元情報は、システムコントローラ１１
９によりＣＲＴディスプレイ１１７上に表示される。

【００８５】また、システムコントローラ１１９は治療
に先立って得られた３次元画像情報より患部領域を抽出
し、予め定められた厚さ（例えば深さ方向の超音波焦点
サイズ）に従って患部をスライスする。そして、そのス
ライスにより得られた複数のセクションの各々を焦点サ
イズにより予め定められた複数の部分領域（以下、ボク
セルという）に分割・表示する。

【００８６】さらに、アプリケータ１０１内のカップリ
ング溶液（脱気水）１０４の脱気度を一定に保ち、かつ
体表やピエゾ素子群１０２の発熱を防止するために、シ
ステムコントローラ１１９によって制御される水処理回
路１２１により、カップリング溶液１０４の脱気処理及
び冷却を行う。

【００８７】図２は、１枚のスライス内の各セクション
における治療用強力超音波の照射手順を説明するための
図である。本実施例での治療法は焦点近傍の限局した領
域に非常に強い強度の超音波を投入し、腫瘍の存在する
領域（治療部位）１０７内を焦点１０６をスキャンしな
がら万遍なく焼灼する方法である。特に１ｋ〜１００ｋ
Ｗ／cm²という非常に強力な超音波を照射する際には、
照射に伴って発生するキャビテーションや、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
る。キャビテーションが発生した領域では、超音波によ
る発熱が起こり易くなり、ある位置に強力超音波を照射
した直後、近接した場所に次の照射を行うと、前回の照
射で発生したキャビテーションによって予期しない位置
に発熱が惹起され、時には副作用の原因となる可能性も
ある。この問題点を解決するためには、超音波照射の時
間的・空間的間隔を設定してキャビテーションが十分消
失した後に、近接部位への照射を行う必要がある。この
ために、本発明では以下のような強力超音波の照射手順
を採用する。

【００８８】（手順１）：時間的に連続または近接する
照射領域は、図２（ａ）に示すように予め定めた所定距
離（ｒ）以上離して超音波を照射する。

【００８９】ここで、予め定めた所定距離とは直前の照
射で発生したキャビテーションの影響を受けない距離の
ことであり、例えば方位方向の焦点サイズ（強度分布）
が２ｍｍの時には、その５倍の10ｍｍ以上離れた位置で
あれば、直前の照射による影響をほとんど受けないと考
えられる。ここでいう２つの領域間の距離とは、各領域
の中心（重心）間の距離を指す。

【００９０】（手順２）：手順１に該当する領域がない
場合には、全ての領域の内で起点から最も遠い所に照射
する。

【００９１】（手順３）：位置的に隣り合う（連続す
る）または近接する照射領域間に対して、予め定めた所
定時間以上のインターバルをあけて照射を行う。この様
子を図２に示す。

【００９２】ここで、予め定めた所定時間とは、強力超
音波の照射を行ったときに焦点領域に発生したキャビテ
ーションがほぼ消失してしまうまでの時間である。具体
的には、媒体及び体内の状態によっても異なるが我々が
行った動物実験の結果より５秒から３０秒以上のインタ
ーバルが必要であることが分かっている。

【００９３】実際の照射手順を例を挙げて説明すると、
図２（ｂ１）の場合には領域１と領域５は図２（ｂ２）
のように時間ｔ以上離れているため、隣接していても良
いが、（ｃ１）の様に領域１と領域２が隣接している場
合には、図２（ｃ２）のように時間ｔ以上のインターバ
ルを取って照射を行う必要がある。この時、領域３も領
域１と隣接しているが、これらの領域１と領域３の照射
タイミングは既に時間ｔ以上離れているため問題ない。
また、図２（ｄ１）の場合には領域１と領域２、領域２
と領域３は距離ｒ以上離れているため連続照射が可能で
あるが、領域１と領域３が隣接するため、その間の照射
タイミングが時間ｔ以上離れるるように照射時間を制御
する必要がある。

【００９４】（手順４）：手順２の様な場合、つまり図
２（ｄ１）のような場合には、超音波照射間のインター
バルは別途定める時間だけ空けて照射する。別途定める
時間とは、例えば連続照射可能な距離ｒと２領域間の距
離ｄとの単純な比例計算であり、以下のように定めるこ
とも可能である（図２（ｄ２）参照）。

【００９５】ｔ′＝Ｔ＋（ｔ−Ｔ）（１−ｄ／ｒ）（秒）また、これに限らず連続照射可能な距離以下の領域間は
全て時間ｔだけインターバルを入れて照射を行うことも
可能である。ただし、この場合は全治療時間がやや長く
なる。

【００９６】図３は、以上の手順をフローチャートで表
わしたものである。この処理は、図１のシステムコント
ローラ１１９によって実行される。まず、治療用強力超
音波の照射位置の起点を定めた後、次に照射すべき点
（次点）に対しその起点から距離ｒ以上離して照射でき
るかどうかを判定し（Ｓ１０１）、ｙｅｓであればさら
に次点の候補が複数存在するかどうかを調べる（Ｓ１０
２）。Ｓ１０２においてｙｅｓと判定された場合には起
点に最も近い点を次点とし、Ｎｏと判定された場合には
その一つの候補を次点とする。そして、起点とＳ１０２
〜Ｓ１０４で決定された次点との間の超音波の照射時間
間隔をＴ秒間空ける。これは、図２（ａ）のケースに相
当する。

【００９７】一方、Ｓ１０１においてＮｏと判定された
場合には、起点から最も遠い点を次点とし（Ｓ１０
５）、さらにその次点と起点が隣接しているかどうかを
調べる（Ｓ１０６）。Ｓ１０６でＮｏと判定された場合
には、起点と次点との間の超音波の照射時間間隔をｔ′
秒間空ける。これは、図２（ｅ１）（ｅ２）のケースに
相当する。

【００９８】さらに、Ｓ１０６においてＹｅｓと判定さ
れた場合には、起点と次点との間の超音波の照射時間間
隔をｔ秒間空ける。これは、図２（ｂ１）（ｂ２）（ｃ
１）（ｃ２）（ｄ１）（ｄ２）のケースに相当する。

【００９９】以上述べたような手順を基本にして治療用
強力超音波の照射を行えば、最短もしくはそれに準ずる
時間で全ての照射を行うことが可能となる。この手順の
フローチャートを図３に示す。

【０１００】図４に、強力超音波照射の別の手順を示
す。これは予め各セクションをいくつかのグループに分
け、グループ毎に１から順に番号を付けてＡ−１，Ｂ−
１，Ｃ−１……Ａ−２，Ｂ−２，Ｃ−２，……という順
番で照射していく方法である。この方法では、グループ
数を予め１巡するとキャビテーション残存時間がｔ以上
になるように設定しておけば、ほとんどの場合、隣接し
た場所への連続照射は避けられる。但し、この方法は完
全ではないので、前述した手順３、手順４の方法と組み
合わせることで、より確実な照射手順を実現することが
可能となる。

【０１０１】（実施例２）図５は、第１の発明に係る他
の実施例の構成を示すブロック図である。治療用のアプ
リケータ１０１は強力超音波を発生するピエゾ素子群１
０２、強力超音波を患者１０３に導くカップリング溶液
１０４、カップリング膜１０５のほか、患部の画像を取
得する超音波プローブ８及び超音波プローブの位置を移
動・回転させるためのＺθステージ１１３およびＸθス
テージ１１４から構成されている。ピエゾ素子群２は治
療用強力超音波を照射する１つまたは複数の素子から成
る。治療時にはアプリケータ１１０を患者１０３の体表
に乗せ、カップリング膜１０５を図示しない超音波ゼリ
ー等を使用して皮膚に接触させる。そして、強力超音波
の焦点１０６を患部１０７に一致させた後に、駆動回路
１０９でピエゾ素子群１０２を駆動し、強力超音波を焦
点６に向けて照射する。

【０１０２】アプリケータ１０１の移動は、操作者がコ
ンソール１２０および補助入力装置１１８より入力した
情報に基づき、システムコントローラ１１９を通じてメ
カニカルアーム１１１を制御することで行う。また、予
め取得しておいた患部画像上の治療範囲を一定の手順に
従って走査・治療することも可能である（特開平０５−
４９５５１号公報参照）。患部の画像は、ここでは超音
波診断装置１１５を使用し、超音波プローブ１０８で超
音波を送受信して得られた信号を超音波診断装置１１５
でＢモード画像もしくは３次元画像として再構築してＣ
ＲＴディスプレイ１１７に表示する。

【０１０３】超音波プローブ１０８の移動は、Ｚθステ
ージ１１３及びＸθステージ１１４をステージコントロ
ーラ１１２により制御することで行う。また、アプリケ
ータ１０１内のカップリング溶液１０４の脱気度を一定
に保ち、かつ体表やピエゾ素子群１０２の発熱を防止す
るために、水処理回路１２１によりカップリング溶液１
０４の脱気処理及び冷却を行う。

【０１０４】次に、アプリケータ１０１の移動機構に関
して説明する。図６はこの移動機構を説明するためのピ
エゾ素子群１０２と超音波プローブ１０８の位置関係を
示す図であり、（ａ）は側面図、（ｂ）は上面図であ
る。

【０１０５】本実施例の特徴は、機械的に焦点位置１０
６を動かしたときに超音波画像が常に同一の位置からリ
アルタイムでモニタできることにある。即ち、従来の装
置では通常アプリケータを移動させると同時に超音波振
動子も移動するため、常に同一の状況でモニタすること
ができなかった。これに対し、本実施例ではピエゾ素子
群１０２が実線から破線の位置に移動したとき、Ｚθス
テージ１１３及びＸθステージ１１４をステージコント
ローラ１２で制御して、プローブ８の位置・断層方向
（この図では超音波Ｂモード画像のプレーンの向き）を
変えずにピエゾ素子群１０２を移動させることが可能に
なる。これによって、治療中も同様の位置の画像が取得
可能であるため、予め画像上で腫瘍の位置やサイズ・状
態を確認しておき、その画像と照射途中の画像の変化分
を画像化して現在どこまで治療が進んでいるかを容易に
確認することが可能となる。

【０１０６】図７は、同様に超音波プローブの位置・断
層方向を変えずに患部１０７内で焦点１０６を走査して
治療を行うシステム（アプリケータ部）の別の例であ
る。（ａ）ではＸＹＺステージ１２２、（ｂ）ではＺθ
φステージ１２３を使用することで、超音波プローブ１
０８の位置・断層方向を全く移動させずに患部の焼灼治
療が可能となる。

【０１０７】（実施例３）図８は、第１の発明に係るも
う一つの実施例の構成を示すブロック図であり、ピエゾ
素子群１０２を２次元アレイ構成とした以外は実施例２
と同様である。本実施例では、例えばＵＳＰ−４，５２
６，１６８と同様にピエゾ素子群１０２の各素子の駆動
位相を制御することで焦点位置を走査する。本実施例に
よっても、前述と同様に超音波プローブ１０８を移動・
回転させることなく、強力超音波の焦点１０６の位置を
移動させることが可能となる。

【０１０８】次に、図９を参照して本実施例における治
療時のＣＲＴディスプレイ１１７での画像表示法を説明
する。まず、図９（ａ）の左側の超音波Ｂモード画像１
２６では、患部（腫瘍）１０７を超音波入射方向に対し
てほぼ垂直にスライスして表示している。これは、発明
者らの行った実験結果より、超音波加熱によって熱変性
した領域は周囲の正常組織に比べて音響特性が大きく変
化することが分かっており、焦点よりも手前側に熱変性
領域がある場合には、それ以降に十分な音響エネルギー
が伝搬しない可能性がある。このため、治療の際には腫
瘍塊の奥の方から順に照射を進めていく必要があると考
えられる。従って、超音波の深さ方向の焦点サイズを考
慮してほぼ同程度のサイズにスライス厚を決定して、こ
の図の場合には深い方から「１」〜「４」の４つのセク
ションに分割し、照射の順番もこれに沿って行う様に表
示する。

【０１０９】図９（ａ）の右側にはそれぞれのセクショ
ンの超音波加算Ｃモード画像１２７を表示する。加算Ｃ
モード画像とは、ある定められた厚みを持ったセクショ
ンの画像情報、即ちそのセクションから返ってきた反射
信号を厚み方向に加算した画像のことである。これによ
って、断面を平面として見る際に直感的に分かりやす
く、かつ、既変性領域のハイエコー部分を加算すること
でより強調して表示することが可能となる。この図では
現在セクション「３」を照射中であり、その旨を明確に
表示すると共に。断面中に現在照射している点１２５を
色を変えて表示している。

【０１１０】図９（ａ）の表示例では、照射中のセクシ
ョンの横に「照射中] の表示を行ったが、各セクション
断面像のうち、照射中のセクションのみを色を変えて表
示することも可能である。また、照射ポイント１２５を
異なる色によって明示する変わりに、例えば明滅表示を
行うことも可能である。

【０１１１】また、図９（ｂ）に示すように、照射中の
画像で現在どこまで照射が進んでいて、未照射の領域が
どのくらいあるのかを把握するために、既照射領域・未
照射領域・現在照射中の領域１２５を明確に色分けして
表示することもできる。

【０１１２】さらに、図９（ａ）（ｂ）のようにＢモー
ド画像を表示することに代えて、図９（ｃ）のように超
音波３次元画像を表示し、その横に現在照射中のセクシ
ョンの立体拡大像１２９およびその加算Ｃモード画像１
２７を併せて表示することによって、より視覚的に分か
り易い画像インタフェースを提供することも可能であ
る。そして、この画像上でマウスやライトペン等の補助
入力装置１１８を使用して腫瘍の輪郭やサイズ等を入力
し、その情報に基づいて治療を進めていくことも可能で
ある。

【０１１３】以上説明したように、第１の発明によれば
強力超音波照射治療時に画像診断装置によって正確なモ
ニタが可能となる。更に、照射の際の位置・時間制御が
最適化されるため、予期しない部位への副作用や熱変性
領域の拡大が抑制され、かつ狙った部位に正確に熱変性
を惹起できるため、安全かつ確実な超音波加熱治療を実
現できる。

【０１１４】（実施例４）図１０は、第２の発明の一実
施例に係る構成を示すブロック図である。本実施例で
は、画像診断装置には磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）を用
い、また治療装置には超音波治療装置を用いている。

【０１１５】図１０において、静磁場磁石２０１は励磁
用電源２０２により励磁され、被検体２０３にｚ方向の
一様な静磁場を印加する。勾配磁場コイル２０４は静磁
場磁石内に配置され、シーケンスコントローラ２０５に
よって制御される駆動回路２０６により駆動され、寝台
２０７上の被検体２０３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２０８は送
受信兼用コイルであり、勾配磁場コイル２０４内に配置
される。

【０１１６】シーケンスコントローラ２０５による制御
下で、送信部２０９からの高周波信号がデュプレクサ２
１０を介して高周波コイル２０８に印加され、これによ
り発生する高周波磁場が寝台２０７上の高周波コイル２
０８の中の被検体３に印加される。高周波コイル２０８
には、被検体２０３の画像化すべき領域に均一な高周波
磁場を発生できる、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。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。

【０１１７】高周波コイル２０８により被検体２０３か
らの磁気共鳴信号を受信して得られる受信信号は、デュ
プレクサ２１０を介して受信部２１１へ送られる。デュ
プレクサ２１０は高周波コイル２０８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
２０９からの高周波信号を高周波コイル２０８に伝達
し、受信時には高周波コイル２０８からの受信信号を受
信部２１１に導く働きをする。

【０１１８】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後、シーケンスコントローラ２０５
による制御下で、データ収集部２１２に送られる。デー
タ収集部２１２では、受信信号の収集とＡ／Ｄ変換を行
い、画像再構成用データを電子計算機２１３へ送る。

【０１１９】電子計算機２１３はコンソール２１４によ
り制御され、受信部２１１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
理を行い、またシーケンスコントローラ２０５の制御も
行う。電子計算機２１３により得られた画像データは画
像ディスプレイ２１５に供給され、画像としてが表示さ
れる。

【０１２０】一方、超音波アプリケータ２１６には集束
超音波を発生するための図示しないピエゾ素子群が配置
され、図示しない水袋で被検体２０３に装着される。ピ
エゾ素子群の各素子には、独立した駆動回路群２１７が
接続され、さらに駆動回路群２１７には位相制御回路群
２１８が結合されている。駆動回路群２１７は電源２１
９の電位により強度が決定された電圧パルスを位相制御
回路群２１８からのトリガに応じてピエゾ素子群の各素
子に印加する。電源２１９および位相制御回路群２１８
は、電子計算機２１３によってコントロールされる。ピ
エゾ素子を用いて超音波を送信する際に、各素子の駆動
位相を制御することで焦点の位置を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（例えば米国特許第
４，５２６，１６８号）。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２１６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。

【０１２１】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。機械的に焦点を移動させる
場合は、ピエゾ素子は１つの球殻状振動子とするか、複
数の振動子を同時に駆動するか、位相制御回路群１１８
を固定とするかのいずれかの方法をとればよい。また、
焦点移動に電子制御と機械式制御を組み合わせてもよ
い。例えば深さ方向については電子制御とし、方位方向
についてはピエゾ素子を機械的に平行移動させてもよ
い。

【０１２２】次に、本実施例における空間周波数のデー
タを利用した画像間の動きの検出法について説明する。

【０１２３】初めに、インパルス応答を利用する場合を
説明する。複数の画像間で対象が動いたとすると、動い
た後の画像は動く前の画像に動きベクトル分動いたイン
パルスが畳み込み積分されたものと等価となる。図１１
で、画像信号を１ラインで示して説明する。図１１
（ａ）が原画像ｆ（ｘ）で、図１１（ｃ）が動いた後の
画像ｇ（ｘ）とすると、（ｃ）は（ａ）に動きベクトル
を中心（０）からのズレに置き換えた図１１（ｂ）に示
すインパルスｈ（ｘ）を畳み込み積分したものと等価と
なる。この関係を式で表すと次式のようになる。

【０１２４】ｇ（ｘ）＝ｆ（ｘ）＊ｈ（ｘ）（１）ｈ（ｘ）＝σ（ｘ−ａ) ＊は畳み込み積分、σ（ｘ）はデルタ関数を表す。

【０１２５】よって、図１１（ａ）（ｃ）の２つの画像
間のインパルス応答を計算すると図１１（ｂ）が求ま
り、このピークの中心からのズレが動きベクトルとな
る。ＭＲＩ画像は、一般に磁気共鳴信号である空間周波
数データを取得し、これをフーリエ変換することで得ら
れるので、データ収集を行った後、再構成を行う前に２
つの画像の周波数データの商（すなわち伝達関数）を計
算し、その再構成を行えば動きベクトルを検出すること
ができる。

【０１２６】（１）式の両辺をそれぞれｇ（ｘ）→Ｇ
（ｋｘ），ｈ（ｘ）→Ｈ（ｋｘ），ｆ（ｘ）→Ｆ（ｋ
ｘ）とフーリエ変換するとＧ（ｋｘ）＝Ｆ（ｋｘ）・Ｈ（ｋｘ）（２） ∴Ｈ（ｋｘ）＝Ｇ（ｋｘ）／Ｆ（ｋｘ）（３）となり、伝達関数Ｈ（ｋｘ）の逆フーリエ変換であるイ
ンパルス応答ｈ（ｘ）は簡単に計算できる。具体的な伝
達関数の計算には、単純な各周波数毎の割算のほか、ウ
ィーナフィルタ、適応フィルタ、最適フィルタなどを用
いる。

【０１２７】次に、相互相関関数を用いた場合について
次に説明する。２つの画像の相互相関関数を計算する
と、２つの画像の最も相関の高い位置でピークを持つの
で、これから動きベクトルを計算することもできる。２
つの画像ｆ（ｘ），ｇ（ｘ）の相互相関関数ｗ（ｘ）は

【０１２８】

【数１】である。この式からも明らかなように、Ｗ（ｘ）を最大
にするａが動きベクトルとなる。この際も、次の（５）
式のように周波数領域での２つの画像データの積を計算
し、この逆フーリエ変換をとることで相互相関関数を計
算できる。

【０１２９】Ｗ（ｋｘ）＝Ｆ（ｋｘ）・Ｇ（ｋｘ）（５）このような周波数領域での処理の場合、画像の端での不
連続性による影響を低減するため、ウィンドウをかける
ことも必要である。ここでは簡単のため１次元で説明し
たが、２次元あるいは３次元でも同様に、収集された空
間周波数データから動きベクトルを計算することができ
る。

【０１３０】温度分布計測に適応する場合は、特に化学
シフト温度計測のフェーズマッピング法の場合、画像の
位相情報に温度変化が反映される方法であり、絶対値画
像は形態を示すので、動きの検出には絶対値画像を用
い、これを基に位置を補正した位相画像間で差分を計算
する。

【０１３１】図１２に、ＭＲＩにより得られたデータか
ら動きを検出し、その補正を行いつ差分を計算する方法
を模式的に示す。（ａ）（ｂ）は収集された空間周波数
データである。これらの間の伝達関数（ｃ）を計算し、
（ａ）（ｂ）（ｃ）をそれぞれ（ｄ）（ｅ）（ｆ）のよ
うに再構成する。そして、（ｄ）（ｅ）を（ｆ）から得
られた動きベクトル分だけ移動して差分を計算する。例
えば（ａ）を超音波照射前、（ｂ）を超音波照射中に得
た画像として両者の差分を計算すると、温度変化による
変化分（ｈ）が描出される。

【０１３２】次に、この動き検出機能を用いた治療手順
について図１３に示すフローチャートを用いて説明す
る。初めに、化学シフト温度計測のフェーズマッピング
法を用いた場合を述べる。

【０１３３】まず、治療前にＭＲＩにより３次元高精細
画像を撮像し（ステップＳ２０１）、この画像上で治療
部位を設定して治療計画を策定する（ステップＳ２０
２）。治療直前に患者をガントリ内に配置し（ステップ
Ｓ２０３）、位置合わせ用の３次元画像を撮像する（ス
テップＳ２０４）。次に、ステップＳ２０３で得られた
３次元画像とステップＳ２０１で得られた治療計画画像
との間の位置のずれを検出し（ステップＳ２０５）、そ
のずれの量がしきい値に満たないかどうかを調べ（ステ
ップＳ２０６）、しきい値以上の場合には位置がずれて
いると判断して、前記動きベクトル検出法を用いて動き
ベクトルを検出し、この動きベクトルを用いてずれを補
正する（ステップＳ２０７）。

【０１３４】ステップＳ２０６で位置がずれていないと
判定された場合、またはステップＳ２０７でずれ補正が
行われた場合は、その直後に温度分布（３次元）の初期
画像を撮像し、続けて連続的な温度分布の計測（形態画
像も同時に取得）を開始し（ステップＳ２０８）、これ
らの画像データをメモリに保存する（ステップＳ２０
９）。この画像を得ながら初期画像または前画像に対す
る動きベクトルを検出し（ステップＳ２１０）、同時に
画像の再構成を行う（ステップＳ２１１）。動きを打ち
消すように後の画像の位置を移動した後に位相画像の差
分を計算し（ステップＳ２１２）、温度分布画像を得
る。

【０１３５】一方、ＭＲＩ撮像とは独立に治療のための
超音波照射を行う。すなわち、Ｎ個の焦点位置を順番に
設定し（ステップＳ２１４〜Ｓ２１６→Ｓ２２０）、超
音波照射を行う（ステップＳ２２１）。設定した全ての
焦点位置の治療が終了した後で、ＭＲＩ撮像を行う（ス
テップＳ２１７）。治療予定部位で十分治療効果が確認
されたら（ステップＳ２１８）、治療を終了する（ステ
ップＳ２１９）。この際、随時ＭＲＩ側からステップと
２１０で得られた動きベクトルの情報により座標基準が
変更される（ステップＳ２２１）。また、超音波照射時
に得られた温度分布より加熱位置（ホットスポット）が
検出できる。ホットスポットが治療予定部位からずれて
いる場合は、これを補正するよう超音波照射側をコント
ロールする。

【０１３６】Ｔ１強調画像（Ｔ１：縦緩和時間）の温度
による画像変化を検出することでホットスポットを観察
する場合も、全く同様な流れで治療できるが、差分を取
る画像が絶対値画像であることが異なる。また、Ｔ１強
調画像の場合は、差分を計算しなくとも画像信号の強度
が事前に与えたしきい値より変化した位置をホットスポ
ットとして検出してもよい。この場合は、動きベクトル
の情報は超音波の照射位置の補正のみに使用される。

【０１３７】図１４に初期画像基準、図１５に前画像基
準の動き補正の時間的流れの模式図を示す。図１４、図
１５では、初めに組織に損傷を与えない程度の照射を行
い、そこでホットスポットが治療予定部位にあることを
確認して治療用照射を行うときの１回の照射のタイムテ
ーブルを示している。図１４では常に基準画像に対する
動きを検出し、また温度変化については基準画像からの
温度変化を測定する。図１５では直前の画像に対する動
きを検出し、温度変化についても直前の画像に対する変
化分を測定する。よって移動は直前の画像に対して行
い、温度変化については累積温度分布を計算する。この
ような場合、累積誤差の低減のため、例えば１０回の撮
像に対して１回、初期画像に対する画像の動きを検出し
て座標を補正する。

【０１３８】以上説明したように、第２の発明によれば
画像診断装置を用いた治療装置において、ＭＲＩにより
連続的に得られる空間周波数データから従来より高速に
動きのベクトルを検出することで、リアルタイムに差分
画像の誤差を低減し、動きによる座標のズレを低減し、
安全・正確な治療が可能となる。

【０１３９】（実施例５）次に、第３の発明の実施例に
ついて説明する。本実施例の装置としての基本構成は図
１０に示した実施例４と同様である。

【０１４０】図１６に、本実施例に係る局所励起でポイ
ントの温度を化学シフト温度計測でリアルタイムに行う
シーケンスを示す。ＲＦは高周波パルス、Ｇｘ，Ｇｙ，
Ｇｚは勾配磁場、ｄａｑはデータ収集期間である。ここ
ではスピンエコーを適用し、局所励起にｘｙ面の１ショ
ット局所励起とｚ方向の通常の選択励起を用いて、ポイ
ント（厳密には円筒形）を局所励起している。ただし、
この様な勾配磁場制御を行わなくとも、図２５のように
ｘ，ｙ，ｚそれぞれの方向にスライスすることでも、所
望の１点のエコー信号のみを得ることができる。これら
の場合、リードおよびエンコード勾配磁場を使用しない
で、一回のシーケンス実行でデータ収集は終了する。デ
ータとしては励起したボクセル内の信号強度が観察され
る。ここで、１次元フーリエ変換を行うとスペクトルが
観察されるので、より選択的に水のスペクトル強度を観
察できる。このポイントの温度計測を化学シフト温度計
測のフェーズマッピング法(Y.Ishihara et al.: Proc.
11th Ann. SMRM Meeting,4803, 1992) を用いて行う場
合、得られた信号の位相データと参照データの位相デー
タの差分を計算すればよい。

【０１４１】以下、この温度計測を用いた治療手順を治
療計画時に複数設定された治療点の１点を治療する場合
について説明する。また、この時間的流れの模式図を図
１７に示す。

【０１４２】初めに、組織に影響の出ない程度に弱い加
熱を行った時の温度分布を例えば３次元的に撮像し（Ｃ
１）、加熱部位（ホットスポット）を前もって確認し
て、設定した位置とのズレを確認し、さらに局所励起の
ポイントを最大加熱点、もしくは予め設定された温度の
しきい値を越えた部位に設定する（Ｃ２）。このしきい
値はハイパワーの治療用強力超音波照射時に組織に影響
の起こる温度から決められる。このときの処理の過程を
図２２に示した。図２２（ａ）のような温度分布を得た
とき、しきい値以上の部分のみを（ｂ）のように抽出
し、その中から代表的な点（例えば、その中の最大発熱
点）を（ｃ）のように抽出する。ここでは温度分布画像
より温度測定部位を決定したが、別に得られた形態画像
から治療部位、あるいは加熱してはならない部位などの
温度モニタしたい部位を操作者が指定してもよい。

【０１４３】次に、治療用ハイパワー照射を行い、この
とき同時にＣ２で設定された温度測定点について化学シ
フト温度計測を行う（Ｃ３）。そして、所望の部位に予
想通りの温度上昇の得られた場合は照射を続け（Ｃ４→
Ｃ５）、温度上昇が十分でないときには焦点のズレなど
の恐れがあるので照射を中止し（Ｃ４→Ｃ６）、警報を
発生する。本来加熱したくない部位については温度が組
織に損傷を与えない程度の温度の上限にしきい値を与
え、これを越えた場合治療を中止し、警報を発生する。
そして、次の焦点について同様に治療を行う。

【０１４４】計測された温度は、図１８のようにディス
プレイ（例えば図１０の画像ディスプレイ）上のサブウ
ィンドウ２２１，２２２に、時間に対する温度変化とし
て表示され、その計測位置はメインウィンドウ上に示さ
れた形態画像に矢印で示される。温度グラフは危険温度
を越える場合、もしくは温度上昇が異常の場合、その温
度を色を変えて表示することで操作者に異常を知らせ
る。また、形態画像内に超音波振動子の位置形状２２
３、幾何焦点２２４などをスーパーインポーズして表示
してもよい。さらに、微弱超音波照射時に得られた温度
分布を重ねて表示するか、切り替えて表示してもよい。

【０１４５】次に、超音波照射軸上の１次元温度分布を
高速に測定しながら治療を行う場合を説明する。このと
きのシーケンスを図１９に示す。ここではｘ、ｙ方向に
計２回の局所励起を行い、ｚ軸の１ラインのみの励起を
行う場合を示している。シーケンスとしてはフィールド
エコーシーケンスを用いており、ｚ軸方向のリードでｚ
軸方向の１次元温度分布を得る。実際の使用時には、励
起方向は照射方向（照射軸上）に合わせるようにオブリ
ーク撮像法を用いて設定する。この際、１回目の励起と
２回目の励起とリードの勾配のベクトル方向は全て直交
しているように設定する。

【０１４６】また、この温度計測を用いた治療手順を治
療計画時に複数設定された治療点の１点を治療する場合
について説明する。また、この時間的流れの模式図を図
２０に示す。

【０１４７】初めに、組織に影響の出ない程度に弱い加
熱を行った時の温度分布を３次元的に撮像し（Ｃ１）、
加熱部位（ホットスポット）を前もって確認して、設定
した位置とのズレを確認し、さらに局所励起のラインを
最大加熱点、もしくは予め設定された温度のしきい値を
越えた部位（複数）を含むように設定する（Ｃ２）。こ
のときの設定手順は図２２と同様に行う。ポイント温度
計測と同じように、操作者がモニタしたいラインを指定
してもよい。

【０１４８】次に、治療用ハイパワー照射を行い、この
とき同時にＣ２で設定された温度測定ラインについて化
学シフト温度計測を行う。ここでは１回の励起後得られ
た空間周波数データを１次元フーリエ変換して（Ｃ
３）、１次元温度分布を算出する（Ｃ４）。そして、所
望の部位に予想通りの温度上昇の得られた場合は照射を
続け（Ｃ５→Ｃ６）、温度上昇が十分でないときには焦
点のズレなどの恐れがあるので照射を中止し（Ｃ５→Ｃ
７）、警報を発生する。本来加熱したくない部位につい
ては温度が組織に損傷を与えない程度の温度の上限にし
きい値を与え、これを越えた場合治療を中止し、警報を
発生する。以下、次の焦点について同様に治療を行う。

【０１４９】そして、Ｃ４で計測された温度分布のう
ち、代表的な点について図１８に示したように表示す
る。あるいは図２１に示すようにメインウィンドウ上の
形態画像に、温度分布を色を変えてスーパーインポーズ
して温度を計測する毎に表示し直して示してもよい。こ
の場合、予定加熱プロファイルを別の色か、点線で表示
して、それとのズレがあった場合警報を発生するように
する。この温度分布の表示は計測ラインをメインウィン
ドウに示し、これを矢印で示したサブウィンドウ内に表
示してもよい。

【０１５０】なお、ここまでで示した形態画像は治療前
に得られた画像か、もしくは１つの加熱点の加熱が終了
後に得られた画像でも良い。

【０１５１】また、同様な治療シーケンスで治療照射中
に得られた温度を超音波照射のためのコントロールに用
いてもよい。例えば図２６に示すように照射条件より予
想される温度変化と実際測定された温度との比較を両者
の差を判別することで行い（Ｃ１）行い、この差をなく
すように超音波照射パワーを制御する（Ｃ２）。例え、
ば設定温度より測定温度が低い場合は照射パワーを上げ
るようにコントロールすればよい。

【０１５２】次に、温度モニタと治療効果の確認を同時
に行う方法を述べる。

【０１５３】ここでは、温度測定はポイントまたはライ
ンで行い、緩和時間強調のデータをほぼ同時に取得す
る。Ｔ２（横緩和時間）強調に関しては、超音波照射中
は温度計測をポイントかラインで連続的に行い、照射後
温度が平温に戻ったところでＴ２強調画像を取得後、直
ぐに次の照射に入る。この際、Ｔ２強調信号を取得する
際にも図２３に示したような手順で画像ではなく局所励
起を用いて治療予定点のＴ２強調信号の計測を行うこと
で、治療時間を短縮することができる。このとき温度上
昇時には緩和時間も変化するので、これを化学シフト温
度計測で得られた温度により補正してもよい。この様に
することで同時に温度モニタと治療効果確認ができる。

【０１５４】なお、図２３のように微弱超音波照射後、
画像もしくは温度を計測し、その位置および温度を確認
後、異常がなければすぐに強力超音波を照射すること
で、チェック時と実際の治療用照射時のタイムラグを小
さくすることができ、その間の位置ズレを低減できる。

【０１５５】また、縦緩和時間Ｔ１については温度計測
時にフィールドエコーを用いていると絶対値画像でＴ１
強調画像を同時に得ることができる。緩和時間Ｔ１も変
性により変化することが分かっているので、治療用超音
波照射中はポイントもしくはラインの温度計測を行い、
次の焦点の照射前の微弱超音波照射時に計測した温度分
布の絶対値画像から治療効果も判定する。

【０１５６】図２４に、同一シーケンス内で温度計測と
Ｔ１、Ｔ２強調画像を取得するようなシーケンスを図１
０に示す。これはＣＰＭＧ(Carr-Purcell-Meiboom-Gil
l) シーケンスを応用したもので、１ポイントを局所励
起後１８０゜パルスを複数回用いることで複数のエコー
タイムの信号を得ることができ、例えば短いエコータイ
ムＴＥ１のときに得られる信号の位相から温度、絶対値
からＴ１強調信号をそれぞれ得て、長いエコータイムＴ
Ｅ２のときの絶対値よりＴ２強調信号を得る。

【０１５７】この場合も、温度からＴ１、Ｔ２強調信号
を補正してもよい。これにより、一度の励起で温度モニ
タと治療効果確認ができる。このとき繰り返し時間ＴＲ
を短くし、９０゜パルスをエルンスト角のパルスとし、
フィールドエコーで温度計測を行い、その後１８０゜パ
ルスを加えてＴ２Ｗの信号を取得してもよい。

【０１５８】なお、実施例５ではＭＲＩのパルスシーケ
ンスとしてピンエコーシーケンスとフィールドエコーシ
ーケンスを用いたが、他のシーケンスも局所励起を含め
ば同様に用いることができる。また、実施例５では特に
深部局所の患部を治療するために治療エネルギーに超音
波を用いたが、一度に大きなエネルギーを投入したい場
合にはレーザ、広い領域にエネルギーを投入する場合に
はマイクロ波などを適宜用いても加熱治療が行うことが
可能であり、この際の温度モニタ全てに本発明を適用す
ることができる。

【０１５９】以上説明したように、第３の発明によれば
磁気共鳴診断装置を用いた治療装置において、局所励起
法を用いて前もって得られた温度モニタの必要な点につ
いての温度計測をリアルタイムに行うことが可能とな
り、照射中に異常を発見できる安全な治療装置を提供で
きる。

【０１６０】（実施例６）次に、第４の発明の実施例に
ついて説明する。本実施例の装置としての基本構成は図
１０に示した実施例４と同様である。

【０１６１】本実施例では、超音波照射軸上の１次元温
度分布を高速に測定しながら治療を行う手順を説明す
る。ここで、照射軸とは球殻状超音波振動子の球面の中
心と振動子の中心を結ぶ軸である。このときのパルスシ
ーケンスを図２７に示す。ここではｘ，ｙ方向に計２回
の局所励起を行い、ｚ軸の１ラインのみの励起を行う場
合を示している。パルスシーケンスとしてはフィールド
エコーシーケンスを用いており、ｚ軸方向のリードでｚ
軸方向の１次元温度分布を得る。実際の使用時には、励
起方向は照射方向（照射軸上）に合わせるようにオブリ
ーク撮像法を用いて設定する。この際、１回目の励起と
２回目の励起とリードの勾配のベクトル方向は全て直交
しているように設定する。

【０１６２】超音波アプリケータ２１６の位置、照射軸
方向の検出および制御については、位置、照射軸方向を
電子計算機２１３で制御する場合と、操作者が電子計算
機２１３を介して制御する場合と、直接アプリケータを
操作者が移動する場合とに分けられる。

【０１６３】まず、前者の場合の制御の流れを図２８に
示す。電子計算機２１３が治療計画時に予め決められた
ようにアプリケータ２１６の位置、角度を設定してシー
ケンスコントローラ２０５とアプリケータ駆動系２３１
に伝え、それに伴い超音波の照射軸も計算する。その軸
を含むように撮像条件を決めて、加熱時に温度計測を行
う。

【０１６４】また、この時の治療手順を治療計画時に複
数設定された治療点の１点を治療する場合を例に挙げて
次に示す。また、この時間的流れは先の実施例５で用い
た図２０と同様である。

【０１６５】図２０を参照して説明すると、初めに組織
に影響の出ない程度に弱い加熱を行った時の温度分布を
３次元的に撮像し（Ｃ１）、加熱部位（ホットスポッ
ト）を前もって確認して、設定した位置とのズレを確認
し、さらに局所励起のラインを最大加熱点、もしくは予
め設定された温度のしきい値を越えた部位（複数）を含
むように設定する（Ｃ２）。このときの設定手順は図２
２と同様に行う。このとき、既に照射軸に合わせて軸を
含む面か、そのマルチスライスの撮像を行ってもよい。

【０１６６】次に、治療用ハイパワー照射を行い、この
とき同時にＣ２で設定された温度測定ラインについて化
学シフト温度計測を行う。ここでは１回の励起後得られ
た空間周波数データを１次元フーリエ変換して（Ｃ
３）、１次元温度分布を算出する（Ｃ４）。そして、所
望の部位に予想通りの温度上昇の得られた場合は照射を
続け（Ｃ５→Ｃ６）、温度上昇が十分でないときには焦
点のズレなどのおそれがあるので照射を中止し（Ｃ５→
Ｃ７）、警報を発生する。本来加熱したくない部位につ
いては温度が組織に損傷を与えない程度の温度の上限に
しきい値を与え、これを越えた場合治療を中止し、警報
を発生する。以下、次の焦点について同様に治療を行
う。

【０１６７】そして、Ｃ４で計測された温度分布のう
ち、代表的な点について図１８に示したように表示す
る。あるいは図２１に示すようにメインウィンドウ上の
形態画像に、温度分布を色を変えてスーパーインポーズ
して温度を計測する毎に表示し直して示してもよい。こ
の場合、予定加熱プロファイルを別の色か、点線で表示
して、それとのズレがあった場合警報を発生するように
する。この温度分布の表示は計測ラインをメインウィン
ドウに示し、これを矢印で示したサブウィンドウ内に表
示してもよい。

【０１６８】次に、操作者が電子計算機２１３を介して
アプリケータ２１６を制御する場合について説明する。
図２９に示すように、まず操作者が位置、角度データを
電位計算機２１３にキーボード２３１よりインプットす
るか、電子計算機２１３によりディスプレイ上に表示し
た形態画像と超音波アプリケータ２１６のコンピュータ
グラフィックス（ともに疑似３次元画像）を基に、画像
内のアプリケータをマウス２３２や３Ｄポインタ２３
３、キーボード２３１を使用して移動すると、その時の
位置と角度データがＭＲＩの撮像条件にフィードバック
され、照射軸を含む線、面の温度分布が収集される。な
お、立体ディスプレイ等を用いて実際に３次元表示して
も構わない。

【０１６９】次に、直接アプリケータ２１６を操作者が
移動する場合を説明する。

【０１７０】ＭＲＩモニタによるハンドプローブタイプ
の超音波治療アプリケータの構成図を図３０に示す。こ
こではオープンタイプのＭＲＩマグネット３００を用い
ている。エンコーダ３０１，３０２，３０３は回転検出
型エンコーダ、またエンコーダ３０４，３０５，３０６
は並進検出型エンコーダであり、これらにより回転、並
進計６自由度の移動を可能とする。把握部３０７を操作
者が握り、患部に対して位置合わせをすると、それぞれ
のエンコーダ３０１〜３０６からの信号を計算機に送
り、アプリケータ２１６の位置、角度を常に計算して把
握することができる。これらの位置、角度データをＭＲ
Ｉの撮像条件にフィードバックし、照射軸を含む線、あ
るいは面のデータを収集する。線のデータ収集の場合
は、図２７のようなパルスシーケンスを用い、面の場合
は通常のＭＲＩの２次元撮像用のパルスシーケンスを用
いる。

【０１７１】ここではアプリケータ２１６の位置、角度
検出にエンコーダを用いたが、これに代えて光ジャイロ
を用いて検出を行ってもよい。この場合の模式図を図３
１に示す。光ジャイロ３１１，３１２によってアプリケ
ータ２１６の２点の位置を計測する。その位置情報を電
子計算機２１３に送り、その位置に適したＭＲＩの撮像
を行う。

【０１７２】また、テレビカメラを用いて位置、角度検
出を行うこともできる。このときの検出方法の模式図を
図３２に示す。ここではカメラ３２３，３２４を２方向
に設置し、またアプリケータにはＬＥＤなどの自光式の
ポインタ３２１，３２２が設けられており、これらのポ
インタ３２１，３２２から光を２方向からのカメラで計
測し、カメラ３２３，３２４の位置から３次元的なポイ
ンタの位置を計算し、アプリケータ２１６の位置、角度
を算出することができる。

【０１７３】このとき液晶ディスプレイなど磁場の影響
を受けにくいディスプレイをシールドルーム内に操作者
が操作しながら見ることのできる位置に配置し、ここに
照射軸を含む面の形態画像、および温度分布画像を表示
する。このときの形態画像は予め得ておいた３次元の画
像データより構築してもよいし、または温度分布と交
互、もしくは同時に同一面の画像を収集してもよい。も
しくは形態画像は３次元データを疑似３次元画像として
表示し、この中に２次元、もしくは１次元の温度分布画
像を重ねて表示してもよい。

【０１７４】操作者が図２９に示したようにマウス２３
２、３Ｄポインタ２３３などの入力デバイス、もしくは
アプリケータ２１６をコントロールしてインタラクティ
ブに治療を行う場合には、入力デバイスもしくはアプリ
ケータ２１６にスイッチを設置しておく。そして、まず
リアルタイムで照射軸を含む面について形態画像を連続
的に取得し、形態画像と加熱予定部位を重ねて表示す
る。治療予定部位（患部）と加熱予定部位を合わせるよ
うにアプリケータ２１６もしくは入力デバイスを移動す
る。一致が確認できたら、スイッチを操作し、ごく弱い
強度で組織に損傷の起きない程度の超音波加熱を行う。
電位計算機２１３の制御により同時に温度分布計測を行
い、計測された温度分布内の加熱部位が予定部位に一致
したかどうかを電子計算機２１３を用いて判定し、電子
計算機２１３の制御で自動的に強力超音波をすぐに照射
する。

【０１７５】ただし、位置ズレは３次元的に起こるの
で、２次元、もしくは１次元撮像を行った場合、スライ
ス方向に位置ズレが起こる可能性もある。このときは照
射パワーに対する温度上昇を予め知っておいて、これに
達しない場合は位置ズレが起きていると判断して、別の
スライスで同様に温度計測を行い、これとの比較でスラ
イス方向の最大加熱位置を把握する。もしくはマルチス
ライス撮像をして３次元的な位置ズレ検出を行ってもよ
い。また、直交するかもしくは単に交わっているだけで
構わないが、複数画面の温度分布を撮像し、このそれぞ
れの面内の最大温度上昇点を含むスライスを再び撮像し
直してもよい。

【０１７６】加熱部位と治療予定部位との一致の確認は
操作者が行って、別のスイッチで強力超音波の照射をマ
ニュアルで行ってもよいし、もしくは加熱予定部位と弱
い加熱時の加熱部位が一致したかをコンピュータで確認
し、確認できたら自動的に強力超音波を照射してもよ
い。もしくはピエゾ素子にフェーズドアレイを用い、こ
のときのズレを電子的に位相制御によって補正してもよ
い。

【０１７７】また、本実施例では特に深部局所の患部を
治療するために治療エネルギーに超音波を用いたが、一
度に大きなエネルギーを投入したい場合にはレーザ、広
い領域にエネルギーを投入するためにはマイクロ波など
を用いても加熱治療を行うことができ、この際の温度モ
ニタ全てに本実施例の手法を適用することができる。こ
のときは例えばレーザであっても照射軸を含む面の温度
を計測すればよい。

【０１７８】以上説明したように、第４の発明によれば
磁気共鳴診断装置を用いた治療装置において、治療位置
に一致した部位の温度情報を高速に常時得ることがで
き、治療効率と安全性の高い治療が可能となる。

【０１７９】（実施例７）図３３は、第５の発明に係る
一実施例の構成を示す図である。同図において、超音波
アプリケータ４０１はピエゾ素子４０２と、その中心に
挿入配置されたイメージング用の超音波プローブ４０お
よび可撓性の水袋４０４によって構成されている。アプ
リケータ４０１は、図に示すように患者４０５の体内の
治療対象４０６を治療すべく、音響インピーダンスが生
体に近い物質で作られた音響的エネルギの伝播媒質４０
７（例えば水など）を介して患者４０５に当接される。

【０１８０】ピエゾ素子４０２は、駆動回路４０８によ
って駆動される。駆動回路４０８は制御回路４０９に接
続されており、制御回路４０９からの制御信号によって
ピエゾ素子４０２の駆動電圧を調節する。駆動回路４０
８の出力端子は２つあり、それぞれ独立しているが、同
一信号を出力する。この駆動回路４０８の一方の出力端
子はピエゾ素子４０２及び受信波検出回路４１０の一方
の入力に、他方の出力端子は受信波検出回路４１０の他
の入力に接続されている。

【０１８１】受信波検出回路４１０は、駆動電圧に重畳
された治療対象４０６からの反射超音波信号を検出す
る。レベル検出回路４１１及び位相ずれ検出回路４１２
は受信波検出回路４１０からの反射波信号のレベル及び
位相をそれぞれ検出し、これらの情報を制御回路４０９
に出力する。

【０１８２】本実施例においては、診断用超音波プロー
ブ４０３及び超音波診断装置４１３によって取得された
生体内画像と、制御回路４０９からの治療領域の変化の
情報をデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）４１４を
介してＣＲＴディスプレイ４１５上に表示する。

【０１８３】次に、本実施例の動作を強力超音波による
焼灼治療を例にとり説明する。

【０１８４】本実施例では、ピエゾ素子４０２から治療
対象４０６に向けて放射された治療用強力超音波によっ
てリアルタイムに治療領域の変化を検出することが特徴
である。ピエゾ素子４０２から焦点に向けて放射された
治療用超音波により、焦点領域の温度は数秒で摂氏６０
〜８０℃にまで上昇する。その結果、焦点領域の生体組
織は熱変性を起こし死滅する。その後、さらに超音波エ
ネルギの照射を継続すると、熱変性領域は拡大してい
く。この熱変性壊死した生体組織の音響的な特性は正常
細胞のそれとは異なっているため、熱変性部と正常組織
との境界面において超音波は反射される。また、熱変性
領域における超音波エネルギの吸収係数も正常細胞のそ
れとは異なっている。

【０１８５】従って、以下に説明するように熱変性領域
近傍からの反射波を検出し、その振幅を計測すれば、治
療領域の変化（熱変性状態）の有無を知ることができ
る。さらに、熱変性領域が拡大する状況についても、反
射波の時間による位相ずれを検出することにより、モニ
タリングが可能となる。

【０１８６】熱変性領域近傍で反射された超音波はアプ
リケータ４１０側に伝播していき、ピエゾ素子４０２に
到達する。その後、ピエゾ素子４０２を振動させ、ピエ
ゾ素子４０２により超音波エネルギが電気エネルギに変
換される。一般には、ピエゾ素子４０２の駆動電気エネ
ルギに比べて、反射超音波による電気エネルギは小さい
ので、反射超音波成分を検出するのは困難である。

【０１８７】そこで、本実施例では電気信号である駆動
信号を打ち消すような信号を受信波検出回路４１０の入
力側に印加することにより、反射波信号成分のみを検出
する。その原理を図３４を用いて説明する。図３４は、
ピエゾ素子２と駆動回路４０８および受信波検出回路４
１０を概略的に示す図である。駆動回路４０８の出力段
は２つあり、それぞれ別の素子、この例ではトランジス
タ４３１，４３２を用いている。もちろん、出力素子は
オペアンプなどのＩＣや、サイリスタなど他の半導体素
子でも良く、要は出力が入力段に影響を与えないように
構成されていればよい。

【０１８８】トランジスタ４３１のコレクタ側には、負
荷であるピエゾ素子４０２が接続されている。トランジ
スタ４３１，４３２には同一の信号が入力され、トラン
ジスタ４３２のコレクタからはピエゾ素子４０２に印加
される駆動信号と同一の信号が取り出せるようになって
いる。トランジスタ４３１のコレクタには、駆動信号に
熱変性領域近傍からの反射波信号成分が重畳された信号
が現れる。

【０１８９】トランジスタ４３１，４３２の各々のコレ
クタからの信号は、受信波検出回路４１０に入力され、
差動増幅器４３３によってその差信号が検出される。差
動増幅器４３３は、差信号を検出すると同時にそれを増
幅することによって、駆動信号成分が相殺された信号成
分、すなわち反射波信号成分を出力する。

【０１９０】こうして受信波検出回路４１０で検出され
た反射波信号成分の大きさを図３３のレベル検出回路４
１１で予め設定された閾値と比較し、閾値以上である場
合には制御回路４０７が駆動回路４０８に供給する駆動
信号をオフとして、ピエゾ素子４０２からの治療用超音
波の照射を即時または一定時間後にストップする。レベ
ル検出回路４１１が反射波信号成分の大きさが閾値以上
と判定した時点から治療用超音波の照射をストップする
まで時間幅は、入力部４１６を用いて設定可能になって
いる。例えば、熱変性領域をある程度拡大させたい場合
は、この時間幅を長くすればよい。なお、レベル検出回
路４１１に与える閾値は、操作者が入力部４１６を用い
て任意に設定できる。また、閾値以上の反射波が一定時
間継続した後に治療用超音波の照射をストップするなど
の治療手順の設定も可能になっており、操作者が要求す
る治療効果が得られるようになっている。

【０１９１】さて、治療領域が拡大してくると、治療用
超音波の一部が反射される境界面もアプリケータ４０１
側にずれてくるため、照射してから反射波が得られるま
での時間が徐々に短縮され、反射波信号の位相ずれが生
じる。この位相ずれを位相ずれ検出回路４１２によって
検出することにより、熱変性領域の拡大を知ることがで
きる。さらに、この位相ずれ量を積分することにより、
焦点位置からの熱変性領域の拡大量の目安が得られる。
これより、熱変性領域の拡大が設定した値以上になった
ら照射をストップするなどの制御も可能である。ここ
で、位相ずれ検出回路４１２は、例えば位相のずれを電
圧に換算して出力する構成になっており、良く知られた
ＰＬＬ回路や位相比較器によって構成できる。

【０１９２】その他、本発明を利用すれば焦点領域の熱
変性状態のみならずキャビテーションの生成状況、温度
上昇度及び体表面の変化も測定できる。これらは、反射
波信号の振幅変化や位相ずれをこれらに特徴的なものと
比較することによって実現される。

【０１９３】以上のようにして得られた治療対象の変化
を超音波診断装置で取得した生体内の超音波画像と重ね
合わせ、ＣＲＴディスプレイ４１５上に表示し操作者に
知らせる。この表示法としては、例えば焦点上に熱変性
領域を示すマークを重ねて表示し、変性領域のアプリケ
ータ４０１側への移動量に対応してマークの大きさを変
えたり、患者４０５の体表における温度上昇または変性
を検出して警告を発生するなどの使用法も考えられる。

【０１９４】（実施例８）図３５は、第５の発明に係る
他の実施例の構成を示す図である。なお、図３５におい
ては図３３中に示したイメージング用超音波プローブ４
０３、超音波診断装置４１３、デジタルスキャンコンバ
ータ４１１及びＣＲＴディスプレイ４１５を省略して示
している。

【０１９５】本実施例では、受信波検出回路４１０の２
つの入力はピエゾ素子４０２及び駆動回路４０８と新た
に設けられたメモリ４１９に接続されている。図３５で
は、治療用超音波照射直後の１波長もしくは数波長分の
反射波信号をＡ／Ｄコンバータ４１８によりディジタル
信号に変換した後、メモリ４１９に格納する。

【０１９６】治療用超音波の照射直後は熱変性領域は存
在しないので、ピエゾ素子４０２の電気信号入力端の信
号は、駆動信号と生体組織からの微小な反射波信号の合
成信号になっている。治療が進行し熱変性領域が顕現す
ると、反射波信号に変化が生じ、これを検出して熱変性
の情報を得る。この手順としては図３６に示す構成の受
信波検出回路４１０を用いる。

【０１９７】すなわち、図３６に示すようにピエゾ素子
４０２で受信した反射波信号成分が重畳された駆動信号
（受信信号）をまずＡ／Ｄコンバータ４４１でディジタ
ル信号に変換する。メモリ４１９に格納されている信号
は、位相およびレベル調整回路４４２により、制御回路
４０９からの制御信号に従って駆動回路４０８の出力及
び位相に応じて調節される。そして、減算器４４３でＡ
／Ｄコンバータ４４１の出力信号から位相およびレベル
調整回路４４２の出力信号がデジタル的に引き算され、
その結果、反射波信号成分のみが抽出される。なお、メ
モリ４１９の出力信号をＤ／Ａコンバータ４４４により
アナログ信号に変換した上で、ピエゾ素子４０２からの
アナログ信号と差分をとってもよい。この後の動作は図
３３と同じであり、反射波信号の振幅の変化及び位相ず
れを検出し、これらの情報に基づいて制御回路８により
治療用超音波の制御を行う。なお、図３６の出力段のＤ
／Ａコンバータ４４４を取り外して、図３５のレベル検
出回路４１１、位相ずれ検出回路４１２及び制御回路４
０８をデジタル化して構成してもよい。本実施例では、
治療用超音波照射直後の１波もしくは数波の信号を取得
してメモリ４１９に格納するものとしたが、製造時にあ
らかじめ４１９に駆動信号波形を格納しておいてもよ
い。

【０１９８】（実施例９）図３７は、第５の発明に係る
別の実施例の構成を示す図であり、反射波信号検出の際
に用いる駆動信号を他の発振器によって作成する例であ
る。この実施例では、駆動回路４０８の出力の大きさ及
び位相に対応するように、発振器４２０の出力及び位相
が制御回路４０９により制御される。この発振器４２０
の出力と受信信号との差分をとることを除いては、実施
例７と同じである。

【０１９９】（実施例１０）図３８は、第５の発明に係
るさらに別の実施例の構成を示す図である。この実施例
ではアプリケータ４０１にアニュラーアレイ型超音波発
生源４０２ａ〜４０２ｆを用いている。アニュラーアレ
イ型超音波発生源４０２ａ〜４０２ｆは、複数のピエゾ
素子群により構成され、同心円状の複数のリングの組に
分かれて構成されている。各リングはそれぞれ独立して
駆動可能であり、駆動タイミングも独立に制御できるよ
うになっている。

【０２００】本実施例では、実施例７で説明した反射波
信号検出法をアニュラーアレイ型超音波発生源４０２ａ
〜４０２ｆの各リング毎にそれぞれ行っている。ここ
で、熱変性領域が手前に変化した場合、各リング毎に位
相ずれを計算することにより、アプリケータ４０１の軸
上のどの位置まで変性したかが定量的に検出できる。こ
のデータを基にして照射の制御を行うことで、より安全
で確実な治療が可能となる。

【０２０１】さらに、２次元アレイ状にピエゾ素子を配
置して治療用超音波発生源を構成すれば、本発明を利用
した焦点移動型の治療装置を実現することもできる。

【０２０２】以上述べたように、第５の発明によれば治
療領域からの治療用超音波の反射波を検出し解析するこ
とにより、超音波治療システムによる治療領域のリアル
タイムモニタリングを可能にする。さらに、得られた治
療領域の情報に基づいて治療用超音波を制御することに
より、安全で確実な治療を実現できる。

【０２０３】（実施例１１）図３９は、第６の発明の一
実施例に係るアプリケータの構成を示す図である。体腔
内挿入用の支持体５０１としては、フレキシブルでしか
もある程度の強度を有する筒を用いている。このため、
操作者がアプリケータの手元で先端部の傾きを自由に調
整することが可能である。

【０２０４】治療用超音波を発射する振動子５０２ａ，
５０２ｂは、それぞれ凹面形状でかつ大きさの異なった
半円形状に形成されており、回転軸５０３を中心として
振動子５０２ａに対し振動子５０２ｂが相対的に回転で
きるように、支持体５０１に固定されている。振動子５
０２ａ，５０２ｂは半円形状であるため、この相対的な
回転により超音波の送波方向に見た振動子５０２ａに対
する振動子５０２ｂの重なり面積が変化することにな
る。

【０２０５】振動子５０２ａ，５０２ｂに駆動信号を供
給するリードは図示していないが、支持体５０１の内部
を通って図示しない駆動回路本体に結合される。また、
振動子５０２ａ，５０２ｂ全体を被うように可撓性の膜
５０４が水密に支持体５０１に取り付けられており、支
持体５０１内を通っている図示しないチューブの開口部
５０５から脱気水などの超音波カップリング用の液体を
給排水することで、アプリケータの外形の大きさを調整
できるようになっている。また、このカップリング液の
循環により、体表面・振動子面の冷却も可能である。

【０２０６】図４０に、図３９のアプリケータのＡ−
Ａ′断面を示す。同図に示されるように、振動子５０２
ａ，５０２ｂは凹面の曲率半径が異なっているが、曲率
半径の小さい方の振動子５０２ｂを大きい方の振動子５
０２ａより曲率半径の差分だけ内側に配置することによ
り、同一の幾何焦点５０６を有するようになっている。
また、支持体５０１の内部には回転軸５０３を中心に振
動子５０２ｂを回転移動させる回転機構５０７が取り付
られており、操作者は支持体５０１の手元に設けられた
例えばワイヤなどを用いた操作機構（図示せず）によっ
て回転機構５０７を操作できる。この構造は当業者にお
いて公知の技術である。

【０２０７】アプリケータは図３９および図４０のよう
に振動子５０２ａを振動子５０２ｂに対して重ねた状態
で、患者の体腔内、例えば胃内部に食道から挿入され
る。この状態では振動子５０２ａが振動子５０２ｂと重
なっていることによって、アプリケータの最大径は小さ
くなっているため、容易に体腔内に挿入することができ
る。そして、アプリケータの先端部が一旦胃内部まで届
くと、操作者は前記の操作機構により回転機構５０７を
操作して、振動子５０２ｂをほぼ１８０°回転させ、振
動子５０２ａに対し振動子５０２ｂを重ならせない図４
１および図４２に示す状態とする。この状態では、振動
子５０２ａ，５０２ｂ全体として見たときの開口径が最
大となり、超音波エネルギを深い部位まで鋭く集束させ
ることができる。また、このとき可撓性膜５０４は回転
する振動子５０２ｂと干渉せず、しかも患者に対し十分
な接触を図るため内部のカップリング液を増加させる。

【０２０８】ここで、振動子５０２ａ，５０２ｂの曲率
半径、つまり幾何焦点５０６から振動子５０２ａ，５０
２ｂまでの距離Ｒ１，Ｒ２は異なっているが、この距離
差ΔＲ＝Ｒ１−Ｒ２が治療用超音波の波長の整数倍とな
る関係に構成されている。一例として、超音波周波数と
して４ＭＨｚを用いると、振動子５０２ａ，５０２ｂの
厚みは通常のＰＺＴを用いた場合、約０．５ｍｍにな
る。図示していないが振動子５０２ａ，５０２ｂを保持
するためのバッキングや電線の引き回しの為に、振動子
５０２ａ，５０２ｂの間には距離差ΔＲとして１ｍｍ以
上の空間が必要になる。また、カップリング液の音速を
１５００ｍ／ｓｅｃとすると、カップリング液内での波
長が０．３７５ｍｍになるため、ΔＲはその整数倍とい
うことで、例えば５波長分である１．８７５ｍｍに設定
してある。従って、振動子５０２ａ，５０２ｂを単に電
気的に並列に結合させて同一の駆動回路に接続しても、
振動子５０２ａ，５０２ｂから放射される超音波は幾何
焦点５０６では同位相となり、焦点形成に大きな問題は
ない。

【０２０９】ただ、厳密には振動子５０２ａ，５０２ｂ
で幾何焦点５０６からの距離が異なるため、幾何焦点５
０６からそれぞれの振動子５０２ａ，５０２ｂを見込ん
だ場合の単位立体角当たりの超音波強度が僅かにアンバ
ランス（振動子５０２ａのそれより、振動子５０２ｂの
それの方が大）となる。これを防ぐためには、例えば駆
動回路側で該単位立体角当たりの超音波強度が等しくな
るように、それぞれの振動子５０２ａ，５０２ｂに印加
する駆動電圧を適当な分割比で分割するなどの方法をと
れば良い。

【０２１０】このように実施例によると、体腔内に挿入
するときはアプリケータの最大径を小さくした状態で挿
入を容易にし、挿入後の治療時には振動子全体の開口を
大きくすることにより幾何焦点での集束を鋭くして、強
力な超音波を限局した領域にのみ発生させ、効率的な治
療を行うことが可能となる。

【０２１１】（実施例１２）図４３は、第６の発明の一
実施例に係る超音波治療装置の構成図であり、特に腹腔
鏡と共に用いるのに適したアプリケータと装置本体の構
成を示している。

【０２１２】図４３において、支持体５１１は硬性の筒
であり、先端にアプリケータの手元で角度を変更できる
アングル機構５１２が構成されている。実施例１１と同
様に２組の振動子５１３ａ，５１３ｂが設けられている
が、本実施例ではこれらの振動子５１３ａ，５１３ｂは
平板で、且つ表面がそれぞれ複数（Ｎ個）の素子に分割
された２次元アレイ構造を成している。

【０２１３】振動子５１３ａ，５１３ｂは、横方向にス
ライド可能となっており、挿入時は両者を完全に重ねて
おき、挿入完了時に手元操作により移動させる。これら
の振動子５１３ａ，５１３ｂの各アレイ素子はそれぞれ
独立した駆動回路群５１４に結合されており、それぞれ
の駆動タイミングは制御回路５１５からの信号に従って
遅延回路群５１６から送信されるトリガ信号で決定さ
れ、結果的に位置可変の焦点５１７を形成する。この
時、焦点５１７の近傍の治療対象の状況を、治療用振動
子５１３ａ，５１３ｂの近傍にあって支持体５１１に構
成された画像用超音波トランスジューサ５１８と超音波
診断装置５１９を用いて、制御回路５１５を介してＣＲ
Ｔディスプレイ５２０に断層像として画像化する。ここ
で、制御回路５１５は焦点５１７の位置を計算上求め
て、ＣＲＴディスプレイ５２０の画像上に重ねて表示す
る。そして、治療中は制御回路５１５からの指示により
水制御回路５２１によってアプリケータ先端の可撓性膜
５０４内に開口部５０５を通してカップリング液を満た
し、振動子５１３ａ，５１３ｂ自体の加熱が予想される
場合は循環して冷却する。

【０２１４】図４４に、上述したスライド式の移動機構
の一例を示す。支持体５３１の先端に２枚の振動子５３
２ａ，５３３ｂが取り付けられている。振動子５３２
ａ，５６３ｂは支持体５２１の長手方向にはリニアアレ
イになっており、また幅方向は凹面形状を成している。
動子５３２ａは支持体５３１に固定されており、振動子
５３２ｂは支持体５３１上に斜めに形成された溝５３４
内をスライド可能な支柱５３３に固定されている。支柱
５３３は溝５３４に沿ってスライドすることによって、
支持体５３１の長手方向の動きを振動子５３２ｂのスラ
イド運動に変換する。

【０２１５】これにより、振動子５３２ｂのスライド後
は、振動子５３２ａ，５３２ｂは図４５に示す位置関係
となり、共通の凹面形状の幾何焦点５３５を有すること
になる。また、振動子５３２ａ，５３２ｂの長手方向に
は、リニアアレイの電子集束作用により焦点を形成でき
る。なお、図４４および図４５ではカップリング用の可
撓性膜を省略している。

【０２１６】以上説明したように、第６の発明によれば
挿入部が非常に狭い体腔内へも、大きな開口を有する治
療用超音波振動子を挿入できるため、内臓表面から深い
位置にある治療対象にも非常に集束した強力な超音波を
照射して効率的な治療を行うことができる。

【０２１７】（実施例１３）図４６は、第７の発明に係
る一実施例の構成図である。まず、図４６中のアプリケ
ータ６０１の構成を図４７により説明する。図４７に示
すように、アプリケータ６０１は治療用強力超音波を照
射する超音波振動子６０２と、強力超音波を患者６０３
まで導くカップリング液６０４と、該カップリング液６
０４を密閉する水袋６０５と、これらを収納するハウジ
ング６３３よりなる。

【０２１８】ハウジング６２５には、焦点位置決めの際
に用いるための３点以上（ここでは３点で説明する）の
基準点６０８Ａ，６０８Ｂ，６０８Ｃが付けられてい
る。基準点６０８Ａ，６０８Ｂ，６０８Ｃは、ＭＲＩ画
像上で明確に描出でき、生体の物質との区別が容易な材
質で形成されており、その材質はより好ましくは非磁性
体がよい。具体的には、ハウジング材の空孔に油類を注
入したものや、ゴム類、樹脂類を付着したものでもよ
い。

【０２１９】図４８に示すように、超音波振動子６０２
は円形平板のピエゾ素子を径方向および周方向に分割し
た形状を有している。治療する際は、アプリケータ６０
１を体表に載せ、水袋６０５を超音波ゼリー等（図示せ
ず）を介して患者６０３の皮膚に接触させる。そして、
焦点６０７を腫瘍６０６に一致させてから駆動回路群６
１１で超音波振動子６０２を駆動して強力超音波を照射
し、焦点６０７と一致した治療部位を高温に維持して治
療する。

【０２２０】本実施例では、強力超音波発生源としてフ
ェーズドアレイを用いた。従って、駆動回路群６１１の
駆動タイミングを位相制御回路群６１０によって制御す
ることにより、アプリケータ６０１及び超音波振動子６
０２を移動させずに焦点位置や音場、加温・加熱領域を
操作することができる。駆動回路群６１１は分割した超
音波振動子６０２の個数のチャンネルに分かれており、
加熱治療装置制御回路６０９からの信号に基づいて位相
制御回路群６１０で遅延が与えられた独立のタイミング
信号により駆動される。これにより、超音波の焦点６０
７は３次元的に任意の場所に設定できる。この遅延時間
制御による焦点位置の移動操作は、例えばＵＳＰ−４，
５２６，１６８に詳述されている。

【０２２１】次に、本実施例における位置決めとＭＲＩ
像の撮像部について説明する。

【０２２２】まず、患者６０３は治療台６２０上にセッ
トされ、さらにアプリケータ６０１が取り付けられた状
態で、ＭＲＩ制御回路６１４により制御されるテーブル
移動装置６１３によって、ＲＦコイル６１９と静磁場コ
イル６１７および勾配磁場用コイル６１８が内蔵されて
いるＭＲＩ撮像用のガントリ（図示せず）内に送り込ま
れる。

【０２２３】ＭＲＩ制御回路６１４は、勾配磁場電源６
１６および送受信回路６１５をコンソール６２１より指
示した所定のシーケンス（例えばＴ２強調撮像法：Ｔ２
横緩和時間）により起動し、アプリケータ６０１の基準
点６０８Ａ，６０８Ｂ，６０８Ｃを含む患者６０３の体
内の３次元の画像情報を図示しないメモリ内に記憶す
る。この３次元情報は、ＭＲＩ制御回路６１４によりＣ
ＲＴディスプレイ６１２上に表示することができるが、
特開平５−３００９１０に述べられているように、例え
ばワイヤフレームを用いた疑似３次元表示のような任意
の形で表示することもできる。

【０２２４】次に、腫瘍６０６と焦点６０７の位置合わ
せを行う。ここで、ＣＲＴディスプレイ６１２には図４
９に示すように、基準点６０８Ａを含んだ患者体内のＭ
ＲＩ２次元画像が表示されている。術者は、この基準点
６０８ＡのＭＲＩ座標６２６上の位置を加熱装置制御回
路６０９に入力する。なお、この代わりにＭＲＩ制御回
路６１４がアプリケータ６０１の基準点６０８Ａを認識
し、その座標情報を加熱治療装置制御回路６０９に送る
ようにしてもよい。同様の操作を残りの基準点６０８
Ｂ，６０８Ｃに対しても行い、アプリケータ６０１の位
置決めを行う。

【０２２５】図４９に示すように、ＣＲＴディスプレイ
６１２にはＭＲＩ画像６２２と重ねて、加熱治療装置制
御回路６０９の持つアプリケータ座標６２５が表示でき
る。但し、図４９の例のアプリケータ座標６２５は基準
点６０８Ａを原点にした３次元及び２次元座標である。
焦点６０７の座標は基準点６０８Ａを基準に設定されて
いるため、アプリケータ６０１の位置合わせ及び治療計
画はアプリケータ座標６２５に従って行う。例えば、ラ
イトペンやタッチパネル等の入力装置６２３を介して、
ＣＲＴディスプレイ６１２上で焦点６０７の位置を指定
し、この情報を加熱装置制御回路６０９で記憶してい
く。この時、ＣＲＴディスプレイ６１２上のタッチパネ
ル、ライトペン等の入力装置６２３は、ＭＲＩ座標６２
６での操作と、アプリケータ座標６２５での操作を切り
替えて使用することができ、ＭＲＩ３次元画像上の任意
の断面を指定する場合には、従来通りＭＲＩ座標で行う
ことが可能である。

【０２２６】また、焦点６０７についても、図４９に示
すようにＣＲＴディスプレイ６１２のＭＲＩ画像６２２
上に表示される。超音波の入射経路６２４を併せて表示
することもできる。

【０２２７】加熱治療装置制御回路６０９は、内蔵のメ
モリに記憶された焦点６０７の位置と腫瘍６０６の位置
との一致を検出すると超音波照射の開始を駆動回路群６
１１に指示し、これにより治療が開始される。ここで、
毎回強力超音波を照射する直前に基準点６０８Ａを含む
患部のＭＲＩ画像を撮像し、基準点６０８ＡとＭＲＩ画
像の座標との一致状況を確認することもできる。呼吸移
動等の患者の動きで基準点６０８Ａが初めに決定したＭ
ＲＩ座標上の点から一定の値以上離れると、加熱装置制
御回路６０９は駆動回路群６１１を制御して超音波振動
子６０２の駆動を停止する。この動作は、全ての基準点
６０８Ａ，６０８Ｂ，６０８Ｃを含むＭＲＩの３次元画
像を撮像し、これら３つの基準点のうち何れかが決めら
れた値以上元の点から離れると超音波の照射が停止する
というものでもよい。

【０２２８】当初の治療計画の中間あるいは終了と思わ
れる時点で超音波の照射を停止し、治療の進行状況を観
察する。これは上述と同様に腫瘍６０６周囲のＭＲＩ画
像を撮像し、生体の変化を調べることによって行う。こ
の間、アプリケータ６０１は患者６０３に装着されたま
まである。そして、治療前にメモリ上に記憶しておいた
Ｔ２強調画像のデータと今回のデータとのサブトラクシ
ョンをとると、熱変性領域が明瞭に確認でき、治療が十
分に行われたか、あるいは不十分で再治療が必要かを判
断できる。また、このような治療効果の判定ステップを
当初から治療計画に盛り込んで、所定の治療時間おきに
自動的に腫瘍６０６周囲のＭＲＩ画像を撮像するように
することも可能である。

【０２２９】治療が終了したと思われるところで、前記
と同様の動作で体内のＭＲＩ３次元画像を撮像する。こ
の時、治療漏れが疑われた部分を含む面を入力装置６２
３を介してＣＲＴディスプレイ６１２上で指定し、例え
ばその部分のＭＲＩ２次元画像を表示させて詳しく調
べ、治療漏れが確定された場合は、その部分（点あるい
は範囲）をＣＲＴディスプレイ６１２上のアプリケータ
座標６２５で指示すると、その情報が加熱治療装置制御
回路６０９へ送られ、加熱治療装置制御回路６０９は指
定された体内の治療漏れの部分に焦点を結ぶように位相
制御回路群６１０を制御した後、駆動回路群６１１を駆
動させ、加熱治療を追加する。

【０２３０】ＭＲＩによる治療効果の判定で十分治療が
完了したと判断できる状況になったら、操作者は治療を
終了する。この時、ＭＲＩ制御回路６１４は治療条件の
履歴をメモリから呼び出し、治療記録をＣＲＴディスプ
レイ６１２から出力することができる。

【０２３１】本実施例については、種々の変形した実施
が可能であり、例えば送受信用ＲＦコイル６１９として
体腔内コイルを使用してもよい。また、超音波振動子６
０２にフェイズドアレイを用いたが、これに代えてアニ
ュラーアレイを用いてもよいし、アプリケータ６０１を
機械的に動かして焦点を移動させる方法をとってもよ
い。

【０２３２】また、図５０に示すように超音波振動子６
２７の中央または一部に設けられた超音波プローブ挿入
孔６２９に超音波プローブ６２８を挿入し、これを超音
波診断装置６３０に接続して、リアルタイムに体内の超
音波像を観察できるようにしてもよい。超音波プローブ
６２８は、前後方向のスライドと回転移動が可能に構成
されている。そして、超音波断層像を得る超音波プロー
ブ６２８と治療用超音波の焦点６０７との相対位置を求
め、この相対位置の情報に基づいて超音波画像上に焦点
位置６０７を表示したり、更にＭＲＩで得られた２次元
または３次元の体内画像上にそのとき表示している超音
波断層像の位置を示し、先に立てた治療計画に沿って超
音波断層像を利用することができる。これらの方法は、
特開平５ー３００９１０に詳しく述べられている。

【０２３３】また、アプリケータ６０１は本実施例のよ
うに患者６０３に対して上方から装着するいわゆる上方
アプローチでなくともよく、図示しないメカニカルアー
ムにより移動制御されるアプリケータを構成して、下方
アプローチでも用いることができる。

【０２３４】（実施例１４）図５１は、第７の発明に係
る他の実施例の構成図である。まず、図５１中のアプリ
ケータ６３１の構成を図５２により説明する。本実施例
では、超音波振動子６３２は焦点固定で、機械的に焦点
を動かすタイプを用いられる（特開昭６３−９９２３４
３参照）。アプリケータ６３１は、治療用強力超音波を
照射する超音波振動子６３２と、強力超音波を患者６０
３まで導くカップリング液６０４と、該カップリング液
６０４を密閉する水袋６０５と、これらを収納するハウ
ジング６３３よりなる。ハウジング６３３には、複数の
アプリケータ側基準点（ここでは２点で説明する）６３
８Ａ，６３８Ｂが付けられている。これらのアプリケー
タ側基準点６３８Ａ，６３８Ｂは、アプリケータ６３１
を複数の被検体側基準点（ここでは２点で説明する）６
３９Ａ，６３９Ｂと正確に一致させるためのもので、例
えば図５３に示すようにアプリケータ側基準点６３８
Ａ，６３８Ｂを凹型形状とし、これらに凸型の被検体側
基準点６３９Ａ，６３９Ｂを嵌め込むようにしてもよ
い。また、他の構成として図５４に示すように、凹型の
被検体側基準点６４０Ａ，６４０Ｂに凸型のアプリケー
タ基準点６４１Ａ，６４１Ｂを嵌め込むようにしてもよ
い。

【０２３５】超音波振動子６３２は一枚のピエゾ素子を
球殻状に切り出したもので、カップリング液６０４を満
たしたハウジング６３３の中で、振動子位置制御回路６
３５に制御される支持棒６３４による上下の移動と、同
じく振動子位置制御回路６３５に制御されるベアリング
６３７による揺動が可能である。

【０２３６】治療時には、実施例１３と同様にアプリケ
ータ６３１を患者６０３の体表に載せ、水袋６０５を超
音波ゼリー等（図示せず）を介して患者６０３の皮膚に
接触させる。焦点６０７を振動子位置制御回路６３５に
より腫瘍６０６に一致させてから、駆動回路６３６で超
音波振動子６３２を駆動して強力超音波を照射し、焦点
６０７と一致した治療部位を高温に維持して治療する。

【０２３７】次に、本実施例における位置決めとＭＲＩ
像の撮像部について説明する。

【０２３８】まず、患者６０３には被検体側基準点６３
９Ａ，６３９Ｂがアプリケータ６３１の基準点６３８
Ａ，６３８Ｂと正確に一致する位置で張り付けられる。
被検体側基準点６３９Ａ，６３９Ｂは、強力な粘着力の
ある使い捨ての突起物のようなものが適当であり、しか
もＭＲＩ画像上で明確に描出でき、生体の物質との区別
が容易なもので、さらに好ましくは非磁性体がよい。具
体的には、例えばゴム類、樹脂類等が挙げられる。次
に、患者６０３上にアプリケータ６３１が取り付けられ
るが、このとき基準点６３８Ａ，６３８Ｂと、６３９
Ａ，６３９Ｂの位置が正確に一致するようにする。こう
して治療台６２０上にセットされ、かつ基準点６３９
Ａ，６３９Ｂが付けられた患者６０３は、ＭＲＩ制御回
路６１４により制御されるテーブル移動装置６１３によ
って、ＲＦコイル６１９と静磁場コイル６１７および勾
配磁場用コイル６１８が内蔵されている撮像用のガント
リ（図示せず）内に送り込まれる。

【０２３９】次に、ＭＲＩ制御回路６１４は勾配磁場電
源６１６および送受信回路６１５をコンソール６２１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、アプリケータ基準点６３８Ａ（実施例１
３の基準点６０８と同様な働きをする）を含む患者６０
３体内の３次元の画像情報を図示しないメモリ内に記憶
する。この３次元情報は、ＭＲＩ制御回路６１４によ
り、ＣＲＴディスプレイ６１２上に表示することができ
る。

【０２４０】ＭＲＩ３次元画像に描出された腫瘍６０６
の位置に超音波振動子６３２の焦点６０７を合わせる作
業及び、治療計画を行う方法は、実施例１３と同様であ
る。また、治療途中の治療状況の確認や治療終了後の処
理も、実施例１３と同様であるが、本実施例１４ではア
プリケータ６３１の位置と患者６０３の位置が複数の点
で物理的に固定されているため、治療の途中で一旦アプ
リケータ６０１を患者６０３から取り外しても、確実に
元の位置に戻すことができる。

【０２４１】なお、本実施例ではアプリケータ側基準点
と被検体側基準点が２点ずつの場合を示したが、３点ず
つの基準点を設けて位置をより安定にするようにするこ
とも有効である。また、上述の説明では代表となる基準
点をアプリケータ座標の原点（（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝（０，
０，０））としたが、（Ｘ，Ｙ，Ｚ）に任意の値を与え
ても良い。

【０２４２】以上説明したように、第７の発明によれば
超音波加熱治療の際に、加熱治療装置のアプリケータと
被検体との位置合わせを行うだけでよく、従来のように
ＣＴ装置と加熱治療装置の相対位置を検出するための特
別な機構を組み込む必要がないため、ＣＴ装置と加熱治
療装置が別個に構成されている場合でも正確な位置合わ
せができ、患者に対する安全性を確保できると共に、装
置のコストの低減を図ることができる。

【０２４３】

【発明の効果】第１の発明によれば強力超音波照射治療
時に画像診断装置によってり正確なモニタが可能とな
る。更に、照射の際の位置・時間制御が最適化されるた
め、予期しない部位への副作用や熱変性領域の拡大が抑
制され、かつ狙った部位に正確に熱変性を惹起できるた
め、安全かつ確実な超音波加熱治療を実現できる。

【０２４４】第２の発明によれば画像診断装置を用いた
治療装置において、ＭＲＩにより連続的に得られる空間
周波数データから従来より高速に動きのベクトルを検出
することで、リアルタイムに差分画像の誤差を低減し、
動きによる座標のズレを低減し、安全・正確な治療が可
能となる。

【０２４５】第３の発明によれば磁気共鳴診断装置を用
いた治療装置において、局所励起法を用いて前もって得
られた温度モニタの必要な点についての温度計測をリア
ルタイムに行うことが可能となり、照射中に異常を発見
できる安全な治療装置を提供できる。

【０２４６】第４の発明によれば磁気共鳴診断装置を用
いた治療装置において、治療位置に一致した部位の温度
情報を高速に常時得ることができ、治療効率と安全性の
高い治療が可能となる。

【０２４７】第５の発明によれば治療領域からの治療用
超音波の反射波を検出し解析することにより、超音波治
療システムによる治療領域のリアルタイムモニタリング
を可能にする。さらに、得られた治療領域の情報に基づ
いて治療用超音波を制御することにより、安全で確実な
治療を実現できる。

【０２４８】第６の発明によれば挿入部が非常に狭い体
腔内へも、大きな開口を有する治療用超音波振動子を挿
入できるため、内臓表面から深い位置にある治療対象に
も非常に集束した強力な超音波を照射して効率的な治療
を行うことができる。

【０２４９】第７の発明によれば超音波加熱治療の際
に、加熱治療装置のアプリケータと被検体との位置合わ
せを行うだけでよく、従来のようにＣＴ装置と加熱治療
装置の相対位置を検出するための特別な機構を組み込む
必要がないため、ＣＴ装置と加熱治療装置が別個に構成
されている場合でも正確な位置合わせができ、患者に対
する安全性を確保できると共に、装置のコストの低減を
図ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】第１の発明に係る一実施例の構成を示すブロッ
ク図

【図２】同実施例における強力超音波の照射手順を説明
するための模式図

【図３】同実施例における強力超音波の照射手順を示す
フローチャート

【図４】同実施例における強力超音波の別の照射手順を
説明するための図

【図５】第１の発明に係る他の実施例の構成を示すブロ
ック図

【図６】同実施例における超音波プローブ及び振動子の
位置関係と動作を示す図

【図７】超音波プローブと振動子の相対位置を可変にす
る機構の他の例を示す図

【図８】第１の発明に係る２次元アレイを用いた場合の
実施例の構成を示す図

【図９】同実施例における強力超音波照射治療中のＣＲ
Ｔ画像表示例を示す図

【図１０】第２の発明の一実施例の構成図

【図１１】同実施例における動きの概念の説明図

【図１２】同実施例におけるＭＲＩによる温度計測の際
の動き補正を説明するための模式図

【図１３】同実施例における画像からの動き補正法を採
り入れた治療手順を示す流れ図

【図１４】同実施例における基準画像に対する動き検出
と温度変化の検出を行う場合の時間的流れを示す模式図

【図１５】同実施例における直前に得た画像に対する動
き検出と温度変化の検出を行う場合の時間的流れを示す
模式図

【図１６】第３の発明の実施例に係るポイント励起（２
次元１ショット局所励起）のＭＲＩパルスシーケンスを
示す模式図

【図１７】同実施例におけるポイント励起を用いた超音
波照射とデータの処理手順を示す模式図

【図１８】同実施例におけるポイント励起の際の温度表
示手段の一例を示す図

【図１９】第３の発明の実施例に係るライン励起のＭＲ
Ｉシーケンスを示す模式図

【図２０】同実施例におけるライン励起を用いた超音波
照射とデータの処理手順を示す模式図

【図２１】同実施例におけるライン励起の際の温度分布
表示手段の一例を示す図

【図２２】同実施例における温度分布から温度測定点を
決定する手順を示す模式図

【図２３】第３の発明の実施例に係る温度計測と緩和時
間強調信号計測を同時に行う治療シーケンス図

【図２４】第３の発明の実施例に係る温度計測と緩和時
間強調信号計測を同一シーケンス内で行うＭＲＩパルス
シーケンス図

【図２５】第３の発明の実施例に係るポイント励起のＭ
ＲＩパルスシーケンスを示す模式図（３つのα゜パルス
を用いた場合）

【図２６】第３の発明の実施例に係る治療照射時に計測
された温度を治療用照射にフィードバックする場合の時
間的流れの模式図

【図２７】第４の発明の実施例に係るライン励起のＭＲ
Ｉパルスシーケンスを示す模式図

【図２８】同実施例に係る電子計算機制御の制御信号の
流れ図

【図２９】同実施例に係る電子計算機ディスプレイ内の
アプリケータのコントロール手段を示す模式図

【図３０】同実施例に係るハンドプローブタイプの超音
波アプリケータのエンコーダによる位置・角度検出手段
の模式図

【図３１】同実施例に係るハンドプローブタイプの超音
波アプリケータの光ジャイロによる位置・角度検出手段
の模式図

【図３２】同実施例に係るハンドプローブタイプの超音
波アプリケータのテレビカメラによる位置・角度検出手
段の模式図

【図３３】第５の発明に係る実施例を示すブロック図

【図３４】同実施例における受信信号から反射信号を検
出する手段を説明するための駆動回路および受信波検出
回路の要部の回路図

【図３５】第５の発明に係る他の実施例を示すブロック
図

【図３６】同実施例における受信信号から反射信号を検
出する手段を説明するための受信波検出回路の要部の回
路図

【図３７】第５の発明に係る別の実施例を示すブロック
図

【図３８】第５の発明に係るさらに別の実施例を示すブ
ロック図

【図３９】第６の発明に係る超音波アプリケータの一実
施例の構成図

【図４０】図３９の超音波アプリケータのＡ−Ａ′断面
図

【図４１】第６の発明に係る超音波アプリケータの他の
実施例の構成図

【図４２】図４１の超音波アプリケータのＢ−Ｂ′断面
図

【図４３】第の発明に係る治療装置の一実施例の構成図

【図４４】第６の発明に係る超音波アプリケータの別の
実施例の構成図

【図４５】第６の発明に係る超音波アプリケータのさら
に別の実施例の構成図

【図４６】第７の発明に係る一実施例の構成図

【図４７】同実施例におけるアプリケータの構成図

【図４８】同実施例における超音波振動子の構成図

【図４９】同実施例におけるＣＲＴディスプレイ上の表
示画面を示す図

【図５０】第７の発明に係る他の実施例の構成図

【図５１】第７の発明に係る別の実施例の構成図

【図５２】同実施例におけるアプリケータの構成図

【図５３】同実施例における基準点の設け方の一例を示
す図

【図５４】同実施例における基準点の設け方の他の例を
示す図

【符号の説明】

１０１…アプリケータ１０２…ピエゾ素
子群１０３…患者１０４…水１０５…カップリング膜１０６…強力超音
波焦点１０７…患部（腫瘍）１０８…超音波プ
ローブ１０９…駆動回路１１０…アプリケ
ータ位置検出装置１１１…メカニカルアーム１１２…ステージ
コントローラ１１３…Ｚθステージ１１４…Ｘθステ
ージ１１５…超音波画像診断装置１１６…デジタル
スキャンコンバータ１１７…ＣＲＴ１１８…補助入力
装置１１９…システムコントローラ１１０…コンソー
ル１２１…水処理回路１２２…ＸＹＺス
テージ１２３…Ｚθφステージ１２４…指示カー
ソル１２５…加熱点１２６…超音波Ｂ
モード画像１２７…超音波加算Ｃモード画像１２８…超音波３
Ｄ画像１２９…治療ブロック立体拡大像１２１…静磁場コイル１２２…勾配磁場
電源１２３…送受信回路１２４…テーブル
移動装置１２５…作業孔１２６…位相制御
回路２０１…静磁場磁石２０２…励磁用電
源２０３…被検体２０４…勾配磁場
コイル２０５…シーケンスコントローラ２０６…勾配磁場
コイル駆動回路２０７…寝台２０８…高周波コ
イル２０９…送信部２１０…デュプレ
クサ２１１…受信部２１２…データ収
集部２１３…電子計算機２１４…コンソー
ル２１５…画像ディスプレイ２１６…超音波ア
プリケータ２１７…駆動回路群２１８…位相制御
回路群２１９…電源（パルス発生用）２２１…温度分布表示ウィンドウ２２２…温度分布
表示ウィンドウ２２３…超音波振動子の位置表示２２４…設定焦点３０１〜３０３…回転検出型エンコーダ３０４〜３０６…並進検出型エンコーダ３０７…把握部４０１…超音波アプリケータ４０２…ピエゾ素
子４０３…イメージング用超音波プローブ４０４…可撓性の水袋４０５…患者４０６…治療対象４０７…超音波伝
搬媒質４０８…駆動回路４０９…制御回路４１０…受信波検出回路４１１…レベル検
出回路４１２…位相ずれ検出回路４１３…超音波診
断装置４１４…ＤＳＣ４１５…ＣＲＴデ
ィスプレイ４１６…入力部４１８…Ａ／Ｄコ
ンバータ４１９…メモリ４２０…発振器５０１…支持体５０２…超音波振
動子５０３…回転軸５０４…可撓性膜５０５…開口部５０６…焦点５０７…回転移動機構５１１…支持体５１２…アングル機構５１３…超音波振
動子５１４…駆動回路群５１５…制御回路５１６…遅延回路群５１７…焦点５１８…画像用超音波振動子５１９…超音波診
断装置５２０…ＣＲＴディスプレイ５２１…水制御回
路５３１…支持体５３２…超音波振
動子５３３…支柱５３４…移動溝５３５…焦点６０１…アプリケータ６０２…超音波振
動子６０３…患者６０４…カップリ
ング液６０５…水袋６０６…腫瘍６０７…焦点６０８Ａ〜６０８
Ｃ…基準点６０９…加熱治療装置制御回路６１０…位相制御
回路郡６１１…駆動回路群６１２…ＣＲＴ６１３…テーブル移動装置６１４…ＭＲＩ制
御回路６１５…送受信回路６１６…勾配磁場
電源６１７…静磁場コイル６１８…勾配磁場
コイル６１９…ＲＦコイル６２０…治療台６２１…コンソール６２２…ＭＲＩ画
像６２３…入力装置６２４…超音波入
射経路６２５…アプリケータ座標６２６…ＭＲＩ座
標６２７…超音波振動子６２８…超音波プ
ローブ６２９…プローブ挿入孔６３０…超音波診
断装置６３１…アプリケータ６３２…超音波振
動子６３３…ハウジング６３４…支持棒６３５…振動子位置制御回路６３６…駆動回路６３７…ベアリング６３８Ａ，６３８Ｂ…アプリケータ側基準点６３９Ａ，６３９Ｂ…被検体側基準点６４０Ａ，６４０Ｂ…被検体側基準点６４１Ａ，６４１Ｂ…アプリケータ側基準点

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (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)発明者相田聡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)発明者岡本和也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

【特許請求の範囲】

【請求項１】超音波源を有し、該超音波源からの超音波
を被検体内の治療対象部位に集束させて照射する照射手
段と、前記被検体内の３次元画像情報を取得する手段と、前記３次元画像情報から前記治療対象部位の３次元領域
を抽出する手段と、前記３次元領域を所定の厚さの複数のセクションに分割
する手段と、前記セクションを所定のサイズの複数の部分領域に分割
する手段と、前記複数の部分領域に対して前記照射手段から前記治療
用超音波を所定の手順で照射させる制御を行う照射制御
手段とを具備し、前記照射制御手段は、前記超音波源に対してより遠いセ
クションに属する部分領域から順に前記超音波を照射す
る、時間的に連続または近接する超音波照射対象の部分
領域間の距離を所定距離以上離す、空間的に連続または
近接する超音波照射対象の部分領域間の時間間隔を所定
時間以上空けるという条件を満たすよう制御することを
特徴とする治療装置。
【請求項２】磁気共鳴診断装置によって収集された被検
体内の画像情報に基づいて、前記被検体内の治療対象部
位を認識し、治療用エネルギー照射手段から治療用エネ
ルギーを該治療対象部位に照射して治療を行う治療装置
において、前記被検体内の画像情報の空間周波数データを収集する
手段と、前記空間周波数データより時間的に隣接する画像間のイ
ンパルス応答または相互相関関数を求め、これらインパ
ルス応答または相互相関関数のピーク点から前記患者の
動きを検出する手段と、この手段により検出された動きに従い前記治療用エネル
ギー照射手段による前記治療用エネルギーの照射位置を
変更する手段とを具備することを特徴とする治療装置。
【請求項３】磁気共鳴診断装置によって収集された被検
体内の画像情報に基づいて、前記被検体内の治療対象部
位を認識し、治療用エネルギー照射手段から治療用エネ
ルギーを該治療対象部位に照射して治療を行う治療装置
において、前記治療用エネルギー照射手段による前記治療用エネル
ギー照射中の温度計測部位を設定する手段と、この手段により設定された前記温度計測部位について前
記磁気共鳴診断装置による局所励起を用いて温度情報を
取得する手段と、この手段により取得された前記温度情報を表示する手段
とを具備することを特徴とする治療装置。
【請求項４】磁気共鳴診断装置によって収集された被検
体内の画像情報に基づいて、前記被検体内の治療対象部
位を認識し、治療用エネルギー照射手段から治療用エネ
ルギーを該治療対象部位に照射して治療を行う治療装置
において、前記治療用エネルギー照射手段による前記治療用エネル
ギーの照射方向および照射位置を検出する手段と、この手段により検出された前記照射方向および位置に従
って温度計測部位を設定する手段と、この手段により設定された前記温度計測部位について前
記磁気共鳴診断装置による局所励起を用いて温度情報を
取得する手段と、この手段により取得された前記温度情報を表示する手段
とを具備することを特徴とする治療装置。
【請求項５】被検体内の治療対象に向けて治療用超音波
を照射する超音波照射手段と、この超音波照射手段を駆動する駆動手段と、前記被検体内からの前記治療用超音波の反射波信号を前
記駆動手段から前記超音波照射手段に供給される駆動信
号と分離して検出する検出手段と、この検出手段により検出された前記反射波信号を解析す
る解析手段と、前記解析手段の解析結果に基づき前記駆動手段を制御す
る制御手段とを具備することを特徴とする治療装置。
【請求項６】被検体内に治療用超音波を照射して治療を
行う治療装置において、前記治療用超音波を照射するための複数の超音波振動子
を有する治療用アプリケータと、これら複数の超音波振動子の相対位置を第１の状態では
少なくとも二つの超音波振動子が互いに重なり合い、第
２の状態では該少なくとも二つの超音波振動子の重なり
合いが減少するように変更する相対位置変更手段と、この相対位置変更手段を前記治療用アプリケータの前記
被検体内への挿入時は前記相対位置が前記第１の状態と
なり、治療時は前記相対位置が前記第２の状態となるよ
うに制御する手段とを具備することを特徴とする治療装
置。
【請求項７】磁気共鳴診断装置によって収集された被検
体内の画像情報に基づいて、前記被検体内の治療対象部
位を認識し、治療用エネルギーを該治療対象部位に集束
させて照射することにより治療を行う治療装置におい
て、前記治療用エネルギーを照射する治療用エネルギー照射
手段および該治療用エネルギー照射手段を収納するハウ
ジングを有する治療用アプリケータと、前記ハウジングに前記磁気共鳴診断装置で検出可能な材
質により形成され、前記磁気共鳴診断装置に対する前記
治療用アプリケータの位置決めのための基準マーカとを
具備することを特徴とする治療装置。