JP2002516586A

JP2002516586A - Method and apparatus for providing acoustic hemostasis

Info

Publication number: JP2002516586A
Application number: JP50434899A
Authority: JP
Inventors: ドリスコル，エドワード，シー．，ジュニア; クラム，ローレンス，エー．; ロー，ウィング，ケー．; デマータ，スタン
Original assignee: ティーエイチエスインターナショナル，インコーポレイテッド
Priority date: 1997-06-23
Filing date: 1997-06-23
Publication date: 2002-06-04
Also published as: CA2253664A1; WO1998058588A1; EP0989822A1; EP0989822A4; CA2253664C

Abstract

(57)【要約】高強度焦点合わせ超音波（ＨＩＦＵ）を使用した血液の遠隔凝固を行う方法と装置が提供される。遠隔止血方法は内出血箇所（７２、８２）を確認し、治療用超音波エネルギー（５０、５２、５４、５８、９２）を内出血箇所（７２、８２）上に焦点合わせし、エネルギー（５０、５２、５４、５８、９２）を介在する組織を介して焦点合わせさせることを含む。遠隔止血を生ぜしめる装置は焦点合わせされる治療用超音波放射面（５０、５２、５４、５８、９２）と内出血箇所（７２、８２）を確認するセンサー（４５、５６、６０、９６）を含み、位置合わせ手段（３４、６２、６４、６６、６８）が放射面（５０、５２、５４、５８）に接続され、（４５、５６、６０）に対するセンサーが焦点合わせされる目標物（７６、７８、８８）と内出血箇所（７２、８２）を位置合わせさせる。センサー（４５、５６、６０、９６）は一般にドップラー画像化表示装置を含む。超音波エネルギー（５０、５２、５４、５８、９２）による活性化のため止血促進剤が内出血箇所（７２、８２）に導入可能とされる。 SUMMARY A method and apparatus for remote coagulation of blood using high intensity focused ultrasound (HIFU) is provided. The remote hemostasis method identifies the internal bleeding site (72, 82), focuses the therapeutic ultrasound energy (50, 52, 54, 58, 92) on the internal bleeding site (72, 82) and applies the energy (50, 52). , 54, 58, 92). The device for producing remote hemostasis includes a therapeutic ultrasound emitting surface (50, 52, 54, 58, 92) to be focused and sensors (45, 56, 60, 96) for identifying internal bleeding points (72, 82). An alignment means (34, 62, 64, 66, 68) connected to the emitting surface (50, 52, 54, 58) and a sensor (76) to which the sensor for (45, 56, 60) is focused. , 78, 88) and the internal bleeding points (72, 82). The sensors (45, 56, 60, 96) generally include a Doppler imaging display. Hemostatic agents can be introduced into the internal bleeding site (72, 82) for activation by ultrasonic energy (50, 52, 54, 58, 92).

Description

【発明の詳細な説明】音響止血を提供する方法及びその装置発明の分野本発明は一般に治療用放射エネルギーの遠隔適用に関するものである。特に、本発明は内出血を低減させるため高強度焦点合わせされた超音波を適用する方法を提供するものである。背景技術の説明疾患の画像化と診断に超音波を使用することは医療分野で良く知られている。この超音波画像化は一般に器官と柔らかい組織による高周波音響波の反射における差に依存している。画像化に対して要求される出力レベルで適用される際、この超音波はＸ線、マイクロ波及び他の電磁場等の放射エネルギーの他の多くの形態と関連がある有害な副作用の無いことが判明している。従って、この超音波画像化システムは他の公知の画像化設備より顕著な安全性の利点を備えている。一般に、画像化用の超音波はこれも反射を検出する変換器から放射される。画像化超音波変換器はしばしば多数の放射及び／又は受信面を使用している。例えば、現在の超音波プローブでは放射方向の制御と反射源の検出を目的として整相列（phased array）と称している一連の活性化された表面領域に対する正確なタイミング制御を使用している。多数の変換器表面領域を有する超音波画像化システムは体内の血流のドップラー測定に特に使用されている。超音波ドップラー画像化システムは非侵入型で内部運動をモニターするために、多数の超音波パルスを使用している。ドップラー画像化は典型的には移動する物体からの音響反射の周波数シフト及び両パルス間の別々の質量の位置変化に依存している。ドップラー・カラー画像化は測定される速度に対して誤ったカラー（false color）の範囲を割り当てることにより運動の相対速度を示す。超音波ドップラー・システムは組織の単一セクターを走査するか又は多方向を走査して３次元画像を提供する。列変換器は列の別々の領域に提供された励起位相の制御を介して電子走査を提供することによりドップラー画像化を容易にする。その安全性から超音波画像化が注目されているが、高出力密度で印加される超音波エネルギーは組織上に著しい生理学的効果を有することがある。これらの生理学的効果は超音波エネルギーの熱的又は機械的効果のいずれかから得られるものである。超音波の熱的効果には局在化された加熱、超高温及び（相対的に低いエネルギー・レベルによる）組織の除去及び迅速な高温焼損（searing）が含まれる。機械的効果には固体物体の破壊、組織の液状化及びキャビテーションが含まれる。高出力超音波のこうした効果は超音波放射面に隣接して生じることがあり、又は、これらの効果は組織内の目標となる領域に超音波を焦点合わせさせることにより放射面から或る距離において発生することがある。例えば、膀胱結石用砕石器は患者の体内に衝撃波として超音波エネルギーの短い波を焦点合わせさせるため広い外部放射面を使用しており、ここで腎臓結石を機械的に粉砕している。明らかに、超音波エネルギーは中間にある組織に対する影響を回避するため送信面に対して相対的に極めて小さい目標領域に焦点合わせされねばならない。（本明細書においてしばしば「ＨＩＦＵ」と称している）高強度焦点合わせ超音波の使用は、それ自体で局在化された又は「焦点合わせされる」様式にて示される多数の疾患に対する治療として従前に提案されて来ている。ＨＩＦＵが示唆されたこの限局性疾患（focal diseases）には例えば脳、乳房、肝臓及び前立腺の新生疾患と他の疾患が含まれる。これらの疾患に対しては外科的手術方法が開発されて来ているが、ＨＩＦＵ治療は可能的には非侵襲性又は最低でも侵襲性の代替治療をもたらし、かくして患者に対して損傷をほとんど与えず、迅速な治癒を促進させる。例えば、ＨＩＦＵ治療は良性前立腺過形成（本明細書ではしばしば「ＢＰＨ」と称している）治療として現時点で利用可能であり、膀胱と前立腺に物理的刺入を伴わずに過形成組織の遠隔切除を可能にすると共に感染の危険性を低減するものである。１９９５年５月２２日に出願され、完全な開示内容が参考として本明細書に導入してある「多面型超音波変換器プローブシステムとその使用方法」と題する米国特許出願第０８／４４６、５０３号には、例示的なＨＩＦＵシステムとＢＰＨの治療方法と他の限局性疾患についての説明がされている。この例示的なＨＩＦＵシステムには多面的な治療用変換器部材を含むプローブハウジングとプローブ内の変換器部材を対象とするサーボ・システムが含まれている。この変換器部材は異なる焦点距離と異なる半径方向の向きを有する複数個の放射面を備えている。目標とする深さを選択する目的で、この交互の放射面に電力が送られる。更に、各放射面の独立した内側領域は周りの外側領域に対して内側領域の電源位相を操作することにより、目標となる深さの更なる変動を可能にし、この内側領域と外側領域は簡単な整相列として作用する。画像化変換器も変換器部材上に支持されており、焦点深さを単一サーボ・システムで選択可能とし、治療面を狙いとし、また、画像化変換器の走査を可能とする。前述したＨＩＦＵシステムとプローブはＨＩＦＵ治療を焦点の疾患に適用する工具として高度に効果的であることが証明されたが、今日迄提案されて来ているこのＨＩＦＵ法とシステムは或る限界がある。特に、ＨＩＦＵ治療は一般に固定された組織と構造上での超音波エネルギーの熱的及び機械的効果にのみ依存している。特に、内出血を制御するため血液の凝固に対して体内流体上に治療用超音波エネルギーを有効に利用することについては従前は開発されていなかった。軍隊と民間での損傷を受けた患者間での死亡の最も共通した原因の一つは内出血である。広範囲にわたる内出血は検出が困難であり、十分認識される症状ではなく、数分間から数日間の時間内で死に至ることがある。鈍感な外傷性症状はしばしば腹腔の器官と組織の血液供給システムの破壊が原因で腹腔内出血を伴い、従って、腹腔とその周りの組織に血液の漏洩をもたらす。最も共通して負傷を受ける器官は肝臓、脾臓、腎臓である。負傷後間もなく適切な治療が施されれば、この腹腔内出血の外傷性患者の存命率は劇的に高くなることが判明している。主たる医療設備において現代の医療ケアを受けることが可能な外傷性患者の存命率は比較的良好である。こうした設備においては一度その腹腔内流体はしばしば（本明細書ではしばしば「ＤＰＬ」と称している）診断用腹膜洗浄を使用して検出される。ＤＰＬは典型的には腸、又は膀胱の孔の５％程度の合併症率を呈する侵襲性手術法である。超音波ドップラー画像化は非侵襲性の代替的診断を提供するが、著しい内部出血を制御するには診断後に侵襲性治療が一般に要求される。不運なことに、ＤＰＬと腹部手術を含む侵襲性外科手術を行える設備は手術現場から相当離れた距離にあり、そのため相当の搬送時間が必要である。患者の準備とスタッフ及び手術のための医療器具の準備のため手術設備に到達後、付加的な時間が必要である。一方、外傷性患者に対する付随する危険性と併せて内部出血は続く。これらの理由により、好ましくは外科的処置と関連して、その周りの又は介在する組織の損傷を伴わずに内出血の確認、目標設定と制御を行う方法及びシステムを提供することが望まれよう。好ましくは、こうした方法は慣用的な外科的診断技法が入手可能な治療ケア設備に患者を搬送するのにあたって十分な止血をもたらすものであろう。理想的には凝固を生み出すこれらの方法とシステムは緊急処置室、地方の病院及び現場での緊急医療でも適しているものになろう。こうした方法とシステムが、限局性疾患に従来適用されてきた画像化処理と治療用超音波技法における利点を利用することが出来れば最良のものとなろう。米国特許第５、３２２、０５５号には切断の際にハサミと同様のジョー内で組織を凝固させる超音波クランプについての説明がされている。米国特許第５、０１３、３１２号には、切断する際凝固するよう一体構造型の双極型電極を有する超音波式外科用メスについて説明がされている。米国特許第５、２０７、６７２号には圧縮された前立腺組織の凝固性壊死を生じるようなレーザー・エネルギーの使用の説明がされている。米国特許第５、２６９、７７８号には組織に刺入し、深い凝固を行う可変パルス幅レーザーの使用についての説明がされている。米国特許第５、０５２、３９５号には血液の速度を測定する超音波パルス・ドップラー心臓モニターの説明がされている。米国特許第５、１５２、２９４号には３次元超音波スキャナーの説明がされている。米国特許第５、１８６、１７５号には２次元超音波診断列の説明がされている。米国特許第５、３７９、６４２号、同第５、２５５、６８２号、同第４、９４５、９１５号、同第４、１５５、２６０号及び同第５、０５０、５８８号は全般的に関連性がある。Ｃ．デロン−マーチン等の「高強度焦点合わせ超音波による静脈血栓症発生」（医学と生物学における超音波、２１：１１３（１９９５））には外面的な静脈瘤静脈の硬組織治療用のＨＩＦＵの説明がされている。静脈の壁は特に熱的な超音波治療のターゲットとされ、一時的な静脈の閉塞をもたらした。Ｖ．ツーリンスキー等「直線状列走査器マルチソン（Multison）４００によるリアル・タイム型ソノグラフィー」（エレクトロメディカ、４６、第４号（１９７８年））、Ｒ．Ｄ．セルビー等「アバディーン整相列：動的焦点合わせによるリアル・タイム超音波スキャナー」（メディカル・アンド・バイオロジカル・エンジニアリング・アンド・コンピューティング、１８：３３５（１９８０年５月））、Ｏ．Ｔ．フォン・ラム等「トーマスカン（Thaumascan）；設計考察と性能特性」（医学における超音波、１；３７３（１９７４年１０月））、Ｄ．レイサムキング「直線状列多要素変換器を使用した心臓のリアル・タイム横断面超音波画像化」（臨床超音波ジャーナル、１；１９６（１９７３））も全体的に関連性がある。発明の概要本発明は高強度焦点合わせ超音波（ＨＩＦＵ）を使用して血液の遠隔凝固を提供するものである。特に、本発明は遠隔的に止血を提供する目的から内部出血箇所を確認し、介在する組織を介して且つ出血箇所上に治療用超音波エネルギーを焦点合わせさせる方法と装置を提供するものである。こうしたシステムと方法は侵襲性手術方法に依存せずに腹腔内出血に苦しんでいる外傷性患者の診断と安定化を促進するものである。有利なことには、本発明の方法による遠隔止血は完全な治療法として使用可能であり、又は代替的には患者が緊急医療設備に到達して慣用的な治療を受けることが出来る時間を確保する目的に使用可能である。第１の側面において、本発明の方法は内部出血箇所を確認し、その内部出血箇所に治療用超音波エネルギーを焦点合わせさせることから成っている。このエネルギーは放射面から送信され、介在する組織を通って通過する。この焦点合わせさせるエネルギーは内部出血箇所に隣接している血液を凝固させ、かくして止血をもたらす。本明細書で使用されているように、「止血」は循環系、組織及び器官からの血液の流出を一時的又は永久的に低減するか又は止血するものとして定義付けされる。好ましくは、この確認段階は典型的にはカラー画像化技法を使用してパルス化された超音波変換器による患者の体の一部をドップラー画像化することを含む。更に、確認段階は好ましくは弾性的画像化を含む。参考として完全な開示内容が本明細書に導入されている米国特許第５、１７８、１４７号に一層完全に説明されているように、弾性画像化は局部的にその組織を変位させ、その組織変位を監視することで行なわれる。弾性画像化は特に、堅固な凝固された領域及び自由に流れている血液といった制限されていない液体の確認用に適している。代替的に、造影剤が血液の流れ内に導入可能とされ、内部出血箇所を確認する意味でＸ線又は超音波血管造影法が適用される。随意、この確認法は血管損傷部の音響的又は他の振動表示を検出し、隔離することに依存している。第２の側面において、本発明は内部出血箇所を確認し、治療のため内部出血箇所に隣接する領域を標的とし、治療領域内の目標物に治療用超音波エネルギーを焦点合わせする方法を提供する。この超音波エネルギーは再び放射面から出され、その目標部に向かう途中で介在する組織を通過する。一般に、適切な目標部深さも選択される。好ましくは、放射面と超音波画像化変換器列は単一ハウジング内に支承され、ハウジングを「ポイント・アンド・シュート（point-and-shoot ）」モードにて患者の皮膚上に移動させることにより内部出血箇所に向かって容易にその装置を狙い定めることが出来る。本発明の方法の焦点合わせ段階は一般に目標箇所における血液の凝固を含む。本発明に関連して、こうした凝固は明らかに少なくとも３種類の別々の機構の結果であることが判明した。第１に、体温を上廻る比較的低いレベルにおいても加熱が見られて凝固を生ぜしめた。第２に、超音波エネルギーと欠陥壁及び他の障害物における血液の衝撃で生じる血液の機械的流れが観察され、凝固の発生を生ぜしめていることが観察された。第３に、ＨＩＦＵは典型的には焦点合わせ帯域内にキャビテーションを発生する。こうしたキャビテーションは結果的に化学的副産物として自由価電子を生ぜしめることがある。こうした自由価電子は凝固の発生と関連性があった。最後に、超音波により生じた血液内の他の化学的変化も凝固の発生に貢献し得ることを確信する理由が存在している。小さい血管の血管損傷といった一部の事例においては、止血は血管内に血栓を形成するよう血液を凝固させることで提供される。好ましくは、治療部は血管に沿って血管損傷部の上流側に延在するので、この血栓は血管を閉塞し、血液の流出を低減させる。代替的に、止血は特に器官の破壊部分を架橋する治療領域を選択することにより、組織を治療することで達成可能である。一部の場合、超音波エネルギーは機械的超音波クランプにより作り出される血管の超音波麻痺に同調してその目標部の組織の固着化に使用可能である。更に他の側面では、本発明は内部出血箇所を確認し、その内部出血箇所に超音波止血促進剤を導入することを含む遠隔止血発生方法を提供する。次に、治療用超音波エネルギーが放射面から焦点合わせされて、その内部出血箇所に隣接する止血剤を活性化し、このエネルギーはその介在する組織を通過する。随意、止血剤は血管の損傷部を閉塞するよう超音波エネルギーの下で泡状化する。適切な泡状化止血剤には過フッ化炭化水素、特に、１０℃と８０℃の沸騰温度を有する物質が含まれる。代替的に、止血剤は典型的には凝固したカスケードからの元素であるカプセルに入れられた血栓発生剤を含む。こうした止血剤の使用は特に例えば、大動脈を閉塞せずにその破裂した腹腔動脈瘤の安定化に際し、主たる血管の血管損傷部に対して遠隔止血をもたらすのに特に有利となろう。本発明による遠隔止血を作り出す装置は、遠隔目標部に焦点合わせされた治療超音波エネルギーを印加する放射面、内部出血箇所を確認するセンサーから成っている。その目標部と内部出血箇所とを位置合わせさせるため放射面とセンサーに位置合わせ手段が接続されている。手術用設備が入手出来ないような遠隔地においてさえも侵襲性手術方法を必要とせずに内部出血に対する治療がこうして提供される。好ましくは、治療深さにおける変動を可能にすべく焦点合わせ機構が提供されている。明細書で使用されたように「焦点合わせ」は放射面と目標部の間の距離を変える目的で放射面の有効焦点距離を調節することを意味している。理想的には、この放射面は整相列として形成され、焦点合わせ機構は位相コントローラーを含む。環状列を含む位相化列が特に好適であり、これは回路の複雑性の量が最低の状態で焦点深さにおける変動を単純且つ正確に可能にするものである。オプションとして、この位置合わせ手段は放射面とセンサーの間に機械的リンク装置を含む。放射面とセンサーは目標部の位置合わせを容易にするため共通した構造に固定可能である。それでも尚、例えば、位相化環状列放射面の可変治療深さ、又は画像化走査後と治療適用前における放射面の向きを変える直線状サーボ機構とセクター走査サーボ機構の間等、センサーと放射面の間にはしばしば１種類以上の自由度が提供される。従って、一部の実施例においては、この位置合わせ手段は放射面とセンサーに接続された位置指示システムを含む。位置指示システムが放射面の完全な位置と向きを提供するグローバル位置付けシステムを含む場合は、その目標部は任意に機械的リンク装置の欠如にも係わらず、内部出血箇所に位置合わせ可能である。典型的には、センサーによるプロセッサーに供給された画像化データから患者の体の一部分の３次元モデルが組み立てられ、次にその目標部は位置指示システムで提供されるデータを使用して電子的に３次元モデルに位置合わせされる。他の側面においては、本発明による遠隔止血を生み出す装置はパルス超音波画像化変換器と目標部において治療エネルギーを焦点合わせする超音波放射面を含む。表示装置が画像化変換器と放射面両者に接続されるので、この表示装置は目標部と内部出血箇所の相対的位置を示す。好ましくは、放射面は可変治療深さを提供すべく整相列を含み、一方、表示装置は全体的にその選択された深さと内部出血箇所の深さの間の差を示す。オプションとして、或る構造で変換器と放射面を支承する。内部出血箇所に対するこの構造の変換運動が結果的に表示装置上での目標部に対する内部出血箇所の相対的再位置付けとなる。典型的には、ハウジングを含むこうした構造は少なくとも患者の皮膚の上にハウジングを再位置付けするか又は摺動させることにより内部出血箇所の少なくとも大略的な位置付けを可能とする。オプションとして、放射面をハウジングの構造から支持するサーボ機構により又は整相列に電子的操作により正確な位置付けが提供される。代替的に、遠隔止血装置は「ポイント・アンド・シュート」装置として使用可能であり、手による目標部位置に向かい定められ、環状列の操作により目標部の深さに焦点合わせされ、手動的に励起される。民間の治療士と軍隊での現場の治療士両者を含む緊急医療要貝に対してこうした「ポイント・アンド・シュート」型の装置は特に有利なものとなろう。好ましくは、表示装置は内部出血箇所の確認を容易にするドップラー・カラー画像を提供しよう。オプションとして、組織変位機構が画像化変換器に接続され、表示装置は先に説明したように、弾性画像を提供出来る。内部出血指示を提供するのと同様、こうしたドップラー・カラー画像及び弾性画像は又、閉塞され麻痺された領域の確認とマッピング処理を容易にし、かくして装置の治療帯域管理を促進させることになろう。オプションとして、表示装置がその閉塞された領域を電子的に指示するよう凝固メモリーが放射面と表示装置に接続される。図面の簡単な説明図１は本発明の原理による高強度焦点超音波（ＨＩＦＵ）遠隔止血装置を示している。図２は図１の遠隔止血装置と併用するＨＩＦＵプローブを示している。図３は図２のＨＩＦＵプローブの横断面図である。図４は弾性画像化用の局部組織変位機構として作用する膜加圧システムを示している図３のＨＩＦＵプローブの先端部の横断面図である。図５は図１の遠隔止血装置用の制御図を示す。図６は図１の遠隔止血装置を使用して器官挫傷の止血をもたらすのに適した治療領域を示している。図７Ａ乃至図７Ｃは本発明の原理による自己内蔵型ポイント・アンド・シュート(point-and-shoot)遠隔止血装置を示している。特定実施態様の詳細な説明本発明は高強度焦点超音波（ＨＩＦＵ）システム及び遠隔止血をもたらす本システムとの併用方法を提供する。本発明のＨＩＦＵ装置には内出血の確認と標的設定用として広範囲の適用例があろう。本発明には血管系統の動脈瘤と他の疾患に対する特定の適用が存在しよう。本発明の装置と方法は更に侵入的外科手術方法後に止血を図る目的に使用されよう。更に、本発明によって提供される止血と麻痺は一部の疾患のある組織、特に過形成疾患を有する組織への血液の供給を拒絶する目的に使用可能である。本発明の遠隔止血装置と方法は最低でも侵入的に内部発光プローブを使用し、又は非侵入的に内腔プローブを使用し、胴体外プローブを使用して開腹的に適用可能である。従って、こうしたシステムと方法の適用範囲は広範囲となるが、本発明は慣用的な侵入的方法又はこうした方法の代わりに鈍感な外傷性症状の患者の安定化に最も良く適用されよう。本発明の方法と装置は広範囲の緊急治療設備に対して直ちにアクセスすることが無い医療要員と緊急要貨に対して特に良く適合している。ここで図１を参照すると、遠隔止血システム１には、プローブ１０とコントローラー１２が含まれている。コントローラー１２には表示装置１４が含まれ、この表示装置は組織を画像化し、内出血箇所を確認し、治療のために患者の体の領域を選択する目的に使用される。遠隔止血システム１は１９９５年５月２２日に出願された「多面型超音波変換プローブシステムとその使用方法」と題する米国特許出願第０８／４４６、５０３号に一層完全に説明されている一般的形式の特殊化された超音波治療システムであり、前記出願の完全な開示内容については先に参考として本明細書に導入されている。本発明のシステムの構造については又、１９９２年２月２１日出願の「疾患の焦点合わせ局在化と治療のための超音波システム」と題する米国特許出願第０７／８４０、５０２号に説明してあり、この出願の完全な開示内容も参考として本明細書に導入されている。１９９５年５月２２日出願の「多面型超音波変換プローブシステムとその使用方法」と題する米国特許出願第０８／４４６、５０３号に一層完全に説明されているように、プローブ１０は内腔プローブとしての使用に適合しており、典型的には患者を治療台の上に位置付け且つ治療プローブを直腸を横切る形態で挿入して位置付けることにより使用される。プローブハウジング内に配設された変換器はハウジングに対する変換器の相対的直線状及び／又はセクター走査運動を使用して組織を画像化する。オペレーターは治療部をグラフ的に選択し、又、治療パラメーターを入力する。コントローラーは活性化表面が目標となる組織に焦点合わせされるよう自動的にその変換器を直線的に且つ角度を以て位置付ける。次に、コントローラーは変換器の焦点合わせされた反射面を励起し、治療超音波エネルギーを治療帯域内の目標に印加する。ここで図２を参照すると、プローブ１０には近基端部１６、遠方端部１８及び音響窓２０を有するプローブハウジング１１が含まれている。明瞭化のため、プローブハウジングは音響窓２０上方に膜の無い状態で図示してある。プローブハウジング１１の遠方部分にはそれそれプローブハウジング１１から第１距離と第２距離に焦点合わせ幾何形状を持った状態で背対背の活性表面を有する変換器部材が含まれている（図５参照）。変換器部材をハウジング内で回転させ、放射面を独立的に励起することにより、プローブ１０はプローブハウジング１１から第１距離２２の箇所及びプローブハウジング１１から第２距離２４の箇所で焦点合わせされたＨＩＦＵ治療を適用することが出来る。一般的に、これらの距離と組み合っている実際の第１目標部と第２目標部は少なくとも隣接状態にあり、好ましくは重なるので、超音波治療は血液の固化及び／又は第１距離２２と第２距離２４の間でその部分を介して存在する組織を麻痺させる目的に適用出来る。付加的に、背対背の放射性面の一方又は両者は環状列を含み、本明細書で以後説明されるように、治療距離の電子的調節を可能にする。ここで図３を参照すると、プローブハウジング１１は焦点幾何形状の異なる２つの背対背治療超音波焦点合わせ放射面を特徴とする変換器部材２８が含まれている。プローブハウジング１１は広範囲には遠方端部１８近辺の変換領域３０及び近基端部１６付近のハンドル領域３２を含む。プローブハウジング１１はポリウレタン、ＡＢＳプラスチック等で形成可能である。変換器部材２８は変換器領域３０で定められた内部空間内に配設されるが、ハンドル領域３２から片持ち梁状態にされている変換器領域内のプローブハウジング１１とは接触しない。従って、変換器部材２８は変換器領域３０の軸線の周りで自由に回転し、軸方向に変換する。音響窓２０は図２から理解されるように、変換器部材２８の放射面の軸方向位置と角度位置の範囲内で超音波エネルギーに対する通路を提供する。変換器領域３０の遠方端部１８上には音響膜３８が配設されている。プローブハウジング１１のハンドル領域３２内には変換器位置付け機構３４及び溜め３６が含まれている。変換器位置付け機構３４はプローブハウジング１１に対する相対的な直線状及びセクター走査運動を変換器部材２８に提供し、又、位置フィードバックをコントローラー１２に提供する（図１参照）。変換器位置付け機構３４は内出血箇所に対する放射面の狙い付けを可能にし、背対背の放射面の間を選択し、又、変換器部材２８に取り付けられた超音波画像化変換器列４５を機械的に走査する。１９９２年２月２１日出願の「焦点の疾患局在化と処置のための超音波システム」と題する米国特許出願第０７／８４０、５０２号に例示的な位置付け機構が説明された。ここで図４を参照すると、変換器部材２８には相対的に長い焦点距離を有する第１放射面５０及び長い焦点距離と比較して相対的に短かい焦点距離を有する第２放射面５２が含まれている。一方、第２放射面５０には内側領域５６と外側領域５４が含まれ、一方、第２放射面５２には同様に内側領域６０と外側領域５８が含まれている。内側領域と外側領域内へのこの第１放射面５０と第２放射面５２の分離により内側領域と外側領域、即ち簡単な環状整相列として作用する第１放射面５０、第２放射面５２に供給される電力の相対的位相を変えることで治療深さに対する付加的制御が可能になる。治療超音波焦点合わせの深さを制御する環状整相列の使用については米国特許第５、５２０、１１８号に一層完全に説明されており、その完全な開示内容は参考として本明細書に導入してある。明らかに、多数の領域が焦点深さに付加的柔軟性をもたらす。変換器部材２８の放射面はプローブハウジング１１の変換器領域３０内に含まれた接続流体により音響膜３８に接続される。音響膜３８は逆に、音響窓２０の領域内にある組織に対しての直接的接触により患者の体に接続される。変換器領域３０は随意、直腸を横切る形、鞘状部を横切る形、食道を横切る形等で挿入される。代替的に、接続する音響膜３８は当技術で周知のように手動式に又はプローブに取り付けられたテーブル・クランプを使用することで患者の皮膚に対して保持される。患者の体の組織に対する放射面のこうした胴体外接続により理想的には皮膚に対して音響膜３８を摺動させることにより患者の皮膚の異なる領域に対してプローブ１０を再び位置付けることで放射面の狙い付けが可能となる。プローブ１０が大体の位置に一旦あると、変換器位置付け機構３４のサーボ機構が第１放射面５０と第２放射面５２を正確に狙い付けする目的で使用出来る。代替的に、２次元整相列から成る放射面は環状列で提供される治療深さにおける電子的変動に対応して電子的狙い打ちと焦点合わせを可能とする。音響膜３８は弾性的画像化のため局部的組織変位機構内に簡便に集積化が可能である。変換器領域３０が患者の体と接続接触状態にある間に、接続流体圧Ｐは超音波画像化変換器列４５に隣接している組織を変位させるべく或る制御された様式にて変えることが出来る。音響膜３８は理想的には１９９３年５月２２日出願の「多面型超音波変換器プローブシステム及びその使用方法」と題する米国特許出願第０８／４４６、５０３号に説明されたように非弾性的で、非膨張性の薄い膜を含み、典型的には、ＰＥＴ、ポリアミド又はポリエチレン製であり、好ましくは厚さが超音波エネルギーの１波長以下である。好ましくは、組織変位機構は通常１Ｈｚ乃至５０Ｈｚの間の周波数で規則的間隔にて動作する。ここで図５を参照すると、位置合わせシステム６１はプロセッサー６２、メモリー６４及び表示装置１４を含む。（図３に図示された）変換器位置付け機構３４はプローブハンドル内に位置付けられ、回転位置付けモーター６６及び回転位置指示器６８を含む。先に説明したように、超音波画像化変換器列４５は典型的にはパルス化されたドップラー・カラー画像化、弾性画像化、血管造影図等を使用して内出血箇所のある患者の体の該当部分の画像を提供する。表示装置１４は内出血箇所の画像を提供する。図５に示されるように、血管傷口７２を備えた血管７０が腹腔内に血液を放出している。この血液は表示装置１４を使用して確認された低圧プール７４を形成する。典型的には、超音波画像化変換器列４５が回転位置付けモーター６６を使用して機械的に掃引するか又は整相列の使用により電子的に掃引することにより画像を作成するよう患者の体の一部を掃引する。オペレーターは例えばトラックボール、マウス等の操作により治療部を選択する。図示のように、深い治療部７６と浅い治療部７８が定義付けされている。血管内の血液と血管の壁自体の両者を目標としているこうした治療部は、血管の流れを閉塞して血管傷口７２から漏出する血液を防止する栓の形成を促進する。超音波画像化変換器列４５と放射面５０、５２は変換器部材２８上に支持されている。この機械的接続は治療部内の選択された治療目標物を内出血箇所に位置合わせさせるのを容易にする。それでも尚、変換器部材２８は特に放射面５０で治療が行われる際画像化部分と治療箇所の間で回転する。従って、プロセッサー６２は回転位置付けモーター６６を使用して変換器部材２８を操作し、治療目標物を内出血箇所に隣接している治療帯域に位置合わせさせるべく回転位置指示器６８からのフィードバック信号を受信する。好ましくは、個々のターゲット部分が凝固するのに伴い、凝固メモリー６４はその情報を表示装置１４上にマッピング処理し、効率的な治療帯域の管理を可能にする。ここで図６を参照すると、器官損傷部８２がある器官８０は多数の毛細血管８４から血液を滲み出させ、結果的に腹腔内に血液８６のプールを生ぜしめる。血液を凝固させるだけでなく、器官損傷部に隣接している領域内の器官の柔らかい組織を麻痺させる治療部８８が選択される。従って、肝臓と腎臓といった潅流する器官は多数の個々の血管の梗塞に依存せずに音響的止血をもたらすよう選択的に麻痺可能である。ここで図７Ａ乃至図７Ｃを参照すると、ポイント・アンド・シュート遠隔止血プローブ９０は環状列の形態になった放射面を含む。環状列９２は列孔の３／２迄の深さにて治療箇所を適用し、この孔は典型的には２インチ乃至１０インチ（約５ｃｍ乃至約２５ｃｍ）の間になっている。環状列９２はハウジング９４で支承され、このハウジングは又、機械的に揺動する直線状画像変換器列９６を支承している。画像化変換器とグローバル位置付けシステム９８は患者の体の体内領域の３−Ｄモデルを組み立てるプロセッサーに情報を提供する。このモデルはリアル・タイムでスクリーン１００上に表示され、モデルの向きはグローバル位置付けシステム９８で提供されたデータからのポイント・アンド・シュート遠隔止血プローブ９０の運動を反映するよう更新される。ポイント・アンド・シュート遠隔止血プローブ９０は特に現場での治療に有利であり、治療士は内出血箇所を確認出来、そのプローブを内出血箇所を目標として位置付け、適当な治療深さを選択し、治療を加えてその患者の搬送前に止血をもたらすことが出来る。特定の諸実施態様について詳細に説明して来たが、各種代替例、改変例及び同等例を使用可能である。従って、前掲の説明は本発明の範囲を限定するものとして解釈すべきでは無く、この発明は代わりに添付の請求の範囲によってのみ定められるものである。Description: A method and apparatus for providing acoustic hemostasis Field of the invention The present invention generally relates to remote application of therapeutic radiant energy. In particular, the present invention provides a method of applying high intensity focused ultrasound to reduce internal bleeding. Description of the background art The use of ultrasound for imaging and diagnosing disease is well known in the medical arts. This ultrasound imaging generally relies on differences in the reflection of high frequency acoustic waves by organs and soft tissue. When applied at the power levels required for imaging, this ultrasound can be free of the harmful side effects associated with many other forms of radiant energy, such as x-rays, microwaves and other electromagnetic fields. It is known. Thus, the ultrasound imaging system has significant safety advantages over other known imaging equipment. Generally, imaging ultrasound is emitted from a transducer that also detects reflections. Imaging ultrasound transducers often use multiple emitting and / or receiving surfaces. For example, current ultrasound probes use precise timing control over a series of activated surface areas, referred to as a phased array, for the purpose of radial direction control and reflector detection. Ultrasound imaging systems with multiple transducer surface areas are used particularly for Doppler measurements of blood flow in the body. Ultrasound Doppler imaging systems use multiple ultrasound pulses to monitor internal motion in a non-intrusive manner. Doppler imaging typically relies on the frequency shift of acoustic reflections from a moving object and the change in position of a separate mass between the two pulses. Doppler color imaging indicates the relative speed of movement by assigning a range of false colors to the measured speed. Ultrasound Doppler systems scan a single sector of tissue or scan in multiple directions to provide a three-dimensional image. The row converter facilitates Doppler imaging by providing electronic scanning via control of the excitation phase provided to separate areas of the row. Although ultrasound imaging has attracted attention because of its safety, ultrasound energy applied at high power densities can have significant physiological effects on tissue. These physiological effects are derived from either the thermal or mechanical effects of ultrasonic energy. The thermal effects of ultrasound include localized heating, ultra-high temperatures and tissue removal (due to relatively low energy levels), and rapid high temperature searing. Mechanical effects include destruction of solid objects, liquefaction of tissue and cavitation. These effects of high power ultrasound may occur adjacent to the ultrasound emitting surface, or these effects may be at some distance from the emitting surface by focusing the ultrasound at a target area in tissue. May occur. For example, bladder lithotripters use a wide external radiating surface to focus a short wave of ultrasonic energy as a shock wave within a patient's body, where the kidney stones are mechanically crushed. Obviously, the ultrasound energy must be focused on a very small target area relative to the transmitting surface to avoid effects on the intermediate tissue. The use of high-intensity focused ultrasound (often referred to herein as "HIFU") has been used as a treatment for a number of diseases that are localized in their own right or presented in a "focused" manner. It has been proposed before. These focal diseases for which HIFU has been suggested include, for example, neoplastic and other diseases of the brain, breast, liver and prostate. Although surgical methods have been developed for these diseases, HIFU treatment potentially provides a non-invasive or at least invasive alternative treatment, and thus causes minimal damage to the patient Promotes rapid healing. For example, HIFU treatment is currently available as a treatment for benign prostatic hyperplasia (often referred to herein as "BPH"), and remote excision of hyperplastic tissue without physical penetration of the bladder and prostate. And reduce the risk of infection. U.S. patent application Ser. No. 08 / 446,503, filed May 22, 1995, the entire disclosure of which is incorporated herein by reference, entitled "Polyhedral Ultrasonic Transducer Probe System and Method of Use". The article describes an exemplary HIFU system and method of treating BPH and other localized diseases. The exemplary HIFU system includes a probe housing containing a multi-faceted therapeutic transducer member and a servo system for the transducer member in the probe. The transducer member has a plurality of radiating surfaces having different focal lengths and different radial orientations. Power is sent to this alternate radiating surface for the purpose of selecting a target depth. In addition, the independent inner region of each radiating surface allows for further variation of the targeted depth by manipulating the power supply phase of the inner region relative to the surrounding outer region, which makes the inner and outer regions simpler. Acts as a simple phasing sequence. An imaging transducer is also supported on the transducer member, allowing the depth of focus to be selectable with a single servo system, aiming at the treatment surface, and enabling scanning of the imaging transducer. Although the HIFU system and probe described above has proven to be highly effective as a tool for applying HIFU therapy to focused diseases, the HIFU method and system proposed to date has certain limitations. . In particular, HIFU treatment generally relies only on the thermal and mechanical effects of ultrasonic energy on fixed tissues and structures. In particular, the effective use of therapeutic ultrasonic energy on body fluids for coagulation of blood to control internal bleeding has not been previously developed. One of the most common causes of death between injured patients in the military and civilians is internal bleeding. Widespread internal bleeding is difficult to detect, is not a well-recognized symptom, and can result in death within minutes to days. Insensitive traumatic symptoms are often accompanied by intraperitoneal bleeding due to disruption of the blood supply system of the organs and tissues of the abdominal cavity, thus resulting in blood leaking into the abdominal cavity and surrounding tissues. The most commonly injured organs are the liver, spleen, and kidney. With proper treatment shortly after injury, the survival rate of traumatic patients with this intraperitoneal hemorrhage has been found to dramatically increase. Survival rates for traumatic patients who can receive modern medical care in major medical facilities are relatively good. Once in such equipment, the peritoneal fluid is often detected using a diagnostic peritoneal lavage (often referred to herein as "DPL"). DPL is an invasive surgical procedure that typically presents with a complication rate of as little as 5% of the bowel or bladder foramen. Although ultrasound Doppler imaging provides an alternative, noninvasive diagnosis, controlling intense internal bleeding generally requires invasive treatment after diagnosis. Unfortunately, equipment that can perform invasive surgery, including DPL and abdominal surgery, is located at significant distances from the surgical site and therefore requires significant transport time. Additional time is required after arriving at the surgical facility for patient preparation and staff and medical equipment for surgery. On the other hand, internal bleeding continues with the associated risks for traumatic patients. For these reasons, it would be desirable to provide a method and system for identifying, targeting, and controlling internal bleeding, preferably in conjunction with a surgical procedure, without damage to surrounding or intervening tissue. Preferably, such a method would provide sufficient hemostasis in transporting the patient to a treatment care facility where conventional surgical diagnostic techniques are available. Ideally, these methods and systems for producing coagulation would also be suitable for emergency rooms, local hospitals and on-site emergency medicine. It would be best if such methods and systems could take advantage of the imaging and therapeutic ultrasound techniques traditionally applied to localized disease. U.S. Pat. No. 5,322,055 describes an ultrasonic clamp that coagulates tissue in a jaw similar to scissors during cutting. U.S. Pat. No. 5,013,312 describes an ultrasonic surgical scalpel having a monolithic bipolar electrode that solidifies when cut. U.S. Pat. No. 5,207,672 describes the use of laser energy to cause coagulative necrosis of compressed prostate tissue. U.S. Pat. No. 5,269,778 describes the use of a variable pulse width laser to penetrate tissue and provide deep coagulation. U.S. Pat. No. 5,052,395 describes an ultrasonic pulse Doppler heart monitor for measuring blood velocity. U.S. Pat. No. 5,152,294 describes a three-dimensional ultrasonic scanner. U.S. Pat. No. 5,186,175 describes a two-dimensional ultrasound diagnostic train. U.S. Patent Nos. 5,379,642, 5,255,682, 4,945,915, 4,155,260 and 5,050,588 are generally related. There is. C. "Induction of venous thrombosis by high intensity focused ultrasound" (Ultrasonics in medicine and biology, 21: 113 (1995)) by Delon-Martin et al. Describes the use of HIFU for hard tissue treatment of external varicose veins. An explanation has been given. The venous wall was specifically targeted for thermal ultrasound treatment, resulting in temporary venous occlusion. V. Turinsky et al., "Real-time Sonography with a Linear Row Scanner Multison 400" (Electro Medica, 46, No. 4, 1978); D. Selby et al., "Aberdeen phasing array: real-time ultrasound scanner with dynamic focusing" (Medical and Biological Engineering and Computing, 18: 335 (May 1980)); T. Von Lam et al., "Thaumascan; Design Considerations and Performance Characteristics" (Ultrasonics in Medicine, 1; 373 (October 1974)); Lathe summing, "Real-time cross-sectional ultrasound imaging of the heart using a linear array multi-element transducer" (Clinical Ultrasound Journal, 1; 196 (1973)) is also of overall relevance. Summary of the Invention The present invention provides for remote coagulation of blood using high intensity focused ultrasound (HIFU). In particular, the present invention provides a method and apparatus for identifying an internal bleeding site for the purpose of providing hemostasis remotely and for focusing therapeutic ultrasonic energy through intervening tissue and onto the bleeding site. . These systems and methods facilitate the diagnosis and stabilization of traumatic patients suffering from intraperitoneal bleeding without relying on invasive surgical methods. Advantageously, remote hemostasis according to the method of the present invention can be used as a complete therapy, or alternatively, to allow time for the patient to reach emergency medical facilities and receive conventional treatment. It can be used for the purpose of doing. In a first aspect, the method of the present invention comprises identifying an internal bleeding site and focusing therapeutic ultrasound energy at the internal bleeding site. This energy is transmitted from the emitting surface and passes through intervening tissue. This focusing energy causes the blood adjacent to the site of internal bleeding to clot, thus providing hemostasis. As used herein, "hemostasis" is defined as temporarily or permanently reducing or stopping hemostasis of blood from the circulatory system, tissues and organs. Preferably, this verification step involves Doppler imaging a portion of the patient's body with a pulsed ultrasound transducer, typically using color imaging techniques. Further, the verification step preferably includes elastic imaging. Elastic imaging locally displaces the tissue, as described more fully in US Pat. No. 5,178,147, the full disclosure of which is incorporated herein by reference. This is done by monitoring the displacement. Elastic imaging is particularly suitable for the identification of unrestricted liquids, such as solid coagulated areas and free flowing blood. Alternatively, a contrast agent can be introduced into the blood stream and X-ray or ultrasound angiography is applied in the sense of identifying internal bleeding points. Optionally, the confirmation method relies on detecting and isolating acoustic or other vibrational indications of the vascular lesion. In a second aspect, the present invention provides a method for identifying an internal bleeding site, targeting an area adjacent to the internal bleeding site for treatment, and focusing therapeutic ultrasound energy on a target within the treatment area. . This ultrasonic energy is again emitted from the emitting surface and passes through intervening tissue on its way to its target. Generally, an appropriate target depth is also selected. Preferably, the emitting surface and the array of ultrasound imaging transducers are mounted in a single housing, and by moving the housing over the patient's skin in a "point-and-shoot" mode. The device can be easily aimed at the internal bleeding site. The focusing step of the method of the invention generally involves coagulation of blood at the target site. In the context of the present invention, such coagulation has clearly been found to be the result of at least three distinct mechanisms. First, heating was seen even at relatively low levels above body temperature, causing coagulation. Second, ultrasonic energy and the mechanical flow of blood resulting from the impact of blood on defective walls and other obstacles was observed, which was observed to cause coagulation to occur. Third, the HIFU typically produces cavitation in the focusing band. Such cavitation can result in free valence electrons as a chemical byproduct. These free valence electrons were associated with the onset of solidification. Finally, there are reasons to be convinced that other chemical changes in the blood caused by ultrasound can also contribute to the occurrence of coagulation. In some cases, such as vascular injury to small vessels, hemostasis is provided by coagulating the blood to form a thrombus within the vessel. Preferably, the treatment portion extends along the blood vessel upstream of the vascular injury so that the thrombus blocks the blood vessel and reduces blood outflow. Alternatively, hemostasis can be achieved by treating the tissue, particularly by selecting a treatment area that bridges the destruction of the organ. In some cases, the ultrasonic energy can be used to anchor tissue at its target in tune with the ultrasonic paralysis of the blood vessel created by the mechanical ultrasonic clamp. In still another aspect, the present invention provides a remote hemostasis generation method that includes identifying an internal bleeding site and introducing an ultrasonic hemostasis enhancer to the internal bleeding site. The therapeutic ultrasound energy is then focused from the emitting surface to activate the hemostat adjacent to the internal bleeding site, which energy passes through the intervening tissue. Optionally, the hemostat foams under ultrasonic energy to occlude the damaged vessel. Suitable foamed hemostatic agents include fluorocarbons, especially substances having boiling temperatures of 10 ° C and 80 ° C. Alternatively, the hemostat comprises an encapsulated thrombogenic agent, typically an element from the coagulated cascade. The use of such hemostatic agents would be particularly advantageous, for example, in providing remote hemostasis to vascular injuries in the primary vessel, for example, in stabilizing a ruptured celiac aneurysm without occluding the aorta. An apparatus for creating remote hemostasis according to the present invention comprises a radiation surface for applying therapeutic ultrasound energy focused to a remote target and a sensor for identifying internal bleeding points. Positioning means is connected to the radiation surface and the sensor to position the target and the internal bleeding point. Treatment for internal bleeding is thus provided, even in remote locations where surgical equipment is not available, without the need for invasive surgical procedures. Preferably, a focusing mechanism is provided to allow for variations in treatment depth. As used herein, "focusing" means adjusting the effective focal length of the emitting surface to change the distance between the emitting surface and the target. Ideally, this emitting surface is formed as a phasing array, and the focusing mechanism includes a phase controller. A phased array comprising an annular array is particularly preferred, as it allows simple and accurate variations in the depth of focus with a minimum amount of circuit complexity. Optionally, the alignment means includes a mechanical link between the emitting surface and the sensor. The emitting surface and the sensor can be fixed to a common structure to facilitate alignment of the target. Nevertheless, the sensor and the emitting surface, e.g., between a variable servo depth of the phased annular array emitting surface, or between a linear servo mechanism and a sector scanning servo mechanism that change the orientation of the emitting surface after the imaging scan and before applying the therapy. Often one or more degrees of freedom are provided. Thus, in some embodiments, the alignment means includes a position indicating system connected to the emitting surface and the sensor. If the position indicating system includes a global positioning system that provides the complete position and orientation of the radiating surface, the target may optionally be aligned with the internal bleeding site, despite the lack of a mechanical linkage. Typically, a three-dimensional model of a portion of the patient's body is constructed from the imaging data provided to the processor by the sensor, and the target is then electronically converted using data provided by the position pointing system. It is registered with the three-dimensional model. In another aspect, an apparatus for producing remote hemostasis according to the present invention includes a pulsed ultrasound imaging transducer and an ultrasound emitting surface for focusing treatment energy at a target. Since the display is connected to both the imaging transducer and the emitting surface, the display shows the relative position of the target and the internal bleeding site. Preferably, the radiating surface includes a phasing row to provide a variable treatment depth, while the display generally indicates the difference between the selected depth and the depth of the internal bleeding point. Optionally, the structure supports the transducer and the radiating surface. The translational movement of this structure relative to the internal bleeding point results in a relative repositioning of the internal bleeding point with respect to the target on the display. Typically, such a structure including a housing allows for at least a general location of an internal bleeding site by repositioning or sliding the housing at least over the patient's skin. Optionally, precise positioning is provided by a servo mechanism supporting the radiating surface from the structure of the housing or by electronic manipulation of the phasing train. Alternatively, the remote hemostasis device can be used as a "point-and-shoot" device, aimed at the target location by hand, focused to the target depth by manipulating the annular array, and manually Get excited. Such "point-and-shoot" devices would be particularly advantageous for emergency medical needs, including both civilian and on-site therapists. Preferably, the display will provide a Doppler color image to facilitate identification of internal bleeding points. Optionally, a tissue displacement mechanism is connected to the imaging transducer, and the display device can provide an elastic image as described above. As well as providing an internal bleeding indication, such Doppler color and elasticity images will also facilitate the identification and mapping of occluded and paralyzed areas, thus facilitating treatment zone management of the device. Optionally, a coagulation memory is connected to the emitting surface and the display so that the display electronically indicates the occluded area. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES FIG. 1 illustrates a high intensity focused ultrasound (HIFU) remote hemostat in accordance with the principles of the present invention. FIG. 2 shows a HIFU probe for use with the remote hemostasis device of FIG. FIG. 3 is a cross-sectional view of the HIFU probe of FIG. FIG. 4 is a cross-sectional view of the tip of the HIFU probe of FIG. 3 showing the membrane pressure system acting as a local tissue displacement mechanism for elastic imaging. FIG. 5 shows a control diagram for the remote hemostasis device of FIG. FIG. 6 illustrates a treatment area suitable for providing hemostasis of an organ contusion using the remote hemostasis device of FIG. 7A-7C illustrate a self-contained point-and-shoot remote hemostasis device in accordance with the principles of the present invention. Detailed description of specific embodiments The present invention provides high intensity focused ultrasound (HIFU) systems and methods for use with the present systems to provide remote hemostasis. The HIFU device of the present invention will have a wide range of applications for identifying and targeting internal bleeding. The present invention will have particular application to vascular aneurysms and other diseases. The devices and methods of the present invention may also be used for hemostasis after invasive surgical procedures. Furthermore, the hemostasis and paralysis provided by the present invention can be used for the purpose of rejecting blood supply to some diseased tissues, especially those with hyperplastic diseases. The remote hemostasis device and method of the present invention can be applied at least invasively using an internal luminescent probe, or non-invasively using a lumen probe, and laparotomy using an extra-trunk probe. Thus, while the applicability of such systems and methods is broad, the present invention will best be applied to stabilizing patients with conventional invasive methods or, alternatively, insensitive traumatic symptoms. The method and apparatus of the present invention are particularly well-suited for medical personnel and emergency supplies that do not have immediate access to a wide range of emergency care facilities. Referring now to FIG. 1, the remote hemostasis system 1 includes a probe 10 and a controller 12. The controller 12 includes a display 14 which is used to image tissue, identify internal bleeding points, and select a region of the patient's body for treatment. The remote hemostasis system 1 is described more fully in U.S. patent application Ser. No. 08 / 446,503, filed May 22, 1995, entitled "Multifaceted Ultrasound Transducer Probe System and Method of Use". A type of specialized ultrasound therapy system, the full disclosure of which is incorporated herein by reference. The structure of the system of the present invention is also described in US patent application Ser. No. 07 / 840,502, filed Feb. 21, 1992, entitled “Ultrasonic System for Focused Localization and Treatment of Disease”. And the complete disclosure of this application is also incorporated herein by reference. As more fully described in U.S. patent application Ser. No. 08 / 446,503, filed May 22, 1995, entitled "Polyhedral Ultrasonic Transducer Probe System and Method of Use," probe 10 is a lumen probe. And is typically used by positioning a patient on a couch and inserting and positioning a treatment probe in a form that crosses the rectum. A transducer disposed within the probe housing images tissue using linear and / or sector scanning motion of the transducer relative to the housing. The operator selects a treatment section graphically and inputs treatment parameters. The controller automatically positions the transducer linearly and angularly so that the activation surface is focused on the target tissue. Next, the controller excites the focused reflective surface of the transducer and applies therapeutic ultrasound energy to targets within the treatment zone. Referring now to FIG. 2, the probe 10 includes a probe housing 11 having a proximal end 16, a distal end 18, and an acoustic window 20. For clarity, the probe housing is shown without a membrane above the acoustic window 20. The distal portion of the probe housing 11 includes a transducer member having a back-to-back active surface, each having a focusing geometry at a first and second distance from the probe housing 11 (FIG. 5). reference). The probe 10 was focused at a first distance 22 from the probe housing 11 and a second distance 24 from the probe housing 11 by rotating the transducer member within the housing and independently exciting the emitting surface. HIFU treatment can be applied. In general, the actual first target and the second target associated with these distances are at least adjacent and preferably overlap, so that the ultrasound treatment may cause the blood to solidify and / or It can be applied for the purpose of paralyzing the tissue existing through the part between two distances 24. Additionally, one or both of the back-to-back emissive surfaces may include an annular array to allow for electronic adjustment of the treatment distance, as described hereinafter. Referring now to FIG. 3, the probe housing 11 includes a transducer member 28 that features two back-to-back therapeutic ultrasound focusing radiation surfaces with different focal geometries. The probe housing 11 broadly includes a transition region 30 near the distal end 18 and a handle region 32 near the proximal end 16. The probe housing 11 can be formed of polyurethane, ABS plastic, or the like. The transducer member 28 is disposed in the internal space defined by the transducer area 30, but does not contact the probe housing 11 in the transducer area that is in a cantilevered state from the handle area 32. Thus, the transducer member 28 is free to rotate about the axis of the transducer region 30 and translate axially. The acoustic window 20 provides a path for ultrasonic energy within the axial and angular positions of the radiating surface of the transducer member 28, as seen in FIG. An acoustic membrane 38 is disposed on the distal end 18 of the transducer region 30. A transducer positioning mechanism 34 and a reservoir 36 are included in the handle region 32 of the probe housing 11. Transducer positioning mechanism 34 provides linear and sector scan movement relative to probe housing 11 to transducer member 28 and provides position feedback to controller 12 (see FIG. 1). Transducer positioning mechanism 34 allows the aiming of the radiating surface to the internal bleeding site, selects between back-to-back radiating surfaces, and enables the array 45 of ultrasonic imaging transducers attached to the transducer member 28. Scan mechanically. An exemplary positioning mechanism was described in US patent application Ser. No. 07 / 840,502, filed Feb. 21, 1992, entitled “Ultrasonic System for Focus Localization and Treatment”. Referring now to FIG. 4, the transducer member 28 includes a first radiating surface 50 having a relatively long focal length and a second radiating surface 52 having a relatively short focal length as compared to the long focal length. include. On the other hand, the second radiation surface 50 includes an inner region 56 and an outer region 54, while the second radiation surface 52 similarly includes an inner region 60 and an outer region 58. The separation of the first and second radiating surfaces 50 and 52 into the inner and outer regions, respectively, results in the inner and outer regions, i.e. the first and second radiating surfaces 50, 50 acting as a simple annular phasing array. Changing the relative phase of the power supplied to 52 allows for additional control over the treatment depth. The use of an annular phasing array to control the depth of therapeutic ultrasound focusing is more fully described in US Pat. No. 5,520,118, the complete disclosure of which is incorporated herein by reference. I have. Clearly, a number of regions provide additional flexibility in depth of focus. The radiating surface of the transducer member 28 is connected to the acoustic membrane 38 by a connecting fluid contained in the transducer region 30 of the probe housing 11. The acoustic membrane 38 is instead connected to the patient's body by direct contact with the tissue in the area of the acoustic window 20. The transducer region 30 is optionally inserted across the rectum, across the sheath, across the esophagus, and the like. Alternatively, the connecting acoustic membrane 38 is held against the patient's skin manually, as is known in the art, or by using a table clamp attached to the probe. Such extra-torso connection of the radiating surface to tissue of the patient's body ideally repositions the probe 10 to a different region of the patient's skin by sliding the acoustic membrane 38 against the skin, thereby reducing Aiming becomes possible. Once the probe 10 is in the approximate position, the servo mechanism of the transducer positioning mechanism 34 can be used to accurately aim the first and second radiating surfaces 50 and 52. Alternatively, the emitting surface comprising a two-dimensional phasing array enables electronic aiming and focusing in response to electronic variations in treatment depth provided by the annular array. The acoustic membrane 38 can be easily integrated into a local tissue displacement mechanism for elastic imaging. While the transducer region 30 is in contact with the patient's body, the connecting fluid pressure P is varied in a controlled manner to displace tissue adjacent to the ultrasound imaging transducer row 45. Can be done. The acoustic membrane 38 is ideally inelastic as described in U.S. patent application Ser. No. 08 / 446,503, filed May 22, 1993, entitled "Polyhedral Ultrasonic Transducer Probe System and Method of Use". It comprises a thin, non-swellable, thin film, typically made of PET, polyamide or polyethylene, preferably having a thickness of less than one wavelength of ultrasonic energy. Preferably, the tissue displacement mechanism operates at regular intervals, usually at a frequency between 1 Hz and 50 Hz. Referring now to FIG. 5, the alignment system 61 includes a processor 62, a memory 64, and the display device 14. The transducer positioning mechanism 34 (shown in FIG. 3) is positioned within the probe handle and includes a rotary positioning motor 66 and a rotary position indicator 68. As discussed above, the ultrasound imaging transducer train 45 typically uses pulsed Doppler color imaging, elasticity imaging, angiograms, etc. to generate an image of the patient's body with internal bleeding points. Provide the image of the relevant part. The display device 14 provides an image of the internal bleeding point. As shown in FIG. 5, a blood vessel 70 having a blood vessel wound 72 releases blood into the abdominal cavity. This blood forms a low pressure pool 74 identified using the display 14. Typically, the ultrasound imaging transducer array 45 creates an image by sweeping mechanically using a rotary positioning motor 66 or electronically by using a phasing array. Sweep part of the. The operator selects a treatment unit by operating, for example, a trackball or a mouse. As shown, a deep treatment section 76 and a shallow treatment section 78 are defined. Such treatments, targeting both the blood within the blood vessel and the wall of the blood vessel itself, facilitate the formation of plugs that occlude the flow of blood vessels and prevent blood leaking from the vascular wound 72. The array 45 of ultrasonic imaging transducers and the emitting surfaces 50, 52 are supported on the transducer member 28. This mechanical connection facilitates alignment of the selected treatment target within the treatment area to the site of internal bleeding. Nevertheless, the transducer member 28 rotates between the imaging portion and the treatment site, particularly when treatment is performed on the emitting surface 50. Accordingly, processor 62 operates transducer member 28 using rotational positioning motor 66 to receive a feedback signal from rotational position indicator 68 to align the treatment target with the treatment zone adjacent to the internal bleeding site. I do. Preferably, as the individual target portions solidify, the coagulation memory 64 maps the information onto the display device 14 to allow for efficient treatment zone management. Referring now to FIG. 6, an organ 80 with an organ injury 82 seeps out blood from a number of capillaries 84, resulting in a pool of blood 86 in the abdominal cavity. A treatment section 88 is selected that not only coagulates the blood but also paralyzes the soft tissue of the organ in the area adjacent to the organ injury. Thus, perfusing organs, such as the liver and kidney, can be selectively paralyzed to provide acoustic hemostasis without relying on the infarction of multiple individual vessels. Referring now to FIGS. 7A-7C, the point-and-shoot remote hemostasis probe 90 includes a radiating surface in the form of an annular array. The annular row 92 applies the treatment site at a depth of up to 3/2 of the row hole, which hole is typically between 2 inches and 10 inches (about 5 cm to about 25 cm). The annular row 92 is supported by a housing 94 which also carries a mechanically oscillating linear image transducer row 96. The imaging transducer and global positioning system 98 provides information to a processor that builds a 3-D model of the body region of the patient's body. The model is displayed on screen 100 in real time and the orientation of the model is updated to reflect the movement of the point-and-shoot remote hemostasis probe 90 from the data provided by the global positioning system 98. The point-and-shoot remote hemostasis probe 90 is particularly advantageous for on-site treatment, in which the therapist can identify the internal bleeding site, position the probe at the internal bleeding site, select an appropriate treatment depth, and perform treatment. In addition, hemostasis can be provided before the patient is transported. Although specific embodiments have been described in detail, various alternatives, modifications, and equivalents may be used. Therefore, the above description should not be construed as limiting the scope of the invention, which is instead defined solely by the appended claims.

【手続補正書】【提出日】平成１２年１月２１日（２０００．１．２１）【補正内容】請求の範囲１．患者の体内で遠隔止血を生ぜしめる方法であって、止血を促進しようとする箇所を確認し、超音波放射面から治療用超音波エネルギーを放出し、前記箇所に隣接する血液を凝固させるため、前記放出された超音波エネルギーを焦点合わせする方法。２．前記確認段階がパルス化された超音波変換器を使用して患者の体内の一部をドップラー画像化処理することを含む請求項１記載の方法。３．前記画像化段階がカラー画像化を含む請求項２記載の方法。４．前記確認段階が組織を局部的に変位させ、組織変位の進展を監視し、患者の体の一部を弾性的に画像化することを含む請求項１記載の方法。５．前記確認段階が血流内に造影剤を導入し、患者の体の一部を血管造影的に画像化することを含む請求項１記載の方法。６．前記確認段階が血管損傷の振動特性を検出し、隔離することを含む請求項１記載の方法。７．患者の体内で遠隔止血を生ぜしめる方法であって、止血を促進しようとする箇所を確認し、前記箇所に隣接する治療領域を標的とし、焦点合わせされた治療用超音波エネルギーを発生し、その焦点合わせされた治療用超音波エネルギーを放射面から前記治療領域内の目標物に印加する方法。８．前記標的とする段階が或る目標物深さに前記放射面を選択的に焦点合わせすることを含む請求項７記載の方法。９．前記標的とする段階が前記放射面及び超音波画像化変換器列を前記箇所に対して変位させる段階を含み、前記放射面と前記画像化列はハウジングにより支承され、前記確認段階が前記画像化列を使用して前記箇所を画像化する請求項７記載の方法。１０．前記治療領域が血管及び該血管内に含まれる血液を含む請求項７記載の方法。１１．前記印加段階が前記目標物の血液を凝固させることを含む請求項７記載の方法。１２．前記凝固段階が凝固を誘発する体温以上に血液を加熱することを含む請求項１１記載の方法。１３．前記凝固段階が血液を機械的に流し、血管壁を介して血液に衝撃を与え、凝固を誘発せしめるようにしたことを含む請求項１１記載の方法。１４．前記凝固段階が凝固を誘発すべく血液にキャビテーションを生ぜしめることを含む請求項１１記載の方法。１５．前記焦点合わせ段階が更に血管内に栓子を形成し、血管損傷の上流側の血管を凝固させ、治療部を血管損傷部の上流側まで延ばすことを含む請求項１１記載の方法。１６．前記印加段階が前記目標物の組織を麻痺させることを含む請求項７記載の方法。１７．前記治療領域に器官の裂け目が含まれる請求項１６記載の方法。１８．前記印加段階が前記目標物の組織を固着させることを含む請求項７記載の方法。１９．更に、凝固した領域をマッピング処理することを含む請求項７記載の方法。２０．患者の体内で遠隔止血を生ぜしめる方法であって、止血を促進しようとする箇所を確認し前記箇所に超音波止血促進剤を導入し、治療用超音波エネルギーを放射面から発生及び放出し、前記箇所に隣接する止血剤を活性化するため、その放出された治療用超音波エネルギーを焦点合わせする方法。２１．前記止血剤が超音波エネルギーの印加によって泡状になる請求項２０記載の方法。２２．前記止血剤が過フッ化炭化水素を含む化合物を含む請求項２１記載の方法。２３．前記止血剤がカプセル入り血栓発生剤を含む請求項２０記載の方法。２４．放射面から離れている目標部に、焦点合わせした治療用超音波エネルギーを印加して止血を促進する前記放射面と、止血させようとする箇所を確認するセンサーと、前記センサー及び前記放射面に接続され、前記目標部と前記箇所とを位置合わせする位置合わせ機構とを含む遠隔止血を行う装置。２５．更に、前記放射面に接続された治療深さ変更機構を含む請求項２４記載の遠隔止血装置。２６．前記放射面が整相列を含み、前記深さ変更機構が位相コントローラーを含む請求項２５記載の遠隔止血装置。２７．前記整相列が環状列を含む請求項２６記載の遠隔止血装置。２８．前記センサーがパルス化された超音波画像化変換器を含む請求項２４記載の遠隔止血装置。２９．更に、前記箇所をドップラー画像化するための画像化変換器に接続された表示装置を含む請求項２８記載の遠隔止血装置。３０．前記センサーが更に組織変位機構を含み、本装置が更に前記センサーに接続された弾性画像化表示装置を含む請求項２８記載の遠隔止血装置。３１．更に、前記センサーに接続され、血管損傷部の振動特性を隔離するプロセッサーを含む請求項２４記載の遠隔止血装置。３２．前記箇所を血管造影によって画像化するための表示装置を含む請求項２４記載の遠隔止血装置。３３．前記位置合わせ機構が前記放射面と前記センサーとの間の機械的リンク装置を含む請求項２４記載の遠隔止血装置。３４．前記位置合わせ機構が前記放射面と前記センサーの少なくとも一方に接続された位置指示システムを含む請求項２４記載の遠隔止血装置。３５．止血を促進しようとする箇所を画像化するパルス化された超音波画像化変換器と、目標部に治療用エネルギーを焦点合わせして止血を促進させる超音波放射面と、前記画像化変換器と前記放射面とに接続され、前記目標部と前記止血を促進しようとする箇所の相対的位置を表示する表示装置とを含む遠隔止血を生ぜしめる装置。３６．前記放射面が該放射面と目標部との間の選択可能な治療深さを有する整相列を含み、前記表示装置がその選択された治療深さと前記筒所との間の深さの差を表示する請求項３５記載の遠隔止血装置。３７．更に、前記画像化変換器と前記放射面を支承する構造を含み、前記箇所に関する構造変換により前記表示装置が前記目標部に関する箇所の再位置付けを指示する請求項３５記載の遠隔止血装置。３８．前記表示装置はドップラー・カラー画像化する表示装置を含む請求項３５記載の遠隔止血装置。３９．更に、前記画像化変換器に接続された組織変位機構を含み、前記表示装置が弾性画像を提供する請求項３５記載の遠隔止血装置。４０．更に、前記表示装置が凝固領域を表示するよう前記放射面と前記表示装置に接続された凝固メモリーを含む請求項３５記載の遠隔止血装置。４１．凝固血液の領域に関するフィードバックを提供する手段をさらに備えている請求項３８記載の遠隔止血装置。４２．凝固血液の領域と麻痺した組織の領域に関するフィードバックを提供する手段をさらに備えている請求項３９記載の遠隔止血装置。[Procedural amendment] [Date of submission] January 21, 2000 (2000.1.21) [Content of amendment] Claims 1. A method for producing remote hemostasis in a patient's body, in which a site to promote hemostasis is identified, therapeutic ultrasound energy is emitted from an ultrasonic radiation surface, and blood adjacent to the site is coagulated. A method of focusing the emitted ultrasonic energy . 2. 2. The method of claim 1, wherein the identifying step comprises Doppler imaging a portion of the patient's body using a pulsed ultrasound transducer. 3. 3. The method of claim 2, wherein said imaging step includes color imaging. 4. 2. The method of claim 1, wherein the verifying step includes locally displacing the tissue, monitoring the progress of the tissue displacement, and elastically imaging a portion of the patient's body. 5. 2. The method of claim 1, wherein the identifying step comprises introducing a contrast agent into the bloodstream and angiographically imaging a portion of the patient's body. 6. The method of claim 1, wherein the identifying step comprises detecting and isolating a vibration characteristic of a vascular injury. 7. A method of causing a remote hemostasis within the patient to confirm the position to be promote hemostasis, the treatment area adjacent to the locations targeted, generates ultrasonic energy for treatment that is focused, the A method of applying focused therapeutic ultrasound energy from a radiation surface to a target within the treatment area . 8. The method of claim 7, wherein the targeting step comprises selectively focusing the emitting surface to a target depth. 9. The step of targeting includes displacing the emitting surface and the array of ultrasound imaging transducers relative to the location , wherein the emitting surface and the imaging array are supported by a housing, and wherein the verifying step includes the step of imaging. The method of claim 7, wherein the location is imaged using a sequence. 10. The method of claim 7, wherein the treatment area includes a blood vessel and blood contained within the blood vessel. 11. The method of claim 7, wherein said applying step comprises coagulating said target blood. 12. 12. The method of claim 11, wherein said clotting step comprises heating the blood above a body temperature that induces clotting. 13. 12. The method of claim 11, wherein the coagulating step includes mechanically flushing the blood, impacting the blood through the vessel wall, and causing coagulation. 14． 12. The method of claim 11, wherein said clotting step comprises causing cavitation in the blood to induce clotting. 15. 12. The method of claim 11, wherein the focusing step further comprises forming an obturator in the blood vessel, coagulating the blood vessel upstream of the vascular injury, and extending the treatment area upstream of the vascular injury. 16. The method of claim 7, wherein the applying step comprises paralyzing the target tissue. 17． 17. The method of claim 16, wherein the treatment area includes an organ breach. 18. 8. The method of claim 7, wherein the applying step includes anchoring the target tissue. 19. The method of claim 7, further comprising mapping the solidified region. 20. A method of causing a remote hemostasis within the patient to confirm the position to be promote hemostasis introducing ultrasonic hemostatic agent to the location, the therapeutic ultrasound energy generated and emitted from the emitting surface, to activate the hemostatic agent adjacent to the point, a method for focusing the emitted therapeutic ultrasound energy. 21. 21. The method of claim 20, wherein said hemostatic agent foams upon application of ultrasonic energy. 22. 22. The method of claim 21, wherein said hemostat comprises a compound comprising a fluorocarbon. 23. 21. The method of claim 20, wherein said hemostatic agent comprises an encapsulated thrombogenic agent. 24. A target portion remote from the radiation surface, the radiation surface for promoting hemostasis by applying focused therapeutic ultrasonic energy, and a sensor for confirming a portion to be stopped, and the sensor and the radiation surface An apparatus for remote hemostasis, which is connected and includes a positioning mechanism for positioning the target portion and the location . 25. 25. The remote hemostasis device of claim 24, further comprising a treatment depth changing mechanism connected to the radiating surface . 26. 26. The remote hemostasis device of claim 25, wherein the radiating surface includes a phasing array, and wherein the depth changing mechanism includes a phase controller. 27. 27. The remote hemostasis device of claim 26, wherein the phasing row includes an annular row. 28. 25. The remote hemostasis device of claim 24, wherein said sensor comprises a pulsed ultrasound imaging transducer. 29. 29. The remote hemostasis device of claim 28, further comprising a display connected to an imaging converter for Doppler imaging the location . 30. 29. The remote hemostasis device of claim 28, wherein the sensor further comprises a tissue displacement mechanism, and the device further comprises an elastic imaging display connected to the sensor. 31. 25. The remote hemostasis device of claim 24, further comprising a processor connected to the sensor for isolating vibration characteristics of the vascular lesion. 32. The remote hemostasis device according to claim 25, further comprising a display device for imaging the location by angiography . 33. 25. The remote hemostasis device of claim 24, wherein the alignment mechanism includes a mechanical link between the emitting surface and the sensor. 34. 25. The remote hemostasis device of claim 24, wherein the alignment mechanism includes a position indicating system connected to at least one of the emitting surface and the sensor. 35. A pulsed ultrasonic imaging transducer for imaging a portion where hemostasis is to be promoted, an ultrasonic emitting surface for promoting hemostasis by focusing therapeutic energy on a target portion, and the imaging transducer which is connected to the emitting surface, causing a remote hemostasis comprising a display device and which displays the relative positions of the portions which attempt to promote the hemostasis and the target unit device. 36. The radiating surface includes a phasing row having a selectable treatment depth between the radiating surface and a target, and the display device displays a difference in depth between the selected treatment depth and the barrel. 36. The remote hemostatic device according to claim 35, wherein is displayed. 37. Further comprising a structure for supporting the radiation surface and the imaging transducer, remote hemostasis device according to claim 35, wherein said display device by the structure conversion related to said position to direct the repositioning of points relating to the target unit. 38. 39. The remote hemostasis device of claim 35, wherein the display device comprises a Doppler color imaging display device. 39. 36. The remote hemostasis device of claim 35, further comprising a tissue displacement mechanism connected to the imaging transducer, wherein the display device provides an elasticity image. 40. 36. The remote hemostasis device of claim 35, wherein the display further includes a coagulation memory connected to the emission surface and the display to display a coagulation area. 41. That further comprise a means for providing feedback on areas of coagulated blood claim 38 remote hemostasis device according. 42. 40. The remote hemostasis device of claim 39 , further comprising means for providing feedback regarding a region of coagulated blood and a region of paralyzed tissue .

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者クラム，ローレンス，エー. アメリカ合衆国・ワシントン州 98006・ベルヴュー，エス．イー．，ワンハンドレッドアンドセブンティフィフスアヴェニュー 4662 (72)発明者ロー，ウィング，ケー. アメリカ合衆国・カリフォルニア州 94041・マウンテンヴュー・ロレートストリート 421 (72)発明者デマータ，スタンアメリカ合衆国・カリフォルニア州 94566・プリーザントン・ローラレーン 6300────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (72) Inventor Clam, Lawrence, A. Washington State, USA 98006 Bellevue, S. E. , One handle D & Seventy fifth Aveni New 4662 (72) Inventor Law, Wing, K. United States and California 94041 Mountain View Loreto Street 421 (72) Inventor Demata, Stan United States and California 94566 Pleasanton Laura Lane 6300

Claims

[Claims] 1. A method of causing remote hemostasis in a patient's body, Check the internal bleeding points, Radiated through intervening tissue to coagulate blood adjacent to the internal bleeding site A method of focusing therapeutic ultrasound energy from a surface. 2. The step of confirming includes using a pulsed ultrasound transducer to isolate a portion of the patient's body. The method of claim 1, comprising Doppler imaging. 3. 3. The method of claim 2, wherein said imaging step includes color imaging. 4. The confirming step locally displaces the tissue, monitors the progress of the tissue displacement, and The method of claim 1, comprising elastically imaging a part of a body. 5. The confirmation step introduces a contrast agent into the bloodstream and angiographically images a part of the patient's body. The method of claim 1, comprising imaging. 6. 2. The method of claim 1, wherein the identifying step comprises detecting and isolating a vibration characteristic of the vascular injury. The described method. 7. A method of causing remote hemostasis in a patient's body, Check the internal bleeding points, Targeting a treatment area adjacent to the internal bleeding site, Focused therapeutic ultrasound energy from the emitting surface through intervening tissue A method for applying to a target within the treatment area. 8. The targeting step selectively focuses the emitting surface to a target depth. The method of claim 7, comprising: 9. The step of targeting places the emitting surface and the array of ultrasound imaging transducers at an internal bleeding site. The emitting surface and the imaging array are supported by a housing. Accepting, wherein the confirming step uses the imaging sequence to image the bleeding point. Item 7. The method according to Item 7. 10. The method according to claim 7, wherein the treatment area includes a blood vessel and blood contained in the blood vessel. Law. 11. 8. The method of claim 7, wherein the applying step includes coagulating blood at the target location. the method of. 12. The coagulation step comprises heating the blood above a body temperature that induces coagulation. Item 12. The method according to Item 11. 13. Said coagulation step mechanically flushes the blood, impacts the blood through the vessel wall, 12. The method of claim 11, comprising causing coagulation. 14． The clotting step may cause cavitation in the blood to induce clotting. The method of claim 11, comprising: 15. The focusing step further forms an obturator in the blood vessel and the blood upstream of the blood vessel injury. 12. The method of claim 11, including coagulating the tube and extending the treatment area upstream of the vascular injury. The method described. 16. 8. The method of claim 7, wherein said applying step comprises paralyzing tissue at a target location. Law. 17． 17. The method of claim 16, wherein the treatment area includes an organ breach. 18. 8. The method of claim 7, wherein the applying step includes anchoring the tissue at the target location. Law. 19. The method of claim 7, further comprising mapping the solidified region. . 20. A method of causing remote hemostasis in a patient's body, Check the internal bleeding points Introducing an ultrasonic hemostasis promoter at the internal bleeding site, It is released through intervening tissue to activate the hemostatic agent adjacent to the internal bleeding site. A method of focusing therapeutic ultrasound energy from a launch surface. 21. The hemostat foams under ultrasonic energy to close the vascular injury The method of claim 20. 22. 22. The method of claim 21, wherein said hemostat comprises a compound comprising a fluorocarbon. . 23. 21. The method of claim 20, wherein said hemostatic agent comprises an encapsulated thrombogenic agent. 24. A therapeutic ultra-focused target at a target depth that is the treatment depth away from the emitting surface Said radiation surface for applying sonic energy, A sensor to check for internal bleeding points, It is connected to the sensor and the radiation surface, and locates the target portion and the internal bleeding point. An apparatus for performing remote hemostasis including positioning means for positioning. 25. 25. The remote of claim 24, further comprising a focusing mechanism for changing the treatment depth. Hemostatic device. 26. The emission surface includes a phasing array, and the focusing mechanism includes a phase controller. 26. The remote hemostatic device according to claim 25, comprising: 27. 27. The remote hemostasis device of claim 26, wherein the phasing row includes an annular row. 28. 27. The sensor of claim 24, wherein the sensor comprises a pulsed ultrasound imaging transducer. Remote hemostatic device. 29. Further, a contract including a Doppler imaging display connected to the imaging converter. 29. The remote hemostatic device according to claim 28. 30. The sensor further includes a tissue displacement mechanism, and the device further contacts the sensor. 29. The remote hemostatic device according to claim 28, comprising a continuous elastic imaging display. 31. Further, a process connected to the sensor for isolating the vibration characteristics of the vascular lesion. 25. The remote hemostatic device according to claim 24, wherein the remote hemostatic device comprises a gasser. 32. 25. The remote hemostasis device of claim 24, wherein said sensor comprises an angiographic display. 33. A mechanical link between the emitting surface and the sensor; 25. The remote hemostatic device according to claim 24, comprising a device. 34. The alignment means is connected to at least one of the emitting surface and the sensor 25. The remote hemostasis device of claim 24, including a customized position indicating system. 35. A pulsed ultrasound imaging transducer; An ultrasound emitting surface for focusing the therapeutic energy on the target, Connected to the imaging transducer and the radiating surface, relative to the target and the internal bleeding site And a display device for displaying a target position. 36. Phasing wherein the radiating surface has a selectable treatment depth between the radiating surface and a target A row between the selected treatment depth and the internal bleeding point. The remote hemostatic device according to claim 35, wherein the difference is displayed. 37. And a structure for supporting the imaging transducer and the radiating surface. Due to the structural conversion of the location, the display device re-displays the internal bleeding location with respect to the target portion. 36. The remote hemostatic device according to claim 35, wherein the position is instructed. 38. 36. The remote of claim 35, wherein the display provides a Doppler color image. Hemostatic device. 39. The display device further includes a tissue displacement mechanism connected to the imaging converter. 36. The remote hemostatic device of claim 35, wherein provides an elasticity image. 40. Further, the radiation surface and the display device may be configured such that the display device displays a solidified region. 36. The remote hemostasis device of claim 35, comprising a coagulation memory connected to the device. 41. The Doppler color image provides feedback on the area of coagulated blood 39. The remote hemostasis device of claim 38, provided. 42. The elasticity image provides feedback on a region of coagulated blood and a region of paralyzed tissue. 40. The remote hemostasis device of claim 39, wherein the device provides a lock.