JP2004147719A - Ultrasonic wave irradiation apparatus - Google Patents

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Inventor
Yoshiharu Ishibashi
義治 石橋
Original Assignee
Toshiba Corp
株式会社東芝
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To improve reliability of ultrasonic irradiation by reducing side lobe of ultrasonic waves in irradiation of strong ultrasonic waves. <P>SOLUTION: A designated conversion element is selected from conversion elements of a ultrasonic wave generating part 21 by a conversion element select part 12 and connected in common to form an annular array type conversion element group. In driving each of the conversion element groups by a conversion element driving part 13 to apply a focused ultrasonic wave to a plurality of positions of a subject 1, the bore diameter and the array interval are set based on the irradiation distance. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【0001】 [0001]
【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は、生体に向けて超音波を照射する超音波照射装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic irradiation apparatus for irradiating an ultrasonic wave toward the living body.
【0002】 [0002]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
近年、最小侵襲治療と呼ばれる治療法が注目を集めており、悪性腫瘍治療の分野においても最小侵襲治療への積極的な試みが行なわれている。 Recently, aggressive attempts to minimally invasive treatment have been made in minimally invasive treatment and treatment has attracted attention called, the field of treatment of malignant tumors. 特に悪性腫瘍の場合、その治療の多くを外科的手術に頼っているが、従来の外科的手術による治療、即ち広範囲の組織切除を行なう場合には、その臓器がもつ本来の機能や外見上の形態を大きく損なう場合が多く、たとえ生命を長らえたとしても患者に対して多大な負担を与えることになる。 Particularly in the case of malignant tumors, but rely much of its treatment surgery, treatment with conventional surgery, i.e. in the case of a wide range of tissue ablation is on the original function and appearance with its organ If significantly impairing the form many, it will give a heavy burden on patients as likened Nagarae life. このような従来の外科的治療に対してQOL(quality−of−life)を考慮した最小侵襲治療装置の開発が強く望まれており、その1つの方法として、腫瘍組織に対して強力な超音波を集束させることによって加熱し、熱変性壊死させる超音波治療法の研究が進められている。 Such and is strongly desired the development of conventional minimally invasive therapy system considering QOL (quality-of-life) relative to the surgical treatment, as one method, strong ultrasonic waves to tumor tissue heated by focusing the research of the ultrasonic treatment to heat denaturation necrosis is underway.
【0003】 [0003]
このような超音波治療法においては、直径が5mm〜10mmの腫瘍領域全体を一様なエネルギーで加温することが要求されるが、従来のような超音波集束技術によれば、治療に十分な超音波エネルギーを確保するために大型の強力超音波発生部を用いるため、発生する強力超音波は直径1mm〜3mmの集束領域ΔWに集中して照射される。 In such an ultrasonic treatment, it is required that the diameter heated throughout the tumor region uniform energy 5 mm to 10 mm, according to the conventional above ultrasound focusing technology, sufficient to treat such order using strong ultrasound generating unit large in order to secure the ultrasonic energy, strong ultrasonic waves generated are irradiated concentrated in focal region ΔW diameter 1 mm to 3 mm.
【0004】 [0004]
即ち、腫瘍の大きさに比較して強力超音波の焦点は小さいために、腫瘍領域全体を強力超音波ビームで走査しながら一様に加温する方法が採られている。 That is, to focus the powerful ultrasound as compared to the size of the tumor is small, a method of uniformly heating while scanning the entire tumor area with strong ultrasonic beam is adopted. 例えば、強力超音波の発生部を、4〜24個のアニュラアレイ型の電気音響変換素子(以下では変換素子と呼ぶ)で構成し、これらの変換素子を駆動する駆動信号に適当な遅延位相を与えることによって、強力超音波を所定の深さの照射部位に集束させて照射する方法がある。 For example, a strong ultrasound generator, constituted by 4 to 24 pieces of annular array type electroacoustic transducer (hereinafter referred to as transducer), an appropriate delay phase drive signal for driving the transducer elements by giving, there is a method of irradiating by focusing the strong ultrasonic waves irradiated portion of a predetermined depth. また、このアニュラアレイ型変換素子を更に細分割し、分割された夫々の変換素子に与える駆動信号の遅延位相を制御することによってその集束領域の位置や幅を制御する、いわゆるフェーズドアレイ技術を適用した方法がある(例えば、特許文献1参照。)。 Moreover, applying the annular array type transducer elements further subdivision, to control the position and width of the focused region by controlling the delay phase of the drive signal applied to the divided respective transducer, so-called phased array technology there is a method (e.g., see Patent Document 1.).
【0005】 [0005]
また、アニュラアレイ型の変換素子を用いて、焦点距離の移動のみをフェーズドアレイ技術によって行う場合には、深さ方向以外の方向への焦点の移動は強力超音波の発生部を機械的に移動させる方法がとられている(例えば、特許文献2参照。)。 Further, by using a conversion element annular array type, when performing only the movement of the focal length by a phased array technique, movement of the focal point of a direction other than the depth direction of the generator of the power ultrasonic mechanical movement how to have been taken (for example, see Patent Document 2.).
【0006】 [0006]
一方、フェーズドアレイの技術を用いた超音波診断装置の分野においては、送信あるいは受信の集束領域の大きさを焦点距離に依らずに一様にするために、焦点距離の大きさに伴って超音波送受信面の大きさを変更する、いわゆる可変口径法が用いられている(例えば、特許文献3参照。)。 On the other hand, in the field of ultrasonic diagnostic apparatus using the phased array technique, in order to equalize the size of the focal region of the transmitted or received regardless of the focal length, with the magnitude of the focal length ultra to change the size of the wave transmission and reception surface, the so-called variable diameter method is used (for example, see Patent Document 3.).
【0007】 [0007]
【特許文献1】 [Patent Document 1]
特開平6−78930号公報(第3−4頁、第1−3図) JP-6-78930 discloses (3-4 pages, 1-3 diagram)
【0008】 [0008]
【特許文献2】 [Patent Document 2]
特開平11−226046号公報(第3−4頁、第1−4図) JP 11-226046 discloses (3-4 pages, 1-4 diagram)
【0009】 [0009]
【特許文献3】 [Patent Document 3]
特開昭63−246143号公報(第3−4頁、第2−6図) JP 63-246143 discloses (3-4 pages, the 2-6 view)
【0010】 [0010]
【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solve
特許文献1に示された強力超音波の照射方法に特許文献3の可変口径法を適用し、焦点距離に依らずに強力超音波の集束領域幅ΔWを一様にすることができる。 Applying a variable diameter method of Patent Document 1 powerful Patent ultrasonic irradiation literature methods shown in 3, can be made uniform power ultrasound focusing area width ΔW irrespective of the focal length.
【0011】 [0011]
しかしながら、特許文献3の方法によれば、浅部領域に強力超音波を集束させる場合、配列パターン(リング数やリング間隔あるいはリング幅など)が予め定められているアニュラアレイ型の変換素子のうち、外側の変換素子に対する駆動信号の供給を停止することによって、変換素子の実効口径(以下では実効幅と呼ぶ)を低減する方法がとられてきた。 However, according to the method of Patent Document 3, when focusing the strong ultrasonic waves to shallow region, the arrangement pattern (such as a ring number or a ring gap or ring width) of the annular array type transducer is predetermined , by stopping the supply of the driving signal to the outside of the conversion element, a method of reducing the effective diameter of the transducer (hereinafter referred to as the effective width) have been taken. 従って、強力超音波の照射に用いられる内側の変換素子の配列パターンについては変更することが不可能であった。 Accordingly, the arrangement pattern of the inner conversion element used in the irradiation of a strong ultrasonic wave was impossible to change.
【0012】 [0012]
ところで、強力超音波の焦点距離が小さくなるほど、照射される強力超音波の波面の曲率半径も小さくなるため、変換素子の幅が十分小さくない場合には、素子幅による量子化誤差、即ち、変換素子から放射される強力超音波の波面に位相誤差が発生し、サイドローブが増大する。 Incidentally, as the focal length of the strong ultrasonic wave becomes small, the radius of curvature of the wavefront of a strong ultrasonic wave emitted is also reduced, if the width of the conversion element is not sufficiently small, the quantization error due to the element width, namely, conversion a phase error occurs in the wavefront of a strong ultrasonic wave emitted from the element, the side lobe is increased. そして、このサイドローブによって集束領域の拡大、あるいは集束領域以外の領域への強力超音波の照射が発生し、治療に対する信頼性は著しく低下する。 The enlargement of the focused region by the side lobe, or irradiation of strong ultrasonic waves into a region other than the focused region is generated, the reliability to treatment significantly reduced.
【0013】 [0013]
本発明はこのような問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、強力超音波を用いて生体内の腫瘍を焼灼する際に、サイドローブの少ない強力超音波の照射が可能な超音波照射装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of such problems, and an object, strong using ultrasound when ablating tumors in vivo, capable of irradiation of less powerful ultrasonic sidelobe super to provide a wave irradiation apparatus.
【0014】 [0014]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
前記課題を解決するために、請求項1に係る本発明の超音波照射装置は、配列された複数の電気音響変換素子から所定の電気音響変換素子を選択する変換素子選択手段と、この変換素子選択手段によって選択される前記複数の変換素子に対して駆動信号を供給して、超音波を照射するための変換素子駆動手段と、この変換素子駆動手段によって照射される超音波の照射位置を設定する照射位置設定手段と、この照射位置設定手段によって設定される超音波の照射位置に応じて駆動される電気音響変換素子の配列パターンを変化するように、前記変換素子選択手段に対して、電気音響変換素子群の選択を指示する変換素子選択制御手段とを備えることを特徴としている。 In order to solve the above problems, an ultrasonic irradiation apparatus of the present invention according to claim 1, a conversion element selection means for selecting a predetermined electro-acoustic transducer from a plurality of electroacoustic transducer elements arranged, the transducer by supplying a driving signal to the plurality of conversion elements to be selected by the selecting means, and transducer drive means for irradiating an ultrasonic wave, setting an irradiation position of the ultrasound emitted by the transducer driving means an irradiation position setting means for, so as to vary the arrangement pattern of the electro-acoustic transducer which is driven in response to the irradiation position of ultrasonic waves to be set by the irradiation position setting means, with respect to the conversion element selection means, electrical It is characterized by comprising a conversion element selection control means for instructing the selection of acoustic transducer element group.
【0015】 [0015]
また、請求項2に係る本発明の超音波照射装置は、配列された複数の電気音響変換素子から所定の電気音響変換素子を選択する変換素子選択手段と、この変換素子選択手段によって選択される前記複数の変換素子に対して駆動信号を供給して、超音波を照射するための変換素子駆動手段と、この変換素子駆動手段によって照射される超音波の照射位置を設定する照射位置設定手段と、この照射位置設定手段によって設定される超音波の照射位置に応じて駆動される電気音響変換素子の配列パターンを変化するように、前記変換素子選択手段に対して、電気音響変換素子群の選択を指示する変換素子選択制御手段と、前記照射位置を含む断面の超音波画像データを生成する超音波画像生成手段と、前記超音波画像データを表示する表示手段とを The ultrasonic irradiation apparatus of the present invention according to claim 2, the conversion element selection means for selecting a predetermined electro-acoustic transducer from a plurality of electroacoustic transducer elements arranged, it is selected by the conversion element selection means by supplying a driving signal to the plurality of conversion elements, a transducer drive means for irradiating an ultrasonic wave, the irradiation position setting means for setting an irradiation position of the ultrasound emitted by the transducer driving means , so as to vary the arrangement pattern of the electro-acoustic transducer that is driven according to the ultrasonic irradiation position set by the irradiation position setting means, with respect to the conversion element selection means, the selection of electro-acoustic conversion element group a conversion element selection control means for instructing an ultrasound image generating means for generating an ultrasound image data of a cross-section including the irradiation position, and a display means for displaying the ultrasonic image data えることを特徴としている。 It is characterized in that to obtain.
【0016】 [0016]
従って、本発明によれば、超音波波面の位相誤差の低減が可能な前記変換素子群の配列パターンの再設定が容易に可能となり、サイドローブが少なく信頼性の高い超音波照射装置を提供できる。 Therefore, according to the present invention, resetting of the arrangement pattern of reduction the conversion element group capable of the phase error of the ultrasonic wave becomes readily possible to provide a high sidelobes less reliable ultrasonic irradiation device .
【0017】 [0017]
【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
以下、本発明の実施の形態につき図1〜図13を用いて説明する。 Hereinafter will be described with reference to FIGS. 1 through 13 per embodiments of the present invention.
【0018】 [0018]
この実施の形態で述べる超音波照射装置は、腫瘍を強力な超音波によって加熱、焼灼して治療したり、遺伝子導入効率を高めるための超音波照射併用法を実現することを目的として構成されるものであり、その特徴は、被検体に近接して配置されるアプリケータの内部に、2次元的に配列した複数の変換素子を有し、この変換素子の中から複数の変換素子群を選択して駆動し、更に、強力超音波の焦点距離の設定変更に伴って、変換素子群の選択方法を変更することにある。 Ultrasonic irradiation apparatus described in this embodiment is configured tumor heating by a strong ultrasonic wave, or the therapeutic ablation to, to realize the ultrasonic irradiation combined method for increasing the gene transfer efficiency for the purpose are those, its features, the interior of the applicator positioned proximate to the subject, a plurality of conversion elements arranged two-dimensionally, select multiple conversion element group from among the transducer and driven further with the setting change of the focal length of power ultrasound, it is to change the selection method of the conversion element group.
【0019】 [0019]
(装置の構成) (Configuration of the apparatus)
図1〜図2を用いて本発明の実施の形態における超音波照射装置100の構成を説明する。 Illustrating the configuration of an ultrasonic irradiation apparatus 100 in the embodiment of the present invention with reference to FIGS. 1-2. 図1は、本実施の形態における超音波照射装置100の概略構成を示すブロック図であり、図2は、この超音波照射装置100の構成要素の1つである超音波発生部21の構成を示す。 Figure 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic irradiation apparatus 100 of this embodiment, FIG. 2, the configuration of the ultrasonic generator 21 this is one of the components of the ultrasonic irradiation apparatus 100 show. なお、以下では、腫瘍の焼灼に本発明の超音波照射装置を適用した場合の実施の形態について述べるが、遺伝子導入を目的とした場合においても同様の装置構成及び手順によって超音波照射を行うことが可能である。 In the following, we describe embodiments in the case of applying the ultrasound irradiation apparatus of the present invention to ablation of the tumor, by performing the ultrasonic wave irradiation by the same apparatus configuration and procedure even when the purpose of gene transfer it is possible.
【0020】 [0020]
この超音波照射装置100は、被検体1の腫瘍2に強力超音波を照射するとともに、この照射領域のモニタリングを目的とした超音波画像データを収集するアプリケータ11と、このアプリケータ11の内部に、図2に示すような2次元に配列された変換素子45の中から所定の変換素子を選択して共通接続し、N個の変換素子群を形成する変換素子選択部12と、このN個の変換素子群に対して駆動信号を供給する変換素子駆動部13と、前記N個の変換素子群から照射される強力超音波によって焼灼される腫瘍2を含む断面を画像化する超音波イメージング装置14と、この超音波イメージング装置と接続され、アプリケータ11に回転自在に設けられているイメージング用超音波プローブ22を回転移動し超音波画像断面を設定するプ The ultrasonic irradiation apparatus 100 irradiates a strong ultrasonic tumor 2 of the subject 1, an applicator 11 for acquiring ultrasound image data for the purpose of monitoring the irradiation region, the interior of the applicator 11 , the commonly connected to select a predetermined conversion element out of the two-dimensionally arranged transform element 45 as shown in FIG. 2, a conversion element selection unit 12 to form N conversion element group, the N a transducer drive unit 13 supplies a drive signal to the number of transducer groups, an ultrasound imaging for imaging a cross section including the tumor 2 to be ablated by strong ultrasonic waves emitted from the N conversion element group a device 14 is connected to the ultrasound imaging device, and rotational movement of the imaging ultrasonic wave probe 22 is rotatably provided to the applicator 11 sets the ultrasound images sectional flop ーブ回転機構部20を備えている。 And a chromatography Bed rotary mechanism 20.
【0021】 [0021]
更に、超音波照射装置100は超音波イメージング装置14によって生成される画像データを表示する表示部16と、患者IDや焼灼条件、更には腫瘍2の形状や大きさなどの情報を入力する操作部17と、前記の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部19を備えている。 Furthermore, ultrasonic irradiation apparatus 100 includes a display unit 16 for displaying the image data generated by the ultrasound imaging device 14, the patient ID and ablation conditions, the operation unit further for inputting information such as the shape and size of the tumor 2 and 17, a system control unit 19 that collectively controls each unit of the.
【0022】 [0022]
アプリケータ11は、被検体1の腫瘍2に対して強力超音波を照射する超音波発生部21と、腫瘍2の超音波画像を撮影するためのイメージング用超音波プローブ22を備え、このイメージング用超音波プローブ22は超音波発生部21のほぼ中央部に開口した孔部25に挿入されている。 The applicator 11 includes an ultrasonic generator 21 for irradiating a strong ultrasound to tumor 2 of the subject 1, an imaging ultrasonic probe 22 for taking ultrasound images of a tumor 2, for this imaging the ultrasonic probe 22 is inserted into the hole portion 25 opened in the substantially central portion of the ultrasonic generator 21. そして、超音波発生部21およびイメージング用超音波プローブ22の先端部は、例えば脱気水からなるカップリング液23によって充満されたアプリケータ11の上部に取り付けられている。 Then, the tip portion of the ultrasonic generator 21 and the imaging ultrasonic wave probe 22 is, for example, attached to the top of the applicator 11 which is filled by a coupling fluid 23 consisting of degassed water.
【0023】 [0023]
また、アプリケータ11の被検体1との接触部は、被検体1やカップリング液23とほぼ等しい音響インピーダンスと可撓性を有した高分子材料を用いたカップリング膜24で構成されている。 The contact portion of the subject 1 of the applicator 11 is composed of a coupling layer 24 using a polymeric material having a substantially equal acoustic impedance as the flexibility and the subject 1 and the coupling liquid 23 . 即ち、超音波発生部21から照射される強力超音波や、イメージング用超音波プローブ22によって送受信されるイメージング用超音波は、被検体1とほぼ等しい音響特性を有するカップリング膜24やカップリング液23を介して被検体1に対して送受信される。 That, and powerful ultrasonic waves irradiated from the ultrasonic wave generating unit 21, the imaging ultrasonic waves to be transmitted and received by the imaging ultrasonic wave probe 22, the coupling layer 24 and the coupling liquid having approximately equal acoustic characteristics and the subject 1 It sent and received to the subject 1 through 23.
【0024】 [0024]
超音波発生部21は、図2(a)に示すように2次元にNX個配列された変換素子41を備えており、同一平面上においてX方向にPx素子、またY方向にPy素子が夫々間隔dx、dyで配列されている。 Ultrasound generating unit 21 includes a conversion element 41 which is NX pieces arranged two-dimensionally as shown in FIG. 2 (a), Px element in the X direction on the same plane, also the Py element in the Y direction, respectively distance dx, are arranged at dy. 図2(b)は図2(a)のA−A断面における超音波発生部21の断面図を示す。 Figure 2 (b) shows a sectional view of the ultrasonic generator 21 in the A-A cross section in FIG. 2 (a). 即ち、圧電セラミックスなどを用いた変換素子41の第1の面(上面)および第2の面(下面)には駆動信号を供給するための電極42a、42bがそれぞれ装着され、電極42aは支持台43に固定されている。 That is, the first surface (upper surface) and the second to the surface (lower surface) electrodes 42a for supplying a driving signal of the conversion element 41 using, for example, piezoelectric ceramics, 42b are respectively mounted, the electrodes 42a supporting stand and it is fixed to 43. また他の電極42bには強力超音波の照射を効率良く行うための音響マッチング層44が設けられ、更にその表面は保護膜45によって覆われている。 Also provided is an acoustic matching layer 44 for efficiently irradiated with strong ultrasonic waves to the other electrodes 42b, it is further its surface covered with a protective film 45.
【0025】 [0025]
NX個の変換素子41にそれぞれに装着された電極42aは、駆動信号供給のためのNXチャンネルからなる信号線46によって後述する変換素子選択回路15と接続され、一方、電極42bは共通接続されて超音波照射装置100の接地端子に接続される。 NX pieces each loaded electrode 42a to the conversion element 41 is connected to the conversion element selection circuit 15 to be described later by a signal line 46 consisting of NX channels for supplying drive signals, whereas, the electrodes 42b are connected in common It is connected to the ground terminal of the ultrasonic irradiation apparatus 100.
【0026】 [0026]
イメージング用超音波プローブ22は、腫瘍2に対する強力超音波の正確な照射と、この照射による焼灼効果を超音波画像によってモニタリングするために備えられている。 Imaging ultrasonic wave probe 22, and precise illumination of powerful ultrasonic against tumor 2, it is provided to monitor the ablation effect by the irradiation with the ultrasonic image. このイメージング用超音波プローブ22は、超音波発生部21による超音波照射の妨げにならないように、小さな超音波送受信面で広範囲の画像化が可能なセクタ走査用超音波プローブが好適である。 The imaging ultrasonic probe 22, so as not to interfere with ultrasonic irradiation by the ultrasonic generator 21, a small ultrasonic wave transmission and reception surface in a wide range of imaging capable sector scan ultrasound probe is preferred.
【0027】 [0027]
本実施の形態では、電子的に超音波ビームの送受信方向を制御して扇状の画像領域を得る、セクタ電子走査型超音波プローブをイメージング用超音波プローブ22として用いる。 In this embodiment, to obtain a fan-shaped image region is electronically controlled transmission and reception direction of the ultrasonic beam, using a sector electronic scanning ultrasonic probe as an imaging ultrasonic probe 22. アプリケータ11のカップリング液23の中に配置されるイメージング用超音波プローブ22の先端部は、例えば、1次元にM個配列されたイメージング用変換素子を有し、この図示しないイメージング用変換素子は送信時には電気パルスを超音波パルスに変換して被検体1に送信し、また受信時には被検体1からの超音波信号を電気信号に変換する機能を有している。 Tip of the imaging ultrasonic wave probe 22 is positioned in the coupling liquid 23 of the applicator 11 has, for example, a imaging transducer that is M pieces arranged one-dimensionally, the imaging transducer not this shown It has a function of converting an electric signal to an ultrasonic signal from the subject 1 is an electrical pulse at the time of transmission and converts the ultrasonic pulses transmitted to the subject 1, and the time of reception. なお、このイメージング用超音波プローブ22の先端部の基本構成は、図2(b)とほぼ同様であるため、詳細な説明は省略する。 The basic configuration of a distal end portion of the imaging ultrasonic wave probe 22 is substantially the same as FIG. 2 (b), the detailed description thereof will be omitted.
【0028】 [0028]
変換素子選択部12は、前記変換素子41の中から所定の変換素子41を選択して共通接続し、N個の変換素子群を形成する変換素子選択回路15と、この変換素子選択回路15のスイッチング機能を制御する選択制御回路18とを備えている。 Converting element selecting unit 12 commonly connected to select a predetermined conversion element 41 from the transducer 41, the transducer selection circuit 15 to form N conversion element group, the conversion element selection circuit 15 and a selection control circuit 18 for controlling the switching function.
【0029】 [0029]
変換素子選択回路15は、例えば、図3に示すようにNチャンネルの切り換え機能を1単位とする、NX個の電子スイッチ70−1乃至70−NXを備え、これらの電子スイッチ70−1乃至70−NXの夫々の第1の端子は変換素子41−1乃至41−NXに接続される。 Converting element selection circuit 15, for example, as one unit switching function of the N-channel as shown in FIG. 3, comprises a NX number of electronic switches 70-1 to 70-NX, these electronic switches 70-1 to 70 the first terminal of each of the -NX is connected to the conversion element 41-1 to 41-NX. 一方、電子スイッチ70−1乃至70−NXの夫々N個からなる第2の端子は変換素子駆動部13のNチャンネルからなる出力端子に接続される。 On the other hand, a second terminal comprising a respective N pieces of electronic switches 70-1 to 70-NX is connected to the output terminal of N-channel conversion element driving unit 13. 即ち、変換素子駆動部13から出力されるN種類の遅延位相を有した変換素子駆動信号は、変換素子選択回路15の電子スイッチ70−1乃至70−NXによって選択される変換素子41に供給され、選択された変換素子41を駆動して強力超音波を照射する。 That is, transducer driving signals having the N types of phase delay which is output from the converting element driving unit 13 is supplied to the conversion element 41 that is selected by the electronic switch 70-1 to 70-NX of the conversion element selection circuit 15 It is irradiated with strong ultrasonic waves by driving the transducers 41 which is selected.
【0030】 [0030]
選択制御回路18は、図示しないCPUと記憶回路を備え、システム制御部19から送られる変換素子選択情報に基づいて、前記変換素子41−1乃至41−NXの中から所定の変換素子41を選択してN個の変換素子群を形成するために、前記変換素子選択回路15の電子スイッチ70−1乃至70NXに制御信号を供給する。 The selection control circuit 18 includes a CPU and a memory circuit (not shown), based on the conversion element selection information sent from the system control unit 19, selects a predetermined conversion element 41 from among the conversion elements 41-1 to 41-NX and to form N conversion element group and supplies a control signal to the electronic switch 70-1 to 70NX of the conversion element selection circuit 15.
【0031】 [0031]
例えば、アニュラアレイ型の変換素子群を形成する場合には、選択制御回路18は、システム制御部19から供給されるリング数や各リングの配列パターンなどのアニュラアレイ情報に基づいて、電子スイッチ70−1乃至70−NXを制御し、アニュラアレイ型変換素子群を形成する。 For example, in the case of forming a conversion element group of annular array type, the selection control circuit 18 based on the annular array information, such as the arrangement pattern of the ring number and each ring supplied from the system control unit 19, an electronic switch 70 -1 to control the 70-NX, to form the annular array type conversion element group. 即ち、NX個の変換素子41−1乃至41−NXのほぼ中心部には、1つの円盤状変換素子群が形成され、更に、N−1個のリング状変換素子群が、前記円盤状変換素子群に対して同心円状に形成される。 That is, the substantially central portion of the NX-number of conversion elements 41-1 to 41-NX, 1 single disk-like conversion element group is formed, further, N-1 pieces of ring-shaped conversion element group, the discotic conversion It is formed concentrically with respect to element group.
【0032】 [0032]
図4はN=3の場合におけるアニュラアレイ型変換素子群を示したものであり、中心部には円盤状に選択された変換素子群51−a−1が形成され、その外側にはリング状に選択された変換素子群51−a−2および51−a−3が形成される。 Figure 4 is shows the annular array type conversion element group in the case of N = 3, in the center a disk shape selected the conversion element group 51-a-1 is formed, a ring shape on the outside It is selected conversion element group 51-a-2 and 51-a-3 is formed. 但し、2次元に配列されたNX個の変換素子41−1乃至41−NXからアニュラアレイ型変換素子群を選択する場合、図4に示すようにモザイク状の変換素子群となる。 However, when selecting the annular array type conversion element group from ordered NX number of conversion elements 41-1 to 41-NX two-dimensionally, a mosaic conversion element group as shown in FIG.
【0033】 [0033]
変換素子駆動部13は超音波発生部21より強力超音波を照射するために変換素子41に駆動信号を供給する駆動部であり、変換素子41の共振周波数に対応した周波数の連続波を発生するCW発生器33と、この連続波に所定の遅延位相を与える遅延回路34と、前記連続波を増幅するRFアンプ35と、RFアンプ35の出力信号を変換素子41に効率良く供給するためにインピーダンスマッチングを行なうマッチング回路36と、前記CW発生器33の出力を制御するCW発生制御回路32を備えている。 Converting element driving unit 13 is a drive unit for supplying drive signals to the transducer 41 for irradiating a strong ultrasound from the ultrasound generating unit 21 generates a continuous wave of a frequency corresponding to the resonant frequency of the transducer 41 a CW generator 33, impedance delay circuit 34 providing a predetermined delay phase to the continuous wave, an RF amplifier 35 which amplifies the continuous wave, in order to supply efficiently the output signal of the RF amplifier 35 to the transducer 41 a matching circuit 36 ​​for matching, and a CW generation control circuit 32 for controlling the output of the CW generator 33. 但し、変換素子選択回路15によって形成される変換素子群51がN個の場合には、遅延回路34やRFアンプ35、更には、マッチング回路36はNチャンネル分備えられ、遅延回路34では所定の焦点距離の部位への強力超音波の照射に際して、N種類の遅延位相が設定される。 However, if the conversion element group 51 formed by the conversion element selection circuit 15 of the N, the delay circuit 34 and the RF amplifier 35, further, the matching circuit 36 ​​is provided with N channels, given the delay circuit 34 upon irradiation of a strong ultrasound to the site of focal length, N types of phase delay is set.
【0034】 [0034]
遅延回路34は、超音波発生部21の変換素子41が照射する強力超音波を腫瘍領域の焼灼位置に集束させるために、変換素子41の駆動信号に所定の遅延位相を設定する。 Delay circuit 34, a strong ultrasonic wave transducer 41 of the ultrasonic generator 21 is irradiated in order to focus on the ablation position of the tumor region, it sets a predetermined delay phase to the drive signal of the transducer 41. 尚、前記遅延位相は変換素子群51の配列パターンや焦点距離によって一義的に決定される。 Incidentally, the delay phase is determined uniquely by the arrangement pattern and the focal length of the conversion element group 51.
【0035】 [0035]
図5は、図4に示したN=3のアニュラアレイ型変換素子群51−a−1乃至51−a−3において、夫々の変換素子群51の駆動信号に与えられる相対遅延位相の大きさを示す。 Figure 5 is the N = 3 for annular array type conversion element group 51-a-1 to 51-a-3 shown in FIG. 4, the relative phase delay imparted to the drive signal of the conversion element group 51 of the respective size It is shown. 図5に示すように、最外周の変換素子群51−a−3の駆動信号に対して、中心部の変換素子群51−a−1の駆動信号ほど大きな相対遅延位相が設定され、この傾向は焦点距離(Fo)が小さくなるほど顕著となる。 As shown in FIG. 5, with respect to the outermost of the drive signal conversion element group 51-a-3, a large relative delay phase as the driving signal conversion element group 51-a-1 of the center portion is set, this tendency becomes more pronounced as the focal length (Fo) is reduced.
【0036】 [0036]
次に、超音波イメージング装置14の構成につき図6を用いて説明する。 It will now be described with reference to FIG. 6 per configuration of an ultrasonic imaging apparatus 14.
【0037】 [0037]
超音波イメージング装置14は、被検体1に対して超音波を放射するためにイメージング用超音波プローブ22に駆動信号を供給する超音波送信部61と、被検体1からの受信超音波をイメージング用超音波プローブ22を介して受信する超音波受信部62と、この受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成部63と、この画像データを保存する画像データ記憶部64を備えている。 Ultrasound imaging device 14 includes an ultrasonic transmitting unit 61 supplies a drive signal to the imaging ultrasonic wave probe 22 to emit ultrasonic waves to the subject 1, for imaging a reception ultrasonic wave from the subject 1 includes an ultrasonic receiver 62 received via the ultrasonic probe 22, an image data generating unit 63 for generating an ultrasound image data based on the received signal, the image data storage unit 64 that stores the image data there.
【0038】 [0038]
超音波送信部61はレート信号発生器66と、送信遅延回路67と、パルサ68を備えている。 Ultrasonic wave transmitting unit 61 and the rate signal generator 66, a transmission delay circuit 67, and a pulser 68. レートパルス発生器66は、被検体1に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを発生して送信遅延回路67に供給する。 Rate pulse generator 66 is supplied to the transmission delay circuit 67 generates a rate pulse for determining a repetition period of ultrasound pulses to be emitted to the subject 1. 送信遅延回路67は、Mチャンネルの独立な遅延回路から構成され、所定の深さに超音波を集束するための遅延時間と、所定の方向に超音波を偏向するための遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをパルサ68に供給する。 The transmission delay circuit 67 is composed of an independent delay circuit for M-channel, a delay time for focusing ultrasonic waves at a predetermined depth, the delay time for deflecting ultrasound in a prescribed direction rate pulse given to, and supplies the rate pulse to the pulsar 68. パルサ68は、Mチャンネルの独立な駆動回路を有しており、イメージング用超音波プローブ22に内蔵されたM個のイメージング用変換素子を駆動し、被検体1に超音波を送信するための駆動パルスを生成する。 Pulser 68 has an independent drive circuit of M channels to drive the M imaging transducer incorporated in the imaging ultrasonic wave probe 22, a drive for transmitting an ultrasonic wave to the subject 1 to generate a pulse.
【0039】 [0039]
超音波受信部62はプリアンプ69と、受信遅延回路70と、加算器71とを備えている。 It includes an ultrasonic receiver 62 is a preamplifier 69, a reception delay circuit 70, an adder 71. プリアンプ69は、M個のイメージング用変換素子によって電気信号に変換された微小信号を増幅し、十分なS/Nを確保する。 Preamplifier 69 amplifies the small signal converted into an electrical signal by the M imaging transducer, to ensure sufficient S / N. 受信遅延回路70は、所定の深さからの超音波を集束するための集束用遅延時間と、超音波ビームの受信指向性を制御して被検体1を走査するための偏向用遅延時間をMチャンネルのプリアンプ69の出力に与えた後、加算器71に送り、加算器71はMチャンネルの受信信号を加算して1つに纏める。 The reception delay circuit 70, a focusing delay time for focusing ultrasonic waves from a predetermined depth, a deflecting delay time for controlling the reception directivity to scan the object 1 of the ultrasonic beam M after giving the output of the channel of the preamplifier 69 and sent to the adder 71, the adder 71 is combined into one by adding the received signals of M channels.
【0040】 [0040]
画像データ生成部63は、対数変換器72と、包絡線検波器73と、A/D変換器74とを備えている。 Image data generating unit 63 includes a logarithmic converter 72, an envelope detector 73, and an A / D converter 74. 対数変換器72は、画像データ生成部63の入力信号はの振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する働きをしている。 Logarithmic converter 72, the amplitude of the input signal of the image data generating unit 63 to logarithmic conversion, and relatively emphasizes act weak signal. 一般に被検体1からの受信信号は80dB以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを23dB程度のダイナミックレンジをもつ通常のテレビモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。 Generally the received signal from the subject 1 has an amplitude with a more wide dynamic range 80 dB, emphasizes the weak signals in order to display it in a normal TV monitor having a dynamic range of about 23dB amplitude compression is needed. 包絡線検波器73は対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行い、超音波周波数成分を除去して振幅のみを検出する。 Envelope detector 73 performs envelope detection on log-transformed received signal to detect only the amplitude by removing the ultrasonic frequency components. A/D変換器74はこの包絡線検波器73の出力信号をA/D変換し超音波画像データを生成する。 The A / D converter 74 is the output signal of the envelope detector 73 and A / D conversion to generate an ultrasound image data.
【0041】 [0041]
画像データ記憶部64は、画像データ生成部63において生成された超音波の画像データを一旦保存する記憶回路であり、超音波の送受信方向を変更しながら得られるデータは順次記憶され、2次元の画像データを構成する。 Image data storage unit 64 is a storage circuit that stores the ultrasound image data generated by the image data generating unit 63 once, data obtained while changing the transmission and reception direction of the ultrasonic wave is sequentially stored, the two-dimensional constituting the image data.
【0042】 [0042]
次に、図1におけるプローブ回転機構部20は超音波イメージング装置14によって表示される超音波画像中に、超音波発生部21によって焼灼される腫瘍部分が常に表示されるようにイメージング用超音波プローブ22を鉛直方向のプローブ軸を回転軸として回転あるいは回動する。 Next, the probe rotating mechanism unit 20 in FIG. 1 in an ultrasound image displayed by the ultrasound imaging device 14, imaging ultrasonic probe as tumor portion to be ablated by the ultrasound generating unit 21 is always displayed 22 to rotate or pivot as a rotation axis in the vertical direction of the probe axis.
【0043】 [0043]
表示部16は、図示しない表示回路とCRTモニタを備えており、イメージング用超音波プローブ22および超音波イメージング装置14によって得られる超音波画像が表示される。 Display unit 16 includes a display circuit and the CRT monitor (not shown), an ultrasonic image obtained by the imaging ultrasonic wave probe 22 and the ultrasound imaging device 14 is displayed. 即ち、システム制御部19は、超音波イメージング装置14の画像データ記憶部64に保存されている超音波画像データを読み出し、表示部16においてD/A変換した後、テレビフォーマットに変換してCRTモニタに表示する。 That is, the system controller 19 reads out the ultrasound imaging device 14 image data ultrasound image data stored in the storage unit 64 of, after D / A conversion in the display unit 16, CRT monitor is converted to a TV format to display in. 更に、この超音波画像上には超音波発生部21による焼灼位置や強力超音波のビーム幅などを重畳して表示することも可能である。 Furthermore, it is also possible to display by superimposing the like ablation position and powerful ultrasonic beam width by the ultrasonic generator 21 on the ultrasonic image. また、このCRTモニタには、操作者が操作部17のマウスあるいはキーボードなどを用いて入力する腫瘍2の中心位置や輪郭線、更には、この輪郭線を回転楕円近似等により変換した図などが表示される。 Further, this CRT monitor, an operator operation unit 17 of the mouse or tumor 2 of the center position and the contour lines for inputting using a keyboard, and further, FIG like converted this contour by rotary elliptic approximation, etc. Is displayed.
【0044】 [0044]
操作部17は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備え、操作者が患者情報、腫瘍2の位置およびサイズなどの腫瘍情報、同一部位における焼灼時間などの焼灼情報、更には種々のコマンド信号を入力するために用いられる。 Operation unit 17 includes a keyboard on the operation panel, a track ball, a mouse or the like, the operator is patient information, location and tumor information such as the size of a tumor 2, ablation information such as ablation time at the same site, even in various It is used to input command signal.
【0045】 [0045]
システム制御部19は、図示しないCPUと記憶回路を備え、操作部17からのコマンド信号に従って各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。 The system control unit 19 includes a CPU and a memory circuit (not shown), performs oversees control of the overall control and system of each unit in accordance with the command signal from the operation unit 17. 特に、内部のCPUには、操作部17を介して送られる操作者の入力コマンドや入力情報が保存される。 In particular, inside the CPU, input command or input information of the operator sent via the operation unit 17 is stored.
【0046】 [0046]
また、このシステム制御部19は、操作部17から入力される腫瘍2の位置や大きさの情報を読み取り、その外形を回転楕円近似法等により求め、表示部16のCRTモニタ上に表示する。 The system control unit 19 reads the position and size information of tumor 2 inputted from the operation unit 17, the external shape determined by the rotational elliptical approximation method, or the like displayed on the CRT monitor of the display unit 16. 次いで、腫瘍2の焼灼しようとする位置に集点が設定される様に変換素子駆動部13の遅延回路34に制御信号を送り、その遅延位相を設定する。 Then, sends a control signal to the delay circuit 34 of the conversion element driving unit 13 so as to converging point is set at a position to be ablated tumor 2, sets its delay phase. 更に、この焦点の大きさ(集束領域)が、焦点距離に依らずにほぼ一様となるように変換素子選択部12の選択制御回路18を制御し、変換素子選択回路15において選択される変換素子群51−1乃至51−Nを設定する。 Further conversion, the magnitude of the focus (focusing area), which controls the selection control circuit 18 of the conversion element selection unit 12 so as to be substantially uniform regardless of the focal length is selected in the conversion element selection circuit 15 setting the element group 51-1 to 51-N.
【0047】 [0047]
尚、変換素子群51−1乃至51−Nの選択に関する情報や、変換素子群51−1乃至51−Nの駆動信号に与えられる遅延位相に関する情報は、システム制御部19の記憶回路に備えられたルックアップテーブルにおいて、焦点距離別に予め保存されている。 Incidentally, information regarding selection of the conversion element group 51-1 to 51-N, the information about the phase delay given to the driving signal of the conversion element group 51-1 to 51-N, provided in the memory circuit of the system controller 19 and the look-up table, stored in advance by the focal length.
【0048】 [0048]
(照射の手順) (Procedure of irradiation)
次に、本実施の形態における超音波照射の手順を図1〜図13を用いて説明する。 Next, the procedure of ultrasonic irradiation in this embodiment will be described with reference to FIGS. 1 to 13. 但し、図7はこの照射手順のフローチャートを示す。 However, Figure 7 shows a flowchart of the irradiation procedure. 尚、以下の実施の形態の説明における変換素子群は5チャンネル(N=5)のアニュラアレイ型変換素子群51の場合について述べる。 The conversion element groups in the description of the following embodiments will be described for the case of 5-channel (N = 5) of the annular array type conversion element group 51.
【0049】 [0049]
操作者は、まず操作部17より強力超音波の照射強度や集束領域の幅(ΔW)、あるいは、1つの焼灼位置における焼灼時間などの焼灼条件を設定し、これらの情報をシステム制御部19の記憶回路に保存する(ステップS1)。 Operator, first operation unit 17 from the power ultrasonic irradiation intensity and focus region width ([Delta] W), or set the ablation conditions such as ablation time in one ablation position, the system control unit 19 of the information stored in the storage circuit (step S1). 次いで、操作者は、腫瘍2の観察に最適な位置にアプリケータ11を設定する。 Then, the operator sets the applicator 11 at an optimum position in the observation tumor 2. 但し、実際には超音波イメージング装置14を予め動作状態にしておき、イメージング用超音波プローブ22によって得られる超音波画像を観測しながらアプリケータ11の最適な位置を設定する方法が好適である。 However, actually leave previously operating state ultrasound imaging device 14, a method of setting the optimum position of the applicator 11 while observing the ultrasound image obtained by the imaging ultrasonic wave probe 22 is preferred.
【0050】 [0050]
超音波イメージング装置14による画像生成手順につき図6を用いて説明する。 It will be described with reference to attached Figure 6 to the image generating procedure by the ultrasound imaging apparatus 14. 被検体1への超音波送信に際して、超音波送信部61のレートパルス発生器66はシステム制御部19からの制御信号に従い、被検体1に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路67に供給する。 In ultrasonic transmission to the subject 1, the rate pulse generator 66 of the ultrasonic transmitting unit 61 in accordance with control signals from the system control unit 19, a rate pulse for determining a repetition period of ultrasound pulses to be emitted to the subject 1 and supplies this to the transmission delay circuit 67.
【0051】 [0051]
送信遅延回路67は送信超音波を所定の深さに集束するための遅延時間と、所定の方向(φ1)に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ68に供給する。 The transmission delay circuit 67 provides a delay time for focusing the transmitted ultrasonic waves at a predetermined depth, a delay time for transmitting ultrasonic waves in a predetermined direction (.phi.1) to the rate pulse, this rate pulse pulser 68 supplied to. パルサ68はイメージング用超音波プローブ22に内蔵されているイメージング用変換素子を駆動し、被検体1に超音波パルスを放射する。 Pulser 68 drives the imaging transducer built into the imaging ultrasonic probe 22 emits ultrasonic pulses to the object 1.
【0052】 [0052]
被検体1に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体1の臓器間の境界面あるいは組織にて反射し、この超音波は送信時と同じイメージング用変換素子によって受信されて電気信号に変換される。 Some of the ultrasonic wave emitted to the object 1 is reflected at the boundary surface or tissue between different subject 1 organ acoustic impedance, the ultrasound is received by the same imaging transducer and the time of transmission It is converted into an electric signal. この受信信号はプリアンプ69にて増幅され、受信遅延回路70に送られる。 The received signal is amplified by a preamplifier 69, and sent to the reception delay circuit 70. 受信遅延回路70は、所定の深さからの超音波を集束して受信するための遅延時間と、所定の方向(φ1)に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間を受信信号に与えた後、加算器71へ送る。 The reception delay circuit 70 includes a delay time for receiving by focused ultrasound from a predetermined depth, the received signal delay time for receiving by remembering strong reception directivity in a predetermined direction (.phi.1) after giving, it sent to the adder 71. 加算器71はプリアンプ69、受信遅延回路70を介して入力される複数の受信信号を加算合成し、1つの受信信号に纏めた後、画像データ生成部63へ供給する。 After adder 71 which adds combining a plurality of received signal input through the preamplifier 69, reception delay circuits 70, summarized in one received signal, and supplies to the image data generating unit 63.
【0053】 [0053]
加算器71の出力は画像データ生成部63において、対数変換、包絡線検波、A/D変換がなされた後、画像データ記憶部64に一旦保存される。 In the image data generating unit 63 outputs of the adder 71, logarithmic transformation, envelope detection, after A / D conversion is performed, temporarily stored in the image data storage unit 64.
【0054】 [0054]
次に、超音波の送受信方向をΔφずつ順次更新させながらφ1の場合と同様な手順で超音波の送受信を行なう。 Next, in the case of φ1 a similar procedure while sequentially updating the reception direction of the ultrasonic each Δφ transmitting and receiving ultrasonic waves. 即ち、システム制御部19は、送信遅延回路67および受信遅延回路70の遅延時間を前記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、画像データを収集する。 That is, the system control unit 19, while sequentially switching to the delay time of the transmission delay circuit 67 and reception delay circuit 70 to correspond to the ultrasonic wave transmission and reception direction, to collect image data.
【0055】 [0055]
次いで、システム制御部19は、前記手順によって得られる画像データを画像データ記憶部64に順次保存し、所定の範囲の走査が終了した時点で1枚分の画像データを表示部16において表示する。 Next, the system control unit 19, the image data obtained by the procedure sequentially stored in the image data storage unit 64, the scanning of a predetermined range is displayed on the display unit 16 the image data of one sheet upon completion.
【0056】 [0056]
操作者は、表示部16のCRTモニタ上に表示される被検体1の超音波画像を観察し、治療の対象である腫瘍2がイメージング用超音波プローブ22の中心軸上に位置するようにアプリケータ11の位置を調節する(ステップS2)。 Operator application to observe the ultrasound image of the subject 1 displayed on the CRT monitor of the display unit 16, a tumor 2 is treatment of a subject positioned on the center axis of the imaging ultrasonic wave probe 22 adjusting the position of the motor 11 (step S2).
【0057】 [0057]
図8(a)は、表示部16のCRTモニタ上に表示される超音波画像を、また図8(b)は、前記超音波画像の説明図を示す。 8 (a) is an ultrasound image is displayed on the CRT monitor of the display unit 16, and FIG. 8 (b) shows an explanatory view of the ultrasound image. この場合、イメージング用超音波プローブ22のイメージング用変換素子は、例えば図2(a)にて示したX方向に1次元配列され、従って超音波画像は図8に示すようにX−Z平面において得られる。 In this case, imaging transducer of the imaging ultrasonic wave probe 22 may be 1 arranged dimensionally in the X direction shown in FIG. 2 (a), the thus ultrasound images in X-Z plane as shown in FIG. 8 can get. また、図8では、後述する方法によって変換素子群51の実効幅Dが決定した時点で、この実効幅Dの両端部X1およびX2から焦点に向かって描かれる2本の線分によって強力超音波のビーム幅が示される。 Further, in FIG. 8, when the effective width D is determined for conversion element group 51 by the methods described below, power ultrasound by two line segments drawn toward the opposite ends X1 and X2 of the effective width D to the focal beam width of is shown.
【0058】 [0058]
操作者は、この最初の超音波画像に表示されている腫瘍2に対し、操作部17のマウスを用いて腫瘍像の輪郭を描く。 Operator to tumor 2 displayed on the first ultrasound images, delineating tumor images using the mouse of the operation unit 17. システム制御部19のCPUは操作部17より入力された腫瘍輪郭情報に基づいて、例えば回転楕円近似を行い、回転楕円体で近似した腫瘍2の中心位置g0(0,0,Z0)や大きさ等の情報をシステム制御部19の記憶回路に保存する(ステップS3)。 CPU of the system control unit 19 based on tumor contour information inputted from the operation unit 17, for example, performs a spheroid approximation, the center position of the tumor 2 approximated by spheroid g0 (0,0, Z0) and size storing information equal to the storage circuit of the system control unit 19 (step S3).
【0059】 [0059]
次に、システム制御部19は、回転楕円体の情報に基づいて腫瘍2を均一に焼灼するために、超音波発生部21から照射される強力超音波の焦点の3次元的な移動範囲とその移動軌跡を設定する(ステップS4)。 Next, the system control unit 19, in order to uniformly ablate tumor 2 based on information of the spheroid, a 3-dimensional range of movement of the focal point of the strong ultrasonic waves irradiated from the ultrasonic wave generator 21 that It sets the movement locus (step S4).
【0060】 [0060]
以上のような手順により、超音波発生部21による腫瘍2の照射計画、即ち強力超音波の焦点の移動範囲と移動軌跡を設定したならば、操作者は操作部17より治療開始コマンドを入力する。 By the above procedure, the irradiation planning of tumor 2 by the ultrasonic generator 21, i.e., if you set the movement trajectory and the moving range of the focus of power ultrasound, the operator inputs a treatment start command from the operation unit 17 . このコマンド入力を読み取ったシステム制御部19は、照射計画にて設定した最初の焼灼位置g1(X1,Y1,Z1)に所定の集束領域幅ΔWを有した強力超音波を照射するために、腫瘍2の中心位置g0から最初の焼灼位置g1への座標の変化量ΔX1=X1,ΔY1=Y1を算出し、更に、深さZ1において所望の集束領域幅ΔWを得るためのアニュラアレイ変換素子群51の実効幅Dと変換素子群数をNとした場合の各変換素子群のサイズ(幅や間隔)を算出する。 The system control unit 19 reads this command input, in order to irradiate a strong ultrasonic wave having a predetermined focusing area width ΔW to the first ablation positions g1 set by irradiation plan (X1, Y1, Z1), tumor coordinates of change from the second central position g0 to the initial ablation positions g1 ΔX1 = X1, ΔY1 = Y1 calculates, further, annular array conversion element group to obtain a desired focusing area width ΔW at a depth Z1 51 the effective width D the number conversion element group to calculate the size (width and spacing) of each conversion element group when N of.
【0061】 [0061]
次いで、システム制御部19は、上記の座標変化量ΔX1およびΔYや、実効幅D等の算出結果を変換素子選択部12の選択制御回路18に送り、選択制御回路18は、これらの情報に基づいてアニュラアレイ型変換素子群51として選択する変換素子41のアドレス情報を変換素子選択部12の変換素子選択回路15に送る。 Next, the system control unit 19, the above and coordinate change amount ΔX1 and [Delta] Y, sends the calculation result of such effective width D to the selection control circuit 18 of the conversion element selection unit 12, the selection control circuit 18, based on the information Send address information of the conversion elements 41 to be selected as an annular array-type conversion element group 51 Te to the conversion element selection circuit 15 of the conversion element selection unit 12.
【0062】 [0062]
前記変換素子選択回路15は選択制御回路18からの制御信号に基づいて、超音波発生部21の変換素子41−1乃至41−NXから所定の変換素子41を選択しアニュラアレイ型変換素子群51を形成する(ステップS5)。 The conversion element selection circuit 15 based on a control signal from the selection control circuit 18, the ultrasonic select a predetermined conversion element 41 from the conversion element 41-1 to 41-NX generating section 21 annular array type conversion element group 51 the formed (step S5).
【0063】 [0063]
(焼灼位置の変更に伴う変換素子群の設定) (Configuration of the conversion element group associated with the change of the ablation position)
図9はN=3のアニュラアレイ型変換素子群51−a−1乃至51−a−3による焦点が、腫瘍2の中心位置g0(0,0,Z0)から最初の焼灼位置g1(X1,Y1,Z1)に変更された場合に、変換素子選択回路15によって新たに選択されて形成される変換素子群51−a−1'乃至51−a−3'を示したものである。 9 N = focal by annular array type conversion element group 51-a-1 to 51-a-3 of 3, the center position g0 (0,0, Z0) of tumor 2 initial ablation position g1 from (X1, If it is changed to Y1, Z1), shows the new conversion element group 51-a-1 that is selected to form 'or 51-a-3' by the conversion element selection circuit 15. 即ち、図9(a)は、腫瘍2の中心位置g0(0,0,Z0)、また図9(b)は、最初の焼灼位置g1(X1,Y1,Z1)に焦点が設定される場合に、変換素子選択回路15によって選択される変換素子群51を示しており、図9(b)の変換素子群51の中心G1(X1,X2)は、図9(a)の変換素子群51−a−1乃至51−a−3の中心G0(0,0)に対して、X方向にΔX,Y方向にΔYシフトして選択され、この位置を中心として所定の有効幅Dを有する3チャンネルのアニュラアレイ型変換素子群51−a−1'乃至51−a−3'が形成される。 That is, FIG. 9 (a), the center position g0 (0,0, Z0) of tumor 2, and FIG. 9 (b), if the focus is set to the first ablation position g1 (X1, Y1, Z1) to show a conversion element group 51 is selected by the conversion element selection circuit 15, the center G1 of the conversion element group 51 in FIG. 9 (b) (X1, X2) is conversion element group in FIG. 9 (a) 51 with respect to the center of -a-1 through 51-a-3 G0 (0,0), ΔX in the X direction is selected by ΔY shifted in the Y direction, 3 having a predetermined effective width D around this position an annular array-type conversion element group of channel 51-a-1 'through 51-a-3' is formed. 尚、図9における座標G0およびG1は、座標g0およびg1に対応した変換素子配列面上での座標を示す。 The coordinate G0 and G1 in FIG. 9 shows the coordinates on conversion element array surface corresponding to the coordinate g0 and g1.
【0064】 [0064]
次に、システム制御部19は、上記の算出から得られる実効幅Dや最初の焼灼位置g1の深さZ1の情報に基づいて、変換素子群51−a−1'乃至51−a−3'の駆動信号に与えられるN(N=3)種類の遅延位相情報をルックアップテーブルから求め、この遅延位相情報を変換素子駆動部13の遅延回路34に供給して、駆動信号の遅延位相を設定する。 Next, the system control unit 19, based on information of the depth Z1 of the effective width D and the first ablation positions g1 obtained from the above calculation, conversion element group 51-a-1 'through 51-a-3' calculated N (N = 3) types provided on a drive signal of the delay phase information from the look-up table, and supplies the delayed phase information to the delay circuit 34 of the conversion element driving unit 13, sets a delay phase of the drive signal to. (ステップS6)。 (Step S6).
【0065】 [0065]
更に、システム制御部19は前記焼灼位置g1(X1,Y1,Z1)の情報に基づいた回転制御信号をプローブ回転機構部20に供給する。 Furthermore, the system control unit 19 supplies a rotation control signal based on the information of the ablation position g1 (X1, Y1, Z1) to the probe rotation mechanism section 20. プローブ回転機構部20は、この回転制御信号に従って焼灼位置g1がイメージング用超音波プローブ22によって得られる超音波画像上で表示されるように、イメージング用プローブ22を所定角度だけ回転する(ステップS7)。 Probe rotation mechanism section 20, the ablation position g1 according to the rotation control signal to be displayed on the ultrasound image obtained by the imaging ultrasonic wave probe 22, rotating the imaging probe 22 by a predetermined angle (step S7) .
【0066】 [0066]
以上述べた手順により変換素子群51の設定や、これらの変換素子群51の駆動信号に与えられる遅延位相の設定、更には、イメージング面の設定が終了したならば、システム制御部19は設定完了信号を表示部16のCRTモニタ、あるいは操作部17の操作パネルにおいて表示する。 Or setting of conversion element group 51 by the procedure described, setting the phase delay given to the driving signals of these conversion element group 51, further, if setting of the imaging plane ends, the system control unit 19 completes setting CRT monitor of the display unit 16 a signal, or to display the operation panel of the operation unit 17.
【0067】 [0067]
操作者は、表示部16あるいは操作部17において設定完了信号を認識したならば、操作部17より照射実行コマンドを入力し(ステップS8)、システム制御部19はこの照射実行コマンド信号を読み出して変換素子駆動部13のCW発生制御回路32に供給する。 Operator if recognized setting completion signal in the display unit 16 or the operation unit 17 receives the irradiation execution command from the operating unit 17 (step S8), and the system control unit 19 reads out the irradiation execution command signal converter It supplies the CW generation control circuit 32 of the element driving unit 13. 次いで、CW発生制御回路32は前記照射実効コマンド信号を受けて、CW発生器33に対して変換素子駆動信号を発生させるための指示信号を送る。 Then, CW generation control circuit 32 sends an instruction signal for generating a transducer drive signal by receiving the illumination effective command signal for CW generator 33.
【0068】 [0068]
CW発生制御回路32の指示信号に従ってCW発生器33から発生した駆動信号は遅延回路34において、システム制御部19からの制御信号に基づいて所定の遅延位相が与えられ、RFアンプ35とマッチング回路36を介して変換素子選択部12の変換素子選択回路15に供給される。 Drive signal generated by the CW generator 33 in accordance with an instruction signal CW generation control circuit 32 in the delay circuit 34, based on the control signal from the system control unit 19 is given a predetermined delay phase, RF amplifier 35 and the matching circuit 36 It is supplied to the conversion element selection circuit 15 of the conversion element selection unit 12 via the.
【0069】 [0069]
そして、前記変換素子選択回路15に送られた駆動信号は、既に変換素子選択部12の選択制御回路18の制御信号に基づき、この変換素子選択回路15よって選択されているアニュラアレイ型の変換素子群51−1乃至51−Nに供給され、被検体1の最初の焼灼位置g1に強力超音波が照射される(ステップS9)。 Then, the drive signal sent to the conversion element selection circuit 15, already on the basis of the control signal of the selection control circuit 18 of the conversion element selection unit 12, the conversion element selection circuit 15 thus selected to have an annular array type transducer is supplied to the group 51-1 to 51-N, power ultrasound is irradiated to the first ablation positions g1 of the subject 1 (step S9).
【0070】 [0070]
このアニュラアレイ型の変換素子群51−1乃至51−Nによって腫瘍組織が焼灼される状況は、既に述べた手順と同様にして、イメージング用超音波プローブ22、および超音波イメージング装置14によって超音波画像データとして収集され、システム制御部19はこのとき得られる画像データを表示部16において表示する。 Situations where the tumor tissue is cauterized by the conversion element group 51-1 to 51-N of the annular array type, as in the already described procedure, ultrasound imaging ultrasonic probe 22, and the ultrasound imaging device 14 It is collected as image data, the system control unit 19 displays on the display unit 16 the image data obtained at this time.
【0071】 [0071]
本実施の形態では、イメージング用超音波プローブ22を回転制御することによって、各焼灼位置の状況は超音波画像データとして収集されるため、強力超音波の焼灼によって生ずる腫瘍組織の変性の状態は表示部16において常時、リアルタイムに観測することが可能となる(ステップS10)。 In the present embodiment, by controlling the rotation of the imaging ultrasonic wave probe 22, since the status of each ablation position is acquired as the ultrasound image data, the degeneration of tumor tissue caused by ablation of a strong ultrasound state display always in section 16, it is possible to observe in real time (step S10).
【0072】 [0072]
(実効幅Dの設定方法) (How to set the effective width D)
次に、変換素子群51の実効幅Dと集束領域幅ΔWにつき図10および図11を用いて説明する。 It will be described with reference to FIGS. 10 and 11 per effective width D and the focusing area width ΔW of the conversion element group 51. 図10(a)は、実効幅Dおよび焦点距離Lと集束領域幅(ビーム幅)ΔWの関係を簡易作図法によって示したものであり、図10(b)は、焦点距離Lにおける強力超音波の音圧分布を示す。 Figure 10 (a) is an illustration effective width D and the focal length L and the focusing region width relationship (beam width) [Delta] W by a simple construction methods, FIG. 10 (b), a strong ultrasonic wave in the focal length L It shows the sound pressure distribution. 図10(b)において、音圧分布の半値幅で定義される集束領域幅ΔWは次式(1)で示される。 In FIG. 10 (b), focusing area width ΔW defined by the half-width of the sound pressure distribution is represented by the following formula (1).
【0073】 [0073]
ΔW≒KLλ/D ・・・(1) ΔW ≒ KLλ / D ··· (1)
但し、λは強力超音波の波長、Kは比例定数である。 However, lambda is a strong ultrasonic wave, K is a proportional constant.
【0074】 [0074]
式(1)から明らかなように、集束領域幅ΔWを焦点距離Lに依存せずに一様にする、いわゆる可変口径法を行うには、図10(c)のように、焦点距離Lに比例して実効幅Dを変更させる必要がある。 As is apparent from equation (1), to equalize the focusing area width ΔW without depending on the focal distance L, to perform a so-called variable aperture method, as shown in FIG. 10 (c), the focal length L it is necessary to change the effective width D proportionally. 図11は集束領域幅ΔWを得る場合の従来法(例えば既に示した特許文献2)を模式的に示したものであり、L1/D1=L2/D2であれば同じ集束領域幅ΔWが得られる。 Figure 11 is a conventional method in obtaining a focused area width ΔW (e.g. Patent Document 2 already shown) to that shown schematically, if L1 / D1 = L2 / D2 is equal focusing area width ΔW obtained .
【0075】 [0075]
以上述べた手順により、最初の焼灼位置g1(X1,Y1,Z1=L1)への強力超音波の照射が予め設定された時間行われたならば、システム制御部19は焼灼完了の信号を表示部16あるいは操作部17において表示する。 By the procedure described above, if the irradiation of a strong ultrasonic wave of the first to the ablation positions g1 (X1, Y1, Z1 = L1) is performed a preset time, the system control unit 19 displays a signal of completion ablation displaying the part 16 or the operation unit 17. 操作者はこの信号を認識したならば、操作部17より照射停止コマンドを入力し、システム制御部19はこの照射停止コマンド信号読み出し、変換素子駆動部13のCW発生制御回路32に供給してCW発生器33からの駆動信号の発生を一旦停止する。 If the operator recognizes this signal, and inputs the irradiation stop command from the operating unit 17, the system control unit 19 reads out this irradiation stop command signal, and supplies the CW generation control circuit 32 of the conversion element driving unit 13 CW temporarily stopping the generation of the drive signal from the generator 33.
【0076】 [0076]
次に、システム制御部19は、照射計画に従って第2の焼灼位置g2(X2,Y2,Z2=L2)、更には第3以降の焼灼位置に対しても同様の手順によって強力超音波の照射を行ない、最後の焼灼位置への照射が終了したならば、腫瘍2に対する焼灼を終了する(ステップS11)。 Next, the system control unit 19, the second ablation position according irradiation plan g2 (X2, Y2, Z2 = L2), a further illumination of powerful ultrasonic by the same procedure with respect to ablation position of the third and subsequent no rows, if irradiation of the last ablation position is completed, and terminates the ablation for tumors 2 (step S11).
【0077】 [0077]
次に図12および図13を用い、本実施の形態の効果を従来法と比較して述べる。 Next referring to FIGS. 12 and 13, the effect of this embodiment will be described with comparison to the conventional method. 図12は5つのリング数(N=5)で構成される変換素子群51の実効幅D1を、図11のように実効幅D2に減少させる場合の変換素子群51の配列パターンを示したものであり、図12(a−1)および図12(b−1)は従来のアニュラアレイ変換素子51−bによる可変口径法、また図12(a−2)および図12(b−2)は本実施の形態における可変口径法を示す。 Figure 12 is that the effective width D1 of the five numbers ring (N = 5) in constructed conversion element group 51, represents the sequence pattern of the conversion element group 51 when reducing the effective width D2 as shown in FIG. 11 , and the FIG. 12 (a-1) and FIG. 12 (b-1) is a variable diameter method according to conventional annular array transducer 51-b, and FIG. 12 (a-2) and FIG. 12 (b-2) is showing a variable aperture method according to the present embodiment.
【0078】 [0078]
従来の可変口径法では、実効幅D1の変換素子51−b−1乃至51−b−5からなるアニュラアレイ変換素子(図12(a−1))の実効幅D1をD2に減少させるために、図12(b−1)に示すように、例えば中心部の3個の変換素子51−b−1乃至51−b−3を選択して用いる方法がとられてきた。 In conventional variable aperture method, to reduce the effective width D1 of the annular array transducer consisting conversion element 51-b-1 to 51-b-5 in effective width D1 (FIG. 12 (a-1)) in D2 as shown in FIG. 12 (b-1), for example, three transducers 51-b-1 to methods to select and use 51-b-3 of the central portion have been taken.
【0079】 [0079]
これに対して、本実施の形態では、2次元に配列された微小な変換素子41−1乃至41−NXの中から所定の変換素子41を選択して共通接続することにより、アニュラアレイ型の変換素子群51−cを形成している。 In contrast, in the present embodiment, by common connection by selecting a predetermined conversion element 41 from the arrayed micro transducer 41-1 to 41-NX in two dimensions, the annular array type forming a conversion element group 51-c. このため、例えば図12(a−2)に示すように、変換素子41−1乃至41−NXの中から5個の変換素子群51−c−1乃至51−c−5を選択して形成したアニュラアレイ型の変換素子群51−cの実効幅D1をD2に変更する場合には、図12(b−2)に示すように、変換素子41−1乃至41−NXの選択方法を更新し、例えば5つの変換素子群51−c−1'乃至51−c−5'を形成することが可能となる。 Thus, for example, as shown in FIG. 12 (a-2), select the five conversion element group 51-c-1 to 51-c-5 from the conversion element 41-1 to 41-NX formed to change the annular array type conversion element group 51-c effective width D1 of which was D2, as shown in FIG. 12 (b-2), updates the selection method of the conversion element 41-1 to 41-NX and, it is possible to form, for example, five conversion element group 51-c-1 'through 51-c-5'.
【0080】 [0080]
なお、図12(a−2)および図12(b−2)における変換素子群51−c−1乃至51−c−5、および51−c−1'乃至51−c−5'は、図4あるいは図9に示したようなモザイク状になるが、ここでは便宜上滑らかな輪郭線によって示しており、このモザイク状の変換素子群51−cの影響は変換素子41の素子数NXが大きければ無視することができる。 Incidentally, FIG. 12 (a-2) and FIG. 12 (b-2) conversion element group in 51-c-1 to 51-c-5, and 51-c-1 'through 51-c-5', as shown in FIG. 4 or becomes a mosaic as illustrated in Figure 9, where denotes the convenience smooth contour line, the influence of the mosaic conversion element group 51-c is the larger the number of elements NX of the conversion element 41 it can be ignored.
【0081】 [0081]
図13は、図12に示した実効幅D2の場合において、従来のアニュラアレイ変換素子51−b(図12(b−1))と、本実施の形態のアニュラアレイ型変換素子群51−c(図12(b−2))による照射波面の位相誤差と、焦点距離L2における音圧分布を比較したものであり、図13(a−1)および図13(b−1)は従来のアニュラアレイ変換素子51−b、および本実施の形態におけるアニュラアレイ型変換素子群51−cと理想的な遅延位相量を示す。 13, when the effective width D2 as shown in FIG. 12, a conventional annular array transducer 51-b (FIG. 12 (b-1)), an annular array-type conversion element group 51-c of the present embodiment (FIG. 12 (b-2)) and the phase error of the irradiation wavefront by, and a comparison of the sound pressure distribution in the focal length L2, FIG. 13 (a-1) and FIG. 13 (b-1) a conventional annular array transducer 51-b, and shows an ideal phase delay amount and an annular array-type conversion element group 51-c of the present embodiment. また、図13(a−2)および図13(b−2)は上記の夫々の変換素子51−bあるいは変換素子群51−cの横幅が有限であることによって生ずる位相誤差、また図13(a−3)および図13(b−3)は上記の変換素子51−b、あるいは変換素子群51−cによって得られる焦点距離L2での音圧分布特性である。 Further, FIG. 13 (a-2) and 13 (b-2) The phase error caused by the width of the conversion element 51-b or conversion element group 51-c of the people said husband is finite 13 ( a-3) and FIG. 13 (b-3) is a sound pressure distribution characteristics of the focal length L2 obtained by the above conversion element 51-b or conversion element group 51-c,.
【0082】 [0082]
既に図5において示したように、焦点距離L1のL2(L1>L2)への変更に伴い、遅延位相の変化率が増大するため、従来の方法によれば位相誤差が増大し、この位相誤差に起因して焦点距離における音圧分布に大きなサイドローブが発生する。 As already indicated in FIG. 5, with the change to L2 (L1> L2) of the focal length L1, because the rate of change of phase delay is increased, the phase error increases according to the conventional method, the phase error large side lobe is generated in the sound pressure distribution in the focal length due to the. そして、新たに発生する前記サイドローブにより、変換素子51−b−1乃至51−b−3によって照射される強力超音波は、本来の集束領域の他にサイドローブが発生する部位においても照射される。 Then, by the side lobes generated newly, strong ultrasonic waves are irradiated by the conversion element 51-b-1 to 51-b-3 are other sidelobe of the original focused region is also irradiated at the site generated that.
【0083】 [0083]
これに対して本実施の形態によれば、焦点や実効幅の変更に伴って変換素子群51−c−1'乃至51−c−5'の配列パターンを任意に設定することが可能となるため、位相誤差を低減することができ、従って音圧分布特性におけるサイドローブの発生を抑えることが可能となる。 According to the present embodiment, on the other hand, it is possible to arbitrarily set the arrangement pattern of focal and conversion element group 51-c-1 following a change in the effective width 'to 51-c-5' Therefore, it is possible to reduce the phase error, thus it is possible to suppress the occurrence of side lobes in the sound pressure distribution characteristics.
【0084】 [0084]
なお、上述の方法により変換素子群51の配列間隔等を変更する場合、その最小間隔は変換素子41の素子幅(図2のPx,Py)によって決定され、この素子幅PxおよびPyが十分小さくない場合には、サイドローブを抑えることができない。 When changing the arrangement interval and the like of the conversion element group 51 by the method described above, the minimum spacing is determined by the element width of the conversion element 41 (Px in FIG. 2, Py), the element width Px and Py is sufficiently small If not, it can not be suppressed side lobes. 所定の距離Lxに強力超音波を集束させる場合、波面の位相誤差に起因するサイドローブを抑えるための変換素子群幅Pdは下式(2)を満足させる必要がある。 When focusing the strong ultrasonic waves at a predetermined distance Lx, the conversion element group width Pd for suppressing sidelobes due to phase error of the wavefront are needed to satisfy the following equation (2).
【0085】 [0085]
(Pd) /λ<Lx ・・・(2) (Pd) 2 / λ <Lx ··· (2)
例えば、最短距離がLx=100mmの腫瘍の照射位置に500KHzの強力超音波を照射する場合、式(2)によれば、前記サイドローブを抑えるための変換素子群幅Pdは約17mmとなる。 For example, if the shortest distance is irradiated with strong ultrasonic 500KHz irradiation position of the tumor Lx = 100 mm, according to the equation (2), conversion element group width Pd for suppressing the side lobes is approximately 17 mm. 従って、変換素子41の素子幅Px、あるいはPyも17mm以下に設定する必要がある。 Thus, element width Px of the conversion element 41, or Py also needs to be set to 17mm or less.
【0086】 [0086]
(第1の変形例) (First Modification)
次に、本実施の形態の第1の変形例について図14を用いて説明する。 Next, a first modification of the present embodiment will be described with reference to FIG. 14. 上述の実施の形態では、超音波発生部21の変換素子41を同一平面上に配列した場合について示したが、この第1の変形例では、変換素子41を凹面上に2次元配列する場合について述べる。 In the above embodiment, the case has been described the case where an array of transducer 41 of the ultrasonic generator 21 in the same plane, in this first modification, the two-dimensionally arranged conversion elements 41 on the concave surface described. 即ち、図14(a)において変換素子41は曲率半径L1の凹面の支持台43に配列されている。 That is, the conversion element 41 is arranged on the concave surface of the support 43 of the curvature radius L1 in FIG. 14 (a). この場合も、焦点距離L1に強力超音波を照射する場合には、実効幅D1を有した5個の変換素子群51−c−1乃至51−c−5(図14(b))を前記変換素子41から選択して用い、また、焦点距離L2に照射する場合には、実効幅D2を有した5個の変換素子群51−c−1'乃至51−c−5'(図14(c))を用いる。 Again, in case of irradiating a strong ultrasound to the focal length L1, the five conversion element group 51-c-1 to 51-c-5 having an effective width D1 (FIG. 14 (b)) used by selecting from the conversion element 41, also in the case of irradiating the focal length L2 is five conversion element group having an effective width D2 51-c-1 'through 51-c-5' (FIG. 14 ( c)) is used. 但し、この場合、前記支持台43の曲率半径で決定される焦点距離L1を照射領域の最も深い部位に設定することによって、変換素子群51を平面状に配列した場合と全く同様な効果を得ることが可能となる。 However, in this case, by setting the focal length L1 which is determined by the radius of curvature of the support 43 to the deepest portion of the irradiation region to obtain exactly the same effect as the conversion element group 51 are arranged in a plane it becomes possible.
【0087】 [0087]
(第2の変形例) (Second Modification)
次に、本実施の形態における第2の変形例につき図15および図16を用いて説明する。 It will be described with reference to FIGS. 15 and 16 per second modification of the embodiment. 図9において説明した本発明の実施の形態では、強力超音波の焦点をX方向、あるいはY方向に移動する場合、変換素子選択部12の変換素子選択回路15は、変換素子群51が同じ方向に並行移動するように変換素子41の選択を行ったが、変換素子41の数に余裕が無い場合には強力超音波の照射方向を制御して焦点の移動を行うことが望ましい。 In the embodiment of the present invention described in FIG. 9, when moving the focal point of power ultrasound in the X or Y direction, the conversion element selection circuit 15 of the conversion element selection unit 12, the conversion element group 51 the same direction It was subjected to selection of the conversion element 41 such that translational movement, it is desirable to move the focus by controlling the irradiation direction of power ultrasound in the case where there is no margin in the number of conversion elements 41.
【0088】 [0088]
図15(a)は照射位置がX−Z平面において、変換素子41−1乃至41−NXの中心軸(Z軸)からθ1方向にあるg1'(X1',Y1'、L1)と、θ2方向にあるg2'(X2',Y1'、L2)の場合を示しており、変換素子選択回路15は、照射位置g1'およびg2'の照射に用いる複数の変換素子群52a、および変換素子群52bの中心が変換素子配列のほぼ中心に位置するように選択する。 FIG. 15 (a) irradiation position in X-Z plane, the central axis of the transducer 41-1 to 41-NX (Z axis) from one to θ1 direction g1 '(X1', Y1 ', L1) and, .theta.2 in direction g2 '(X2', Y1 ', L2) shows the case of the conversion element selection circuit 15, the irradiation position g1' multiple conversion element group 52a used for irradiation and g2 ', and conversion element group center 52b is chosen to be located in the approximate center of the transducer array. 次に、前記変換素子群52aおよび変換素子群52bの各々に対して、変換素子駆動部13は所定の遅延位相を有した駆動信号を供給し、照射位置g1'およびg2'に対して強力超音波を照射する。 Then, for each of said conversion element group 52a and the conversion element group 52 b, transducer driver 13 supplies a drive signal having a predetermined phase delay, potent against irradiation positions g1 'and g2' than irradiating the sound waves. 尚、このときの駆動信号には、前記照射位置に強力超音波を集束するための集束用遅延位相と、強力超音波をθ1方向あるいはθ2方向に放射するための偏向用遅延位相が合成されて与えられる。 Note that the drive signal at this time, a focusing delay phase for focusing the strong ultrasonic waves to the irradiation position, by deflecting the delay phase for emitting a strong ultrasound to θ1 direction or θ2 direction are synthesized Given.
【0089】 [0089]
図15(b)および図15(c)は照射位置g1'およびg2'の照射に用いる変換素子群52の配列パターンの具体例を示したものであり、例えば、アニュラアレイ型の変換素子群51を更にリングの周辺方向に所定間隔で分割して形成される。 Figure 15 (b) and FIG. 15 (c) are those showing a specific example of the arrangement pattern of the conversion element group 52 used for the irradiation of the irradiation position g1 'and g2', for example, annular array type conversion element group 51 the further formed by dividing at predetermined intervals in the peripheral direction of the ring. このように2次元配列された変換素子群52a、および52bの夫々には変換素子駆動部13より遅延位相を有した駆動信号が供給され、照射位置g1'およびg2'に強力超音波が照射されるが、この強力超音波の送信は超音波イメージング装置14によるイメージング用超音波の送信と同様であるため詳細な説明は省略する。 Thus 2-dimensionally arranged conversion element group 52a, and 52b are respectively a drive signal having a phase delay from the transducer drive unit 13 is supplied, strong ultrasonic waves are irradiated to the irradiation position g1 'and g2' that is, the strong ultrasonic transmission of details is the same as the transmission of the ultrasonic waves for imaging with ultrasound imaging device 14 description will be omitted.
【0090】 [0090]
このような手順により、強力超音波を照射位置g1'および照射位置g2'に対して照射する場合、焦点距離がL1およびL2に設定されると共に変換素子群52の配列パターンも図15(b)および図15(c)に示すように設定される。 By such a procedure, when irradiated with strong ultrasonic irradiation position g1 'and the irradiation position g2', also the arrangement pattern of the conversion element group 52 with the focal length is set to L1 and L2 FIG 15 (b) and it is set as shown in FIG. 15 (c). 即ち、前記焦点距離の変更に伴って変換素子群52の実効幅が変更され、このような変換素子群52の設定方法によって、腫瘍2に照射される強力超音波のサイドローブを低減することが可能となる。 That is, the effective width of the focal length conversion element group 52 with the change of the changes, such a method of setting the conversion element group 52, it is possible to reduce the power ultrasound sidelobe irradiated tumor 2 It can become.
【0091】 [0091]
但し、変換素子駆動部13におけるチャンネル数の制約を受ける場合、変換素子群52の数は可能な限り少ないことが望ましいが、本応用例によれば変換素子群52の最適な選択により、少ない変換素子群52の場合でも良好な照射特性を得ることができる。 However, when receiving the channel number of limitations in the conversion element driving unit 13, it is desirable number of conversion element group 52 as little as possible, the optimal selection of the conversion element group 52 according to this application example, less conversion even if the element group 52 it is possible to obtain good emission characteristic.
【0092】 [0092]
例えば、図16はアニュラアレイ型変換素子群51を更に2分割した方法を示しており、図16(a)は図15の場合と同様にX−Z平面内において強力超音波の照射を行った場合の変換素子群53aの選択方法を、また図16(b)はY−Z平面内において照射を行った場合の変換素子群53bの選択方法を示しており、このように照射方向の変更に伴って変換素子群53の配列パターンを容易に変更することができる。 For example, Figure 16 shows the method further divided into two annular array type conversion element group 51, FIG. 16 (a) was irradiated strong ultrasound in the case as well as X-Z plane of FIG. 15 the selection method of the conversion element group 53a in the case, and FIG. 16 (b) illustrates a method for selecting a conversion element group 53b in the case of performing irradiation in the Y-Z plane, to thus change the irradiation direction with the arrangement pattern of the conversion element group 53 can be easily changed.
【0093】 [0093]
尚、図16においては、強力超音波のビーム方向がX−Z平面内あるいはY−Z平面内についてのみ示したが、3次元の任意の方向に照射される場合においても同様な方法で変換素子群53を形成することが可能である。 Note that in FIG. 16, powerful ultrasound beam direction is shown only for the X-Z plane or Y-Z plane, transducer in the same manner even when irradiated in any direction of the three-dimensional it is possible to form a group 53.
【0094】 [0094]
以上述べた本実施の形態によれば、変換素子群の有効幅を低減して比較的近距離の照射位置に強力超音波を照射する場合においても、変換素子群の配列パターンを容易に変更することが可能となる。 According to the embodiment described above, even in the case of irradiation with strong ultrasonic waves in a relatively short distance of the irradiation position by reducing the effective width of the conversion element group, to easily change the arrangement pattern of the conversion element group it becomes possible. このため、変換素子群の数を低減することなく強力超音波の照射が可能となり、優れた照射特性を有した強力超音波ビームを生成することができる。 Therefore, it is possible to irradiate strong ultrasound without reducing the number of transducer groups, it is possible to generate a strong ultrasonic beam having an excellent emission characteristic. 特に、サイドローブによる腫瘍領域以外への強力超音波の照射が低減されるため、超音波照射における信頼性を向上することができる。 In particular, since the irradiation of a strong ultrasound to non tumor area by the side lobes are reduced, it is possible to improve the reliability of ultrasonic irradiation.
【0095】 [0095]
尚、本実施の形態における変換素子群の実効幅は焦点距離の変更に伴って変更するため、変換素子群から照射されるエネルギーもこの実効幅に伴って変化する。 Incidentally, the effective width of the conversion element group in this embodiment to change with the change of the focal length, the energy emitted from the conversion element group also changes with the effective width. 一方、被検体1での超音波減衰量は焦点距離の長さに依存する。 On the other hand, the ultrasonic attenuation in the subject 1 is dependent on the length of the focal length. 従って、可変口径法における実効幅の増減は、照射領域における照射エネルギーの大きさを補正する効果を有している。 Accordingly, increase and decrease of the effective width of the variable aperture method has the effect of correcting the magnitude of the radiation energy in the irradiation region.
【0096】 [0096]
以上、本発明の実施の形態について述べたが、本発明は上述した実施の形態に限定されるものではなく、種々変形して実施することが可能である。 Having described embodiments of the present invention, the present invention is not intended to be limited to the embodiments described above, but can be implemented in various modifications. 例えば、本実施の形態ではアニュラアレイ型の変換素子群、およびその変形例について示したが、変換素子群の配列パターンは特に限定されない。 For example, an annular array type transducer group in this embodiment, and is shown for the modification, the arrangement pattern of the conversion element group is not particularly limited. また、変換素子41の各々は矩形以外の配列パターンを有していてもよく、更に、これらは1次元に配列されたものでも構わない。 Also, each of the conversion elements 41 may have an arrangement pattern other than a rectangle, further, it may be one which is arranged one-dimensionally. この場合は、前記変換素子群も1次元配列したものとなる。 In this case becomes to be one-dimensionally arranged the conversion element group.
【0097】 [0097]
一方、強力超音波の照射位置をX方向あるいはY方向に移動する場合、本実施の形態では図9に示した変換素子群51の並行移動方法や、図15および図16に示した強力超音波ビームの変更方式について述べたが、特許文献3のようにアプリケータ11を機械的に移動させる方法を用いてもよい。 On the other hand, strong if the ultrasonic irradiation position of the moves in the X or Y direction, in this embodiment parallel moving method of the conversion element groups 51 and shown in FIG. 9, a strong ultrasonic wave shown in FIGS. 15 and 16 has been described beam changes scheme, the applicator 11 may be used a method of moving mechanically as in Patent Document 3.
【0098】 [0098]
また、本実施の形態の超音波照射手順において照射実行コマンドあるいは照射停止コマンドは操作者によって入力される場合について述べたが、この方法に限定されるものではなく、変換素子群51の位置や駆動信号の遅延位相などの設定が完了したならば、装置は自動的に強力超音波を照射してもよく、また所定部位に対する所定時間の照射が完了したならば照射を一旦停止し、次の部位に対する照射準備に移行してもよい。 The ultrasonic irradiation irradiation execute commands or irradiation stop command in the procedure of the present embodiment has described the case where the input by the operator, is not limited to this method, the position and the driving of the conversion element group 51 if set, such as a signal delay phase has been completed, the device automatically power ultrasound may be irradiated, also temporarily stops the irradiation if the predetermined time irradiation is completed for a given site, the following sites it may proceed to irradiation prepare for.
【0099】 [0099]
更に、照射計画を作成せずに、操作者が表示部16に表示される腫瘍2を観測しながら照射位置を手動によって設定する方法を用いてもよい。 Furthermore, without creating an irradiation plan, a method may be used to set manually the irradiation position while observing the tumor 2 the operator is displayed on the display unit 16.
【0100】 [0100]
一方、上記の実施の形態の説明では、いずれの場合も変換素子群51の数を一定(N)としたが、必ずしも同じ値に設定する必要はない。 Meanwhile, in the description of the above embodiment, although a certain number of even conversion element group 51 cases (N), is not necessarily set to the same value. しかしながら、変換素子駆動部13が有する駆動チャンネル数に一致させることが望ましい。 However, it is desirable to match the number of drive channel having the conversion element driving unit 13.
【0101】 [0101]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
以上述べたように本発明によれば、多数配列された微小な変換素子の中から複数の変換素子群が選択されて超音波発生源が形成される。 According to the present invention as mentioned above, a plurality of conversion element group is selected by the ultrasound source from a number array of micro conversion element is formed. このため、可変口径法における実効幅の増減とともに、超音波波面の位相誤差の低減が可能な前記変換素子群の配列パターンの再設定が容易に可能となり、サイドローブが少なく信頼性の高い超音波照射装置を提供できる。 Therefore, the increase or decrease in the effective width of the variable aperture method, resetting arrangement pattern of reduction the conversion element group capable of the phase error of the ultrasonic wave is easily and becomes higher sidelobes less reliable ultrasonic possible to provide a radiation device.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】本発明の実施の形態における超音波照射装置全体の概略構成を示すブロック図。 Block diagram showing the schematic configuration of the whole ultrasonic irradiation apparatus according to an embodiment of the present invention; FIG.
【図2】本発明の実施の形態における超音波発生部の構成を示す図。 It shows a configuration of an ultrasonic generator in the embodiment of the present invention; FIG.
【図3】本発明の実施の形態における変換素子選択回路の構成を示す図。 It shows the configuration of the conversion element selection circuit in the embodiment of the present invention; FIG.
【図4】本発明の実施の形態における変換素子の選択例を示す図。 View showing a selection example of the conversion element in the embodiment of the present invention; FIG.
【図5】本発明の実施の形態におけるアニュラアレイ型変換素子群の駆動信号に与えられる相対遅延位相を示す図。 Figure 5 illustrates the relative phase delay imparted to the drive signal of annular array type conversion element group according to the embodiment of the present invention.
【図6】本発明の実施の形態における超音波イメージング装置のブロック図。 6 is a block diagram of an ultrasound imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図7】本発明の実施の形態における照射手順を示すフローチャート。 Flowchart illustrating an irradiation procedure in the embodiment of the present invention; FIG.
【図8】本発明の実施の形態における照射部位の超音波画像とその説明図。 [8] the ultrasound image and its illustration of the irradiation site in the embodiment of the present invention.
【図9】本発明の実施の形態における焼灼位置の移動に伴う変換素子群の選択方法を示す図。 9 is a diagram showing the selection method conversion element group associated with the movement of the ablation position in the embodiment of the present invention.
【図10】可変口径法における焦点距離と実効幅の関係を示す図。 10 is a view showing the relationship between the focal length and the effective width of the variable aperture method.
【図11】可変口径法を説明する図。 FIG. 11 is a diagram illustrating a variable diameter method.
【図12】本発明の実施の形態における可変口径法の変換素子群と従来法における変換素子の配列パターンを比較した図。 12 is a diagram comparing the arrangement pattern of the conversion element in the conversion element group and the conventional method of variable diameter method in the embodiment of the present invention.
【図13】本発明の実施の形態における効果を従来法と比較して示す図。 13 is a graph showing in comparison with the conventional method the effect in the embodiment of the present invention.
【図14】本発明の実施の形態の第1の変形例を示す図。 FIG. 14 is a diagram showing a first modification of the embodiment of the present invention.
【図15】本発明の実施の形態の第2の変形例を示す図。 It shows a second modification of the embodiment of the present invention; FIG.
【図16】本発明の実施の形態の第2の変形例における変換素子群の選択法を示す図。 Figure 16 illustrates the selection method conversion element group according to the second modification of the embodiment of the present invention.
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
11…アプリケータ12…変換素子選択部13…変換素子駆動部14…超音波イメージング装置15…変換素子選択回路16…表示部17…操作部18…選択制御回路19…システム制御部20…プローブ回転機構部21…超音波発生部22…イメージング用超音波プローブ23…カップリング液24…カップリング膜25…孔部32…CW発生制御回路33…CW発生器34…遅延回路35…RFアンプ36…マッチング回路 11 ... applicator 12 ... conversion element selecting unit 13 ... conversion element driving unit 14 ... ultrasonic imaging apparatus 15 ... transducer selection circuit 16 ... display unit 17 ... operation part 18 ... selection control circuit 19 ... system control unit 20 ... probe rotation mechanism section 21 ... ultrasonic generator 22 ... ultrasonic probe for imaging 23 ... coupling liquid 24 ... coupling film 25 ... holes 32 ... CW generation control circuit 33 ... CW generator 34 ... delay circuit 35 ... RF amplifier 36 ... matching circuit

Claims (13)

  1. 配列された複数の電気音響変換素子から所定の電気音響変換素子を選択する変換素子選択手段と、 A conversion element selection means for selecting a predetermined electro-acoustic transducer from a plurality of electroacoustic transducer elements arranged,
    この変換素子選択手段によって選択される前記複数の変換素子に対して駆動信号を供給して、超音波を照射するための変換素子駆動手段と、 By supplying a driving signal to the plurality of conversion elements is selected by the conversion element selection means, and transducer drive means for irradiating an ultrasonic wave,
    この変換素子駆動手段によって照射される超音波の照射位置を設定する照射位置設定手段と、 An irradiation position setting means for setting an irradiation position of the ultrasound emitted by the transducer driving means,
    この照射位置設定手段によって設定される超音波の照射位置に応じて駆動される電気音響変換素子の配列パターンを変化するように、前記変換素子選択手段に対して、電気音響変換素子群の選択を指示する変換素子選択制御手段とを備えることを特徴とする超音波照射装置。 So as to change the arrangement pattern of the electro-acoustic transducer which is driven in response to the irradiation position of ultrasonic waves to be set by the irradiation position setting means, with respect to the conversion element selection means, the selection of electro-acoustic conversion element group ultrasonic irradiation apparatus, characterized in that it comprises a conversion element selection control means for instructing.
  2. 配列された複数の電気音響変換素子から所定の電気音響変換素子を選択する変換素子選択手段と、 A conversion element selection means for selecting a predetermined electro-acoustic transducer from a plurality of electroacoustic transducer elements arranged,
    この変換素子選択手段によって選択される前記複数の変換素子に対して駆動信号を供給して、超音波を照射するための変換素子駆動手段と、 By supplying a driving signal to the plurality of conversion elements is selected by the conversion element selection means, and transducer drive means for irradiating an ultrasonic wave,
    この変換素子駆動手段によって照射される超音波の照射位置を設定する照射位置設定手段と、 An irradiation position setting means for setting an irradiation position of the ultrasound emitted by the transducer driving means,
    この照射位置設定手段によって設定される超音波の照射位置に応じて駆動される電気音響変換素子の配列パターンを変化するように、前記変換素子選択手段に対して、電気音響変換素子群の選択を指示する変換素子選択制御手段と、 So as to change the arrangement pattern of the electro-acoustic transducer which is driven in response to the irradiation position of ultrasonic waves to be set by the irradiation position setting means, with respect to the conversion element selection means, the selection of electro-acoustic conversion element group a conversion element selection control means for instructing,
    前記照射位置を含む断面の超音波画像データを生成する超音波画像生成手段と、前記超音波画像データを表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波照射装置。 The irradiation position and ultrasonic image generating means for generating an ultrasound image data of a cross-section including the said ultrasonic wave irradiation apparatus comprising: a display means for displaying the ultrasound image data.
  3. 前記変換素子選択手段は、前記照射位置情報に基づいて、2次元に配列された複数の電気音響変換素子から所定の電気音響変換素子を選択して共通接続し、所定の配列パターンを有する複数の変換素子群を形成することを特徴とする請求項1または2記載の超音波照射装置。 The conversion element selection means, based on the irradiation positional information, a plurality of electroacoustic transducer elements arranged two-dimensionally by selecting a predetermined electro-acoustic transducer connected in common, the plurality having a predetermined arrangement pattern ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1 or 2, wherein the forming a conversion element group.
  4. 前記変換素子選択制御手段は、アニュラアレイ型の変換素子群を形成することを特徴とする請求項3記載の超音波照射装置。 The conversion element selection control means, ultrasonic irradiation apparatus according to claim 3, wherein the forming a conversion element group of annular array type.
  5. 前記変換素子選択制御手段は、前記照射位置設定手段によって設定した集束超音波の照射位置までの距離に基づいて、前記変換素子群の配列間隔を設定することを特徴とする請求項3または4記載の超音波照射装置。 The conversion element selection control means, based on the distance to the irradiation position of the focused ultrasound set by the irradiation position setting means, according to claim 3, wherein setting the arrangement interval of the conversion element group ultrasonic irradiation device.
  6. 前記変換素子選択制御手段は、前記照射位置設定手段によって設定した集束超音波の照射位置までの距離に基づいて、前記変換素子群の実効口径を設定することを特徴とする請求項5記載の超音波照射装置。 The conversion element selection control means, based on the distance to the irradiation position of the focused ultrasound set by the irradiation position setting means, according to claim 5, wherein the setting the effective diameter of the conversion element group Ultra wave irradiation apparatus.
  7. 前記変換素子選択制御手段は、前記照射位置設定手段によって設定した集束超音波の照射位置に対応して、前記変換素子群の中心を移動させて設定することを特徴とする請求項5記載の超音波照射装置。 The conversion element selection control means, corresponding to the irradiation position of the focused ultrasound set by the irradiation position setting means, according to claim 5, wherein moving the center of the conversion element group and sets ultra wave irradiation apparatus.
  8. 前記変換素子駆動手段は、前記複数の変換素子群に対して所定の遅延位相を有した駆動信号を用いて駆動することを特徴とする請求項1または2記載の超音波照射装置。 The transducer drive means, ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1 or 2, wherein the driven using a drive signal having a predetermined phase delay with respect to the plurality of conversion element group.
  9. 駆動信号発生制御手段をさらに備え、前記照射位置設定手段による照射位置の設定と前記変換素子選択手段による変換素子群の設定が行われている間は、前記駆動信号発生制御手段は、前記変換素子駆動手段による変換素子群の駆動を停止することを特徴とする請求項1または2記載の超音波照射装置。 Further comprising a drive signal generation control means, while the setting of the conversion element group by the setting and the conversion element selection means of the irradiation position due to the irradiation position setting means is being performed, the drive signal generation control means, said conversion element ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1 or 2, wherein the stopping the driving of the conversion element group by driving means.
  10. 前記超音波画像生成手段はイメージング用の超音波プローブとプローブ回転制御手段を備え、前記プローブ回転制御手段は、前記照射位置設定手段によって設定される照射位置に基づいて前記超音波プローブを回転制御することを特徴とする請求項2記載の超音波照射装置。 The ultrasound image generating means comprises an ultrasonic probe and a probe rotation control means for imaging, the probe rotation control means controls the rotation of the ultrasound probe on the basis of the irradiation position set by the irradiation position setting means ultrasonic irradiation apparatus according to claim 2, wherein a.
  11. 照射計画設定手段をさらに備え、前記照射位置設定手段は、前記照射計画設定手段によって予め設定される照射軌跡に基づいて、前記変換素子群によって形成される照射位置を所定の位置に設定することを特徴とする請求項1または2記載の超音波照射装置。 Further comprising an irradiation plan setting means, the irradiation position setting means, based on the irradiation trajectory preset by the irradiation planning setting means to set an irradiation position formed by the conversion element group in position ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1 or 2, wherein.
  12. 腫瘍データ入力手段をさらに備え、前記照射計画設定手段は、前記表示手段によって表示される腫瘍画像に基づいて、前記腫瘍データ入力手段によって入力される腫瘍情報によって照射計画を設定することを特徴とする請求項11記載の超音波照射装置。 Further comprising a tumor data input means, said irradiation plan setting means, based on the tumor image displayed by said display means, and sets the irradiation plan by the tumor information inputted by the tumor data input means ultrasonic irradiation apparatus according to claim 11, wherein.
  13. 前記変換素子選択手段に用いられる前記電気音響変換素子の素子幅は17mmより小さいことを特徴とする請求項1または2記載の超音波照射装置。 The transducer element width of the electroacoustic transducer used in the selection means ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1 or 2 wherein less than 17 mm.
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