JP2006314474A - 超音波プローブ及びそれを用いたカテーテル並びにその製造方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】 体内局所における薬剤投与と、集束超音波照射による薬剤効果発現に適した、超音波プローブ及びそれを用いたカテーテル並びにその製造方法を提供する。
【解決手段】 カテーテル２の先端に配設した超音波変換子３を用いる超音波プローブ１０で、超音波変換子３が超音波照射方向に対して凹面形状を有し、超音波変換子に貫通穴１１を設ける。凹面が、曲率半径ｒを有する球面の一部であればよい。この超音波プローブによれば、凹面の焦点に超音波を集束できる。この超音波プローブを用いたカテーテルや内視鏡は、貫通穴１１から音響感受性薬剤を患部に注入して、超音波を加える音響力学療法（ＳＤＴ）を効果的に行なうことができる。
【選択図】 図６
【解決手段】 カテーテル２の先端に配設した超音波変換子３を用いる超音波プローブ１０で、超音波変換子３が超音波照射方向に対して凹面形状を有し、超音波変換子に貫通穴１１を設ける。凹面が、曲率半径ｒを有する球面の一部であればよい。この超音波プローブによれば、凹面の焦点に超音波を集束できる。この超音波プローブを用いたカテーテルや内視鏡は、貫通穴１１から音響感受性薬剤を患部に注入して、超音波を加える音響力学療法（ＳＤＴ）を効果的に行なうことができる。
【選択図】 図６
Description
本発明は、生体内局所の精密な治療や診断のために利用可能な、超音波プローブ及びそれを用いたカテーテル並びにその製造方法に関するものである。
薬剤の全身投与に代えて、カテーテルなどで体内局所の組織に直接投与する方法や、薬剤を修飾して病変部に集積する治療が開発されてきているが、病変部に局限した精密な治療には限界がある。これを克服するために、体外から超音波を集束させ、結石破砕や組織の熟凝固壊死により治療を行う集束超音波（ＨＩＦＵ）が広く行われている。さらに、体内にプローブを挿入し集束超音波治療を行うものとして、Ｆｏｃｕｓ Ｓｅｒｇｅｒｙ社のＳｏｎａｂｌａｔｅシリーズなどが市販されて、臨床に用いられている（非特許文献１参照）。この場合の超音波周波数は２〜４ＭＨｚであり、プローブ全体は外径３ｃｍ、長さ７ｃｍ程度の円筒形状である。
また、血管内の血栓溶解を促進する目的で、カテーテル先端に超音波振動子を搭載したデバイスが開発されている（非特許文献２参照）。
音響エネルギーを与えることで薬効を発揮する音響感受性薬剤を用いた音響力学療法（Ｓｏｎｏｄｙｎａｍｉｃ Ｔｈｅｒａｐｙ：ＳＤＴ）とは、音響感受性薬剤の投与後に直ちに超音波を照射し、投与した音響感受性薬剤を局所的に活性化する治療方法である。
さらに、光エネルギーと光感受性薬剤を組み合わせた光線力学的療法（ＰＤＴ）が、光ファイバーを用いて容易に光エネルギーを体内に導入できることから盛んに試みられている。しかし、光エネルギーは組織の吸収が大きく深さに対し急激に減少することから組織の深部、例えば粘膜下層や、筋層のがんには効果的に用いることができない。
これに対し、超音波は、体内の比較的深部まで到達でき、光線力学的療法に適さない上記のがんに対しても有効に治療を行える点が優れている。体内にプローブを挿入し、集束超音波治療を行なう装置は、既に前立腺がんや腎臓がんなどの治療に用いられているが、超音波エネルギーを直接利用するため、ＳＤＴの１００倍近い音響エネルギー強度（１〜２ｋＷ／ｃｍ2 ）が必要であり、さらにプローブは外径３０ｍｍ程度と大きい。
体外から超音波を照射すると、途中で反射、吸収が起こるために、精密、かつ、効果的な照射が難しい。超音波伝送路を用いて超音波を体内に導入する試みがなされている。このような超音波伝送路を用いて体外の超音波振動子のエネルギーを体内患部へ伝送する方法としては、非特許文献３及び４には、それぞれ、金属ガイドワイヤー及び光ファイバーを伝送路とするものが提案されているが、超音波伝送路が曲がりくねった先で効率的に超音波を伝送することは難しい。
J. S. Tan他, Journal of the Acoustical Society of America, Vol. 109, No. 6, pp.3055-3084, 2001
K. Tachibana 他, J. Ultrasound Med., Vol.18, pp. 529-535, 1997
G.Pau他, Ciculation, Vol. 95, pp.1360-1362, 1997
T. Moriya他, Jpn. J. Appl. Phys., Vol. 42, pp. 3262-3264, 2003
組織に投与した薬剤に、光エネルギーや音響エネルギーを与え、局所的に活性化することで、精密で副作用のない治療が可能であるが、光エネルギーを用いたＰＤＴでは組織深達度が悪く、体外から超音波を集束させ照射する音響エネルギーを用いたＳＤＴでは、途中経路の組織障害に細心の注意が必要となり、途中の反射や吸収の予測が難しく適切な集束位置と強度の実現が難しいという課題がある。
この課題の解決方法として、ＰＤＴ、ＳＤＴとも、病変部へ集積する特性を持たせた薬剤を用いることがあるが、種類と効果および集積性に限界があるという課題がある。
この課題の解決方法として、ＰＤＴ、ＳＤＴとも、病変部へ集積する特性を持たせた薬剤を用いることがあるが、種類と効果および集積性に限界があるという課題がある。
上記課題に鑑み、本発明の目的は、体内局所における薬剤投与と、集束超音波照射による薬剤効果発現に適した、超音波プローブ及びそれを用いたカテーテル並びにその製造方法を提供することを目的としている。
上記一目的を達成するため、本発明に係る超音波変換子を用いた超音波プローブは、カテーテルの先端に配設され、超音波変換子が超音波照射方向に対して凹面形状を有し、超音波変換子には貫通穴が設けられていることを特徴とする。
上記凹面は、好ましくは、曲率半径ｒを有する球面の一部である。
上記構成によれば、超音波変換子が超音波照射方向に対して凹面形状を有しているので、凹面の焦点に超音波を効率良く集束することができる。また、超音波プローブの周囲で発生する音響信号を電気信号に効率よく変換することができる。そして、超音波変換子には貫通穴を設けているので、この貫通穴を介してカテーテルから薬剤などを注入することができる。
上記凹面は、好ましくは、曲率半径ｒを有する球面の一部である。
上記構成によれば、超音波変換子が超音波照射方向に対して凹面形状を有しているので、凹面の焦点に超音波を効率良く集束することができる。また、超音波プローブの周囲で発生する音響信号を電気信号に効率よく変換することができる。そして、超音波変換子には貫通穴を設けているので、この貫通穴を介してカテーテルから薬剤などを注入することができる。
好ましくは、凹面の表面に設けられる電極は分割されており、この分割された各電極が電子スキャンされる。従って、任意の距離や方向に超音波を集束することができるので、適宜の指向性を備えた最適な超音波ビームを生成することができる。
超音波変換子は、好ましくはベース部に固定される構造を有している。従って、超音波変換子及びその配線などをベース部と共に一体化できるので、超音波プローブの小型化を図ることができる。
上記超音波変換子は、好ましくは圧電セラミックスアレイをポリマーに埋め込んだ構造である。この構成によれば、超音波変換子の小型化や多素子化を図ることができる。
好ましくは、超音波変換子の前面に音響整合層が備えられている。この音響整合層により、超音波変換子と例えば生体内との音響インピーダンスの差が補間されて整合され、生体内への超音波の送受の効率を向上することができる。
上記他の目的を達成するため、本発明のカテーテルは、カテーテルの先端に配設される超音波変換子を用いた超音波プローブを備え、超音波変換子の超音波照射方向に対して凹面形状を形成し、かつ、超音波変換子には貫通穴が設けられていることを特徴とする。
好ましくは、超音波変換子の貫通穴に接続される貫通穴は、カテーテルに配設されており、カテーテルは薬剤を注入する手段を備え、薬剤を注入する針を先端に有する細管が貫通穴に配設されている。
さらに好ましくは、カテーテルはゲルを注入する手段を備え、ゲルがカテーテルの貫通穴を介して注入される。
超音波変換子の凹面側には、好ましくはバルーンが設けられおり、バルーンに注入される液体が音響整合層となる。このバルーンは、好ましくは貫通穴に配設されている。
上記構成によれば、カテーテルの先端に設けられている超音波プローブにおいて、超音波変換子が超音波照射方向に対して凹面形状を有しているので、凹面の焦点に超音波を効率良く集束することができる。また、超音波プローブの周囲で発生する音響信号を電気信号に効率よく変換することができる。そして、超音波変換子には貫通穴を設けているので、この貫通穴を介してカテーテルから薬剤などを注入することができる。
好ましくは、超音波変換子の貫通穴に接続される貫通穴は、カテーテルに配設されており、カテーテルは薬剤を注入する手段を備え、薬剤を注入する針を先端に有する細管が貫通穴に配設されている。
さらに好ましくは、カテーテルはゲルを注入する手段を備え、ゲルがカテーテルの貫通穴を介して注入される。
超音波変換子の凹面側には、好ましくはバルーンが設けられおり、バルーンに注入される液体が音響整合層となる。このバルーンは、好ましくは貫通穴に配設されている。
上記構成によれば、カテーテルの先端に設けられている超音波プローブにおいて、超音波変換子が超音波照射方向に対して凹面形状を有しているので、凹面の焦点に超音波を効率良く集束することができる。また、超音波プローブの周囲で発生する音響信号を電気信号に効率よく変換することができる。そして、超音波変換子には貫通穴を設けているので、この貫通穴を介してカテーテルから薬剤などを注入することができる。
本発明の光音響検出カテーテルは、カテーテルの先端に配設される超音波変換子を用いた超音波プローブと、光源とを備え、超音波変換子が光源の照射方向に対して凹面形状を有し、超音波変換子には貫通穴が設けられており、光源からの光を貫通穴からカテーテルの前方へ照射し、照射光により生体組織が発生する音響を超音波変換子により検出する。光源を導光する光ファイバーは、好ましくは、貫通穴に配設されている。
上記構成によれば、カテーテルから照射した光により生体組織が発生する音響を、超音波変換子で検出する光音響検出カテーテルを提供することができる。超音波変換子が光源の照射方向に対して凹面形状を有しているので、この凹面の焦点近傍で発生する音響を感度よく検出することができる。
上記構成によれば、カテーテルから照射した光により生体組織が発生する音響を、超音波変換子で検出する光音響検出カテーテルを提供することができる。超音波変換子が光源の照射方向に対して凹面形状を有しているので、この凹面の焦点近傍で発生する音響を感度よく検出することができる。
さらに他の目的を達成するため、カテーテルの先端に配設される超音波変換子を用いた本発明に係る超音波プローブの製造方法は、圧電材料を凹面形状に形成すると共に、凹面に貫通穴を設けて超音波変換子を形成する第１の工程と、超音波変換子を固定するベース部を形成する第２の工程と、ベース部の超音波変換子を固定する面に第１の電極層を形成する第３の工程と、ベース部に超音波変換子を固定する第４の工程と、超音波変換子の凹部表面に第２の電極層を形成する第５の工程と、を含んでいることを特徴とする。
超音波変換子に再分極を施す第６の工程を備えていてもよい。また、超音波変換子に接触していない第１の電極層部分を絶縁層で被覆する工程をさらに含んでいてもよい。
上記構成によれば、超音波変換子がベース部に固定される一体構造の超音波変換子を備えた超音波プローブを製造することができる。また、凹面形状に加工した超音波変換子の再分極を行なうことで、超音波の照射エネルギーの増大やその集束特性の改善を行なうことができる。
超音波変換子に再分極を施す第６の工程を備えていてもよい。また、超音波変換子に接触していない第１の電極層部分を絶縁層で被覆する工程をさらに含んでいてもよい。
上記構成によれば、超音波変換子がベース部に固定される一体構造の超音波変換子を備えた超音波プローブを製造することができる。また、凹面形状に加工した超音波変換子の再分極を行なうことで、超音波の照射エネルギーの増大やその集束特性の改善を行なうことができる。
本発明の超音波プローブを備えた内視鏡やカテーテルを用いれば、体内の様々な場所に導入でき、ＳＤＴを効果的に行なうことができる。さらに、超音波変換子に貫通穴を設けた構造により、音響感受性薬剤を注入するための針を内蔵でき体内から局所に音響感受性薬剤を注入し、その場で精密な集束超音波照射することができ、副作用のない効果的な治療が可能となる。
本発明のカテーテルによれば、体内から直接に音響感受性薬剤を注入し、注入した場所へ直接に集束超音波を照射できることから、非常に限られた範囲のみの薬剤が活性化でき、精密で効果的な治療が可能になる。また、従来のＰＤＴ、ＳＤＴでは、１回で必ずしも十分量の投与と活性化ができないという問題があったが、本発明の構成によれば繰り返しの投与と照射も可能である。
さらに、ＤＮＡプラスミドを注入することにより、臨床上問題が指摘されているウイルスベクターを用いずに、超音波による細胞膜透過性亢進を利用した体内局所の高効率遺伝子導入が実現できる。将来的には振動子の素子数を増やしイメージングも同時に行えるデバイスが期待できる。
さらに、ＤＮＡプラスミドを注入することにより、臨床上問題が指摘されているウイルスベクターを用いずに、超音波による細胞膜透過性亢進を利用した体内局所の高効率遺伝子導入が実現できる。将来的には振動子の素子数を増やしイメージングも同時に行えるデバイスが期待できる。
以下、図面に示した実施形態に基づいて、この発明を詳細に説明する。各図において同一又は対応する部材には同一符号を用いる。
最初に、本発明の超音波プローブの一実施形態について図１及び図２を参照して説明する。
図１において、超音波プローブ１は、中空円筒状のカテーテル２の先端部に搭載されている。この超音波プローブ１は、図１に示すように、超音波変換子３と図示しない電極とから構成されている。超音波変換子３は、超音波トランスデューサーとも呼ばれている素子であり、電気信号を超音波に変換、あるいは、逆に、超音波を電気信号に変換する素子である。超音波変換子３は、圧電材料からなっている。この圧電材料としては、例えば、ジルコン酸チタン酸鉛（ＰＺＴ）やＰＺＮ−ＰＴ（（１−ｘ）Ｐｂ（Ｚｎ1/3 Ｎｂ2/3 ）Ｏ3 −ｘＰｂＴｉＯ3 ）を用いることができる。
カテーテル２自体は公知の構成であってよく、例えばポリウレタン，シリコーン等の生体適合性を有する材料から構成されている。
最初に、本発明の超音波プローブの一実施形態について図１及び図２を参照して説明する。
図１において、超音波プローブ１は、中空円筒状のカテーテル２の先端部に搭載されている。この超音波プローブ１は、図１に示すように、超音波変換子３と図示しない電極とから構成されている。超音波変換子３は、超音波トランスデューサーとも呼ばれている素子であり、電気信号を超音波に変換、あるいは、逆に、超音波を電気信号に変換する素子である。超音波変換子３は、圧電材料からなっている。この圧電材料としては、例えば、ジルコン酸チタン酸鉛（ＰＺＴ）やＰＺＮ−ＰＴ（（１−ｘ）Ｐｂ（Ｚｎ1/3 Ｎｂ2/3 ）Ｏ3 −ｘＰｂＴｉＯ3 ）を用いることができる。
カテーテル２自体は公知の構成であってよく、例えばポリウレタン，シリコーン等の生体適合性を有する材料から構成されている。
図１のＡ−Ａ線で破断した図２の拡大断面で示すように、上記超音波変換子３は、カテーテルの外部４側に凹面となる形状を有し、その中心部に貫通穴３Ｄを有している。この凹面形状は、例えば、図示するように半径ｒの曲率半径を有する球面の一部で構成することができる。超音波変換子３の両面（上面及び下面）３Ａ，３Ｂには、それぞれ電極が形成されており、図示しない配線によりカテーテル２の内部を通ってカテーテル２の外部に引き出され、超音波変換子３を駆動する超音波駆動源に接続されている。この超音波は、２０ｋＨｚを越える周波数とすることができる。
図３は音響整合層を備えた超音波変換子の拡大断面を示す図である。音響整合層５は、超音波変換子３の凹面上に形成されていて、例えばポリイミド等のポリマーから構成することができる。この音響整合層５の厚さは、例えば約５０μｍ程度に選定されている。この音響整合層１２により、超音波変換子３と生体内の血液や組織との音響インピーダンスの差が補間され、体内への超音波の送受の効率を向上させるようになっている。
図４は本発明の超音波プローブ１の動作を模式的に説明する斜視図である。図４において、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直に配設した超音波変換子３から照射される超音波６は、照射される方向が凹面形状を有しているので、焦点７に集束する。中心軸２Ａにおいて、超音波変換子から焦点７までの距離が焦点距離Ｌとなる。図２のように、超音波変換子３の凹面形状が半径ｒの曲率半径を有している場合には、焦点距離Ｌは、曲率半径ｒとなる。
さらに、超音波変換子３は、可逆的な作用、即ち、音を電気信号に変換することができる。したがって、超音波変換子３の周囲で発生する音響を電気信号に変換することができる。特に、超音波変換子３の焦点近傍で発生する音響を感度良く検知することができる。
さらに、超音波変換子３は、可逆的な作用、即ち、音を電気信号に変換することができる。したがって、超音波変換子３の周囲で発生する音響を電気信号に変換することができる。特に、超音波変換子３の焦点近傍で発生する音響を感度良く検知することができる。
超音波プローブ１の照射方向は、超音波変換子３のカテーテル２への配設位置により変更することができる。
図５は、本発明の超音波プローブ１において、超音波の照射方向に角度をもたせた場合の動作を模式的に説明する斜視図である。図５において、超音波変換子３は、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直方向から傾けて配設している。このため、超音波変換子３から照射される超音波を、カテーテルの中心軸２Ａから角度θの方向とすることができる。この照射方向は、超音波変換子３の凹面の中心軸方向３Ｃであり、焦点７に集束する。中心軸方向３Ｃにおいて、超音波変換子３から焦点７までの距離が焦点距離Ｌとなる。
図５は、本発明の超音波プローブ１において、超音波の照射方向に角度をもたせた場合の動作を模式的に説明する斜視図である。図５において、超音波変換子３は、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直方向から傾けて配設している。このため、超音波変換子３から照射される超音波を、カテーテルの中心軸２Ａから角度θの方向とすることができる。この照射方向は、超音波変換子３の凹面の中心軸方向３Ｃであり、焦点７に集束する。中心軸方向３Ｃにおいて、超音波変換子３から焦点７までの距離が焦点距離Ｌとなる。
次に、本発明の超音波プローブを有するカテーテルの第１の実施の形態について説明する。
図６は本発明のカテーテル２の構造を模式的に示すもので、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は断面図である。図６（Ａ）に示すように、本発明のカテーテル２においては、超音波プローブ１０の超音波変換子の開口部３Ｄは、カテーテル２の貫通穴１１と接続される構造を有している。図６（Ｂ）は図６（Ａ）のＡ−Ａ断面図であり、超音波変換子３の中心や偏心した位置に貫通穴３Ｄが設けられており、超音波変換子３が、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直方向に配設されている。
この超音波プローブ１０を用いたカテーテル２によれば、超音波変換子３が取り付けられていないカテーテル２の後端から、貫通穴１１を介して液体などを超音波変換子３の照射方向へ注入することができる。この場合、貫通穴１１の中に、可撓性を有するチューブを挿通して、液体などを注入してもよい。
図６は本発明のカテーテル２の構造を模式的に示すもので、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は断面図である。図６（Ａ）に示すように、本発明のカテーテル２においては、超音波プローブ１０の超音波変換子の開口部３Ｄは、カテーテル２の貫通穴１１と接続される構造を有している。図６（Ｂ）は図６（Ａ）のＡ−Ａ断面図であり、超音波変換子３の中心や偏心した位置に貫通穴３Ｄが設けられており、超音波変換子３が、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直方向に配設されている。
この超音波プローブ１０を用いたカテーテル２によれば、超音波変換子３が取り付けられていないカテーテル２の後端から、貫通穴１１を介して液体などを超音波変換子３の照射方向へ注入することができる。この場合、貫通穴１１の中に、可撓性を有するチューブを挿通して、液体などを注入してもよい。
次に、本発明の超音波プローブを有するカテーテルを音響力学療法（以下、適宜ＳＤＴと呼ぶ）に適用する場合について説明する。
図７（Ａ）〜（Ｄ）は、本発明のカテーテル２を用いたＳＤＴを説明する模式的な断面図であり、（Ａ）は患部へ超音波プローブ１０を挿入した状態を、（Ｂ）は音響感受性薬剤を患部へ注入する状態を、（Ｃ）は注入した音響感受性薬剤に超音波を照射する状態、（Ｄ）は術後の患部、をそれぞれ示している。
最初に、がんなどの患部１２の近傍までカテーテル２を挿入する（図７（Ａ）参照）。１３は患部１２周囲の正常な組織を示している。
次に、カテーテル２の後端から貫通穴１１を介して、先端に針や注射針１４を有する細管や可撓管１５を挿通し、患部１２に音響感受性薬剤１６を注入する（図７（Ｂ）参照）。音響感受性薬剤１６などの薬剤の注入手段としては、注射シリンジなどを用いることができる。
音響感受性薬剤１６の注入を終了したら、可撓管１５をカテーテル２から引き出し、直ちに超音波変換子３から超音波６を照射し、投与した音響感受性薬剤１６を局所的に活性化する（図７（Ｃ）参照）。これにより、患部１２がＳＤＴにより治癒される（図７（Ｄ）参照）。
超音波の周波数は、例えば０．０３〜２５ＭＨｚ程度を使用し、その照射エネルギーは０．２５〜４００Ｗ／ｃｍ2 程度とすればよい。
図７（Ａ）〜（Ｄ）は、本発明のカテーテル２を用いたＳＤＴを説明する模式的な断面図であり、（Ａ）は患部へ超音波プローブ１０を挿入した状態を、（Ｂ）は音響感受性薬剤を患部へ注入する状態を、（Ｃ）は注入した音響感受性薬剤に超音波を照射する状態、（Ｄ）は術後の患部、をそれぞれ示している。
最初に、がんなどの患部１２の近傍までカテーテル２を挿入する（図７（Ａ）参照）。１３は患部１２周囲の正常な組織を示している。
次に、カテーテル２の後端から貫通穴１１を介して、先端に針や注射針１４を有する細管や可撓管１５を挿通し、患部１２に音響感受性薬剤１６を注入する（図７（Ｂ）参照）。音響感受性薬剤１６などの薬剤の注入手段としては、注射シリンジなどを用いることができる。
音響感受性薬剤１６の注入を終了したら、可撓管１５をカテーテル２から引き出し、直ちに超音波変換子３から超音波６を照射し、投与した音響感受性薬剤１６を局所的に活性化する（図７（Ｃ）参照）。これにより、患部１２がＳＤＴにより治癒される（図７（Ｄ）参照）。
超音波の周波数は、例えば０．０３〜２５ＭＨｚ程度を使用し、その照射エネルギーは０．２５〜４００Ｗ／ｃｍ2 程度とすればよい。
次に、本発明の超音波プローブを有するカテーテルの変形例について説明する。
図８は、本発明のカテーテル２０の構造を模式的に示し、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は断面図である。図８に示す本発明のカテーテル２０が、図６に示すカテーテル２と異なるのは、その断面Ｂ−Ｂに示すように、超音波変換子３が、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直方向から角度を持たせて配設されている点である。他の構成は、同じであるので説明は省略する。
図８は、本発明のカテーテル２０の構造を模式的に示し、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は断面図である。図８に示す本発明のカテーテル２０が、図６に示すカテーテル２と異なるのは、その断面Ｂ−Ｂに示すように、超音波変換子３が、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直方向から角度を持たせて配設されている点である。他の構成は、同じであるので説明は省略する。
図９（Ａ）〜（Ｄ）は、本発明のカテーテル２０を用いたＳＤＴを説明する模式的な断面図であり、（Ａ）は患部へ超音波プローブ２０を挿入する状態、（Ｂ）は音響感受性薬剤を患部に注入する状態、（Ｃ）は患部に超音波を照射する状態、（Ｄ）は術後の患部を示している。
本発明のカテーテル２０によれば、超音波変換子３がカテーテルの中心軸に対して垂直方向から角度を持たせて配設されているので、超音波変換子３の前方斜め方向にある患部へＳＤＴを施すことができる。他の構成は、図７と同じであるので説明は省略する。
本発明のカテーテル２０によれば、超音波変換子３がカテーテルの中心軸に対して垂直方向から角度を持たせて配設されているので、超音波変換子３の前方斜め方向にある患部へＳＤＴを施すことができる。他の構成は、図７と同じであるので説明は省略する。
次に、本発明の超音波プローブを有するカテーテルの第２の実施形態について、図１０〜１３を用いて説明する。
図１０は、本発明の超音波プローブ１０とバルーン部２３とを備えたカテーテル２２の構造を模式的に示す図であり、（Ａ）はバルーン部２３の斜視図、（Ｂ）はカテーテル２２の断面図、（Ｃ）はカテーテル２２の使用状態を示す断面図である。
図１０（Ａ）に示すように、本発明のカテーテルのバルーン部２３は、可撓管２４の先端部にシリコーンゴムなどからなるバルーン２５と、このバルーン２５を可撓管２４に固定するための固定手段２６から構成されている。この固定手段２６は、ワイヤーや帯などを用いることができる。このバルーン部２３は、カテーテル２２の貫通穴１１に挿通される（図１０（Ｂ）参照）。
図１０（Ｃ）に示すように、バルーン部２３は、可撓管２４に水や生理食塩水などの液体２７が注入されるとバルーン２５が膨張する。このため、超音波変換子３と、患部１２との間の空気が排除されて、超音波変換子３と患部１２とが、バルーン２５中の液体２７を介して接触するようになる。この状態で超音波変換子３から超音波６を照射すると、液体２７が音響整合層となり、超音波６を患部１２に効率良く伝送することができる。
このカテーテル２２によれば、バルーン部２３を有しているので、超音波変換子３から照射される超音波６を患部１２に効率良く集束できる。
図１０は、本発明の超音波プローブ１０とバルーン部２３とを備えたカテーテル２２の構造を模式的に示す図であり、（Ａ）はバルーン部２３の斜視図、（Ｂ）はカテーテル２２の断面図、（Ｃ）はカテーテル２２の使用状態を示す断面図である。
図１０（Ａ）に示すように、本発明のカテーテルのバルーン部２３は、可撓管２４の先端部にシリコーンゴムなどからなるバルーン２５と、このバルーン２５を可撓管２４に固定するための固定手段２６から構成されている。この固定手段２６は、ワイヤーや帯などを用いることができる。このバルーン部２３は、カテーテル２２の貫通穴１１に挿通される（図１０（Ｂ）参照）。
図１０（Ｃ）に示すように、バルーン部２３は、可撓管２４に水や生理食塩水などの液体２７が注入されるとバルーン２５が膨張する。このため、超音波変換子３と、患部１２との間の空気が排除されて、超音波変換子３と患部１２とが、バルーン２５中の液体２７を介して接触するようになる。この状態で超音波変換子３から超音波６を照射すると、液体２７が音響整合層となり、超音波６を患部１２に効率良く伝送することができる。
このカテーテル２２によれば、バルーン部２３を有しているので、超音波変換子３から照射される超音波６を患部１２に効率良く集束できる。
次に、本発明の超音波プローブを有するカテーテルの第２の実施形態の変形例について説明する。
図１１は、本発明の超音波プローブとバルーンの変形例とを備えたカテーテル２２Ａの構造を模式的に示す図で、（Ａ）がカテーテル２２Ａの斜視図、（Ｂ）がカテーテル２２Ａの断面図、（Ｃ）がカテーテル２２Ａの使用状態を示す断面図である。
図１１（Ａ）に示すように、本発明のカテーテル２２Ａは、その先端にバルーン部２５と、バルーン部２５に液体を注入するためのチューブ２８とを有している。バルーン部２５の先端部は、カテーテル２２Ａの外面及び貫通穴１１に固定するための固定手段２６，２６Ａを備えている。図示の場合には、バルーン部２５が、カテーテル２２Ａの外面においてはワイヤー２６で固定され、貫通穴１１に対してはリング２６Ａで固定されている（図１１（Ｂ）参照）。
図１１（Ｃ）に示すように、バルーン部２５に接続されているチューブ２８に水や生理食塩水などの液体２７が注入されると、バルーン部２５の先端が膨張する。このため、超音波変換子３と、患部１２との間の空気が排除されて、超音波変換子３と患部１２とが、バルーン中の液体２７を介して接触する。この状態で超音波変換子３から超音波６を照射すると、液体２７が音響整合層となり、超音波６を患部１２に効率良く伝送することができる。
図１１は、本発明の超音波プローブとバルーンの変形例とを備えたカテーテル２２Ａの構造を模式的に示す図で、（Ａ）がカテーテル２２Ａの斜視図、（Ｂ）がカテーテル２２Ａの断面図、（Ｃ）がカテーテル２２Ａの使用状態を示す断面図である。
図１１（Ａ）に示すように、本発明のカテーテル２２Ａは、その先端にバルーン部２５と、バルーン部２５に液体を注入するためのチューブ２８とを有している。バルーン部２５の先端部は、カテーテル２２Ａの外面及び貫通穴１１に固定するための固定手段２６，２６Ａを備えている。図示の場合には、バルーン部２５が、カテーテル２２Ａの外面においてはワイヤー２６で固定され、貫通穴１１に対してはリング２６Ａで固定されている（図１１（Ｂ）参照）。
図１１（Ｃ）に示すように、バルーン部２５に接続されているチューブ２８に水や生理食塩水などの液体２７が注入されると、バルーン部２５の先端が膨張する。このため、超音波変換子３と、患部１２との間の空気が排除されて、超音波変換子３と患部１２とが、バルーン中の液体２７を介して接触する。この状態で超音波変換子３から超音波６を照射すると、液体２７が音響整合層となり、超音波６を患部１２に効率良く伝送することができる。
次に、本発明の超音波プローブを有するカテーテルの第２の実施形態のさらに別の変形例について説明する。
図１２は、本発明の超音波プローブとバルーンの別の変形例とを備えたカテーテル２２Ｂの構造を模式的に示す図であり、（Ａ）はカテーテル２２Ｂの斜視図、（Ｂ）はカテーテル２２Ｂの断面図、（Ｃ）はカテーテル２２Ｂの使用状態を示す断面図である。
図１２（Ａ）に示すように、本発明のカテーテル２２Ｂは、その先端にバルーン部２５と、バルーン部２５に液体を注入するための貫通穴２９と、を有している。この液体注入用の貫通穴２９は、超音波変換子３の中心付近に設けた貫通穴３Ｄとは異なる位置に配設している。
バルーン部２５の先端部には、図１１のカテーテル２２Ａと同様に、外面及び貫通穴に固定するため固定手段２６，２６Ａが備えられている（図１２（Ｂ）参照）。図示しないが、バルーン部２５に接続されている液体注入用の貫通穴チューブ２９に水や生理食塩水などの液体が注入されると、バルーン部２５の先端が膨張して超音波変換子３と患部１２とがバルーン中の液体２７を介して接触する。これにより、カテーテル２２，２２Ａと同様に液体が音響整合層となって超音波を患部に効率良く伝送することができる。
図１２は、本発明の超音波プローブとバルーンの別の変形例とを備えたカテーテル２２Ｂの構造を模式的に示す図であり、（Ａ）はカテーテル２２Ｂの斜視図、（Ｂ）はカテーテル２２Ｂの断面図、（Ｃ）はカテーテル２２Ｂの使用状態を示す断面図である。
図１２（Ａ）に示すように、本発明のカテーテル２２Ｂは、その先端にバルーン部２５と、バルーン部２５に液体を注入するための貫通穴２９と、を有している。この液体注入用の貫通穴２９は、超音波変換子３の中心付近に設けた貫通穴３Ｄとは異なる位置に配設している。
バルーン部２５の先端部には、図１１のカテーテル２２Ａと同様に、外面及び貫通穴に固定するため固定手段２６，２６Ａが備えられている（図１２（Ｂ）参照）。図示しないが、バルーン部２５に接続されている液体注入用の貫通穴チューブ２９に水や生理食塩水などの液体が注入されると、バルーン部２５の先端が膨張して超音波変換子３と患部１２とがバルーン中の液体２７を介して接触する。これにより、カテーテル２２，２２Ａと同様に液体が音響整合層となって超音波を患部に効率良く伝送することができる。
上記カテーテル２２，２２Ａ，２２Ｂによれば、バルーン部２３，２５を有しているので、超音波変換子３から照射される超音波６を患部１２に効率良く集束できる。
上記カテーテルにおいては、液体を音響整合層として用いたが、液体の代わりにゲルを用いてもよい。
図１３は、本発明の超音波プローブを有するカテーテル２２Ｃの第３の実施形態を示す模式的な断面図である。図１３に示すように、音響整合層となるゲル３０は、貫通穴１１を介して超音波変換子３と患部１２の間に注入することができる。この場合、カテーテル２２Ｃは、ゲル３０を注入する手段を備えている。このような注入手段としては、注射シリンジを用いることができる。
カテーテル２２Ｃによれば、上記のバルーン部２３，２５を備えたカテーテル２２，２２Ａ，２２Ｂと同様に、超音波６を患部１２に効率良く伝送することができる。このようなゲル３０としては、高分子ポリマーに蒸留水を加えて、滅菌処理したゲルを用いることができる。
図１３は、本発明の超音波プローブを有するカテーテル２２Ｃの第３の実施形態を示す模式的な断面図である。図１３に示すように、音響整合層となるゲル３０は、貫通穴１１を介して超音波変換子３と患部１２の間に注入することができる。この場合、カテーテル２２Ｃは、ゲル３０を注入する手段を備えている。このような注入手段としては、注射シリンジを用いることができる。
カテーテル２２Ｃによれば、上記のバルーン部２３，２５を備えたカテーテル２２，２２Ａ，２２Ｂと同様に、超音波６を患部１２に効率良く伝送することができる。このようなゲル３０としては、高分子ポリマーに蒸留水を加えて、滅菌処理したゲルを用いることができる。
本発明の超音波プローブ１，１０は、その外径をおおよそ数ｍｍ以下とできるので、体内の患部に局所的に超音波を照射できる。この超音波プローブ１，１０に用いる超音波変換子３が患部１２に対して凹面形状を有しているので、患部１２に効率よく超音波エネルギーを集束させることができる。
本発明の超音波プローブ１，１０を用いたカテーテル２２，２２Ａ，２２Ｂ，２３Ｃによれば、患部１２の直近まで接近してＳＤＴを施すことができる。このため、体外から超音波を集束させて治療を行う集束超音波（ＨＩＦＵ）の場合よりも、超音波が伝播する正常組織が減少し、さらに、患部１２の正確な位置へ最適な強度の超音波を照射でき、正常な組織１３へ超音波が照射されないので、患者の負担がなくなる。また、ＨＩＦＵよりも小さい超音波エネルギーで済むので、超音波駆動源を小型化でき、超音波プローブの小型化や低コスト化が図れる。
本発明の超音波プローブ１，１０を用いたカテーテル２２，２２Ａ，２２Ｂ，２３Ｃによれば、患部１２の直近まで接近してＳＤＴを施すことができる。このため、体外から超音波を集束させて治療を行う集束超音波（ＨＩＦＵ）の場合よりも、超音波が伝播する正常組織が減少し、さらに、患部１２の正確な位置へ最適な強度の超音波を照射でき、正常な組織１３へ超音波が照射されないので、患者の負担がなくなる。また、ＨＩＦＵよりも小さい超音波エネルギーで済むので、超音波駆動源を小型化でき、超音波プローブの小型化や低コスト化が図れる。
さらに、超音波変換子に貫通穴を設けた構造により、音響感受性薬剤を注入するための針を内蔵でき、体内から局所にある患部へ音響感受性薬剤を注入し、その場で精密な集束超音波照射することができ、副作用のない効果的な治療が可能となる。
本発明のカテーテルでは、体内から直接に音響感受性薬剤を注入し、注入した場所へ直接に集束超音波を照射できることから、非常に限られた範囲のみの薬剤が活性化でき、精密で効果的な治療が可能になる。また、従来のＰＤＴ、ＳＤＴでは、1 回で必ずしも十分な量の投与と活性化ができないという問題があったが、本発明の構成によれば繰り返しの投与と照射も可能である。
さらに、ＤＮＡプラスミドを注入することにより、臨床上問題が指摘されているウイルスベクターを用いることなく、超音波による細胞膜透過性亢進を利用した体内局所の高効率遺伝子導入を実現することができる。
さらに、ＤＮＡプラスミドを注入することにより、臨床上問題が指摘されているウイルスベクターを用いることなく、超音波による細胞膜透過性亢進を利用した体内局所の高効率遺伝子導入を実現することができる。
次に、本発明の超音波プローブを有するカテーテルの第３の実施の形態について説明する。
図１４は、本発明の超音波プローブを有するカテーテルの第３の実施形態を模式的に示し、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は（Ａ）のＣ−Ｃ線に沿う断面図である。
図１４（Ａ）に示すように、本発明のカテーテル３５では、超音波変換子３に開口部３Ｄを設け、この開口部がカテーテル２の貫通穴１１と接続される点は、図８に示すカテーテル２０と同じであるが、貫通穴１１からカテーテルの外側へ光３６を照射できる構成を有している。光３６は、例えば、光ファイバーを用いて、カテーテル２の先端から光を照射することができる。この光源を導光する光ファイバーは貫通穴１１に配設すればよい。この場合、カテーテルの基端側に半導体レーザなどの光源を配置し、光ファイバーをカテーテルの貫通穴１１に挿通して照射すればよい。
図１４は、本発明の超音波プローブを有するカテーテルの第３の実施形態を模式的に示し、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は（Ａ）のＣ−Ｃ線に沿う断面図である。
図１４（Ａ）に示すように、本発明のカテーテル３５では、超音波変換子３に開口部３Ｄを設け、この開口部がカテーテル２の貫通穴１１と接続される点は、図８に示すカテーテル２０と同じであるが、貫通穴１１からカテーテルの外側へ光３６を照射できる構成を有している。光３６は、例えば、光ファイバーを用いて、カテーテル２の先端から光を照射することができる。この光源を導光する光ファイバーは貫通穴１１に配設すればよい。この場合、カテーテルの基端側に半導体レーザなどの光源を配置し、光ファイバーをカテーテルの貫通穴１１に挿通して照射すればよい。
図１５は本発明のカテーテル３５による光音響検出を説明する模式的な断面図である。図１５において、カテーテル３５から光３６が照射される場合、超音波変換子３の焦点７に相当する位置に生体組織があるとする。この生体組織に光３６が照射されるとその温度が上昇し、生体組織が膨張する。そして、光３６の照射が止まると生体組織が収縮する。この生体組織が膨張したり収縮したりするときに音響３７が発生する。この音響３７は、超音波変換子３の圧電効果により、電気信号として検出することができる。さらに、超音波変換子３の生体組織側が凹面形状であるので、焦点７の近傍で発生する音響を感度良く検知することができる。これにより、本発明のカテーテル３５は光音響検出カテーテルとして動作する。
上記のカテーテル３５の超音波プローブは、図６に示す超音波プローブ１０と置き換えてもよい。
図１６は、本発明の超音波プローブ１０を備えたカテーテル３５Ａによる光音響検出を説明する模式的な断面図である。図１５と異なるのは、その断面Ｂ−Ｂに示すように、超音波変換子３が、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直方向に配設されている点であり、カテーテルの中心軸方向に光を照射することができる。他の構成は、同じであるので説明は省略する。
図１６は、本発明の超音波プローブ１０を備えたカテーテル３５Ａによる光音響検出を説明する模式的な断面図である。図１５と異なるのは、その断面Ｂ−Ｂに示すように、超音波変換子３が、カテーテルの中心軸２Ａに対して垂直方向に配設されている点であり、カテーテルの中心軸方向に光を照射することができる。他の構成は、同じであるので説明は省略する。
次に、本発明の上記超音波プローブに使用する超音波変換子部の実施形態について、さらに詳しく説明する。
図１７は、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部の第１の実施形態の構造を示す概略断面図である。図１７に示すように、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部４０は、ベース部４１上に被覆された第１の電極層４２と、ベース部４１の上部の第１の電極層４２に導電性接着剤などにより固定される超音波変換子３と、第１の電極層４２に被覆される絶縁層４３と、この絶縁層４３及び超音波変換子３の凹面部に形成される第２の電極層４４を含んで構成される。
図１７は、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部の第１の実施形態の構造を示す概略断面図である。図１７に示すように、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部４０は、ベース部４１上に被覆された第１の電極層４２と、ベース部４１の上部の第１の電極層４２に導電性接着剤などにより固定される超音波変換子３と、第１の電極層４２に被覆される絶縁層４３と、この絶縁層４３及び超音波変換子３の凹面部に形成される第２の電極層４４を含んで構成される。
ベース部４１は、高分子からなる絶縁体でなり、例えば、ポリエステルなどを用いることができる。ベース部４１の上部は、超音波変換子３の下部の形状に合わせ、その凸面部が密着するような形状に加工されている。
絶縁層４３は、第１及び第２の電極層４２，４４を絶縁するための絶縁膜であり、各種絶縁材料を用いることができる。
電極層４２，４４の下部には、さらに、配線４５，４６が接続される。超音波変換子４０からなる超音波プローブ４０がカテーテル２などに組み込まれる場合には、この配線は、カテーテル２内を通ってカテーテル基端部に引き出されて、超音波変換子の駆動電源に接続される。
本発明の超音波変換子部４０によれば、第１及び第２の電極層４２，４４及び絶縁層４３は、ベース部４１と一体となって構成されているので、小型化を図ることができる。
次に、このような超音波変換子部４０の製造方法について説明する。
最初に、超音波変換子部４０に用いる超音波変換子３の製造方法について、図１８の概略断面図を参照して説明する。
最初に、バルクの圧電材料４８を、所定の外径と、最終厚さよりも若干厚めの寸法を有する円板に成形加工を行なう（図１８（Ａ）参照）。
次に、高速のμｍオーダーの加工精度を有するフライス盤を使用して、圧電材料４８の表面側に凹面加工を行なう（図１８（Ｂ）参照）。
続いて、圧電材料４８の表面側において、凹面の中心に所定の寸法の穴を開け、貫通穴３Ｄの加工を行なう（図１８（Ｃ）参照）。
最後に、圧電材料４８の凹面加工した面とは反対側の面に凸面加工を施す（図１８（Ｄ）参照）。このようにして、凹面３Ｂ、凸面部３Ａ及び貫通穴３Ｄの加工を行ない、所定の寸法の超音波変換子３を製作することができる。
最初に、超音波変換子部４０に用いる超音波変換子３の製造方法について、図１８の概略断面図を参照して説明する。
最初に、バルクの圧電材料４８を、所定の外径と、最終厚さよりも若干厚めの寸法を有する円板に成形加工を行なう（図１８（Ａ）参照）。
次に、高速のμｍオーダーの加工精度を有するフライス盤を使用して、圧電材料４８の表面側に凹面加工を行なう（図１８（Ｂ）参照）。
続いて、圧電材料４８の表面側において、凹面の中心に所定の寸法の穴を開け、貫通穴３Ｄの加工を行なう（図１８（Ｃ）参照）。
最後に、圧電材料４８の凹面加工した面とは反対側の面に凸面加工を施す（図１８（Ｄ）参照）。このようにして、凹面３Ｂ、凸面部３Ａ及び貫通穴３Ｄの加工を行ない、所定の寸法の超音波変換子３を製作することができる。
上記のように製造した超音波変換子３を用いた超音波変換子部４０の製造方法について説明する。
この超音波変換子部４０は、基本的には、圧電材料を凹面形状に形成し、かつ、この凹面に貫通穴を設けて超音波変換子を形成する第１の工程と、超音波変換子を固定するベース部を形成する第２の工程と、ベース部の超音波変換子を固定する面に第１の電極層を形成する第３の工程と、ベース部に上記超音波変換子を固定する第４の工程と、超音波変換子の凹部表面に第２の電極層を形成する第５の工程とで製造され、好ましくは、超音波変換子に再分極を施す第６の工程を備える。また、第１の電極層が超音波変換子に接触していない部分が存在すれば、絶縁層で被覆する工程をさらに含む。
具体的には、下記の手順で製造する。
最初に、ベース部となる絶縁体４１を、その上部に超音波変換子３を載置できるような形状に成形加工する。例えば、円柱状に成形した後で、その上部を成形加工して形成することができる。大量に製作する場合には、型を用いて高分子ポリマーの射出成形法により成形してもよい。
この超音波変換子部４０は、基本的には、圧電材料を凹面形状に形成し、かつ、この凹面に貫通穴を設けて超音波変換子を形成する第１の工程と、超音波変換子を固定するベース部を形成する第２の工程と、ベース部の超音波変換子を固定する面に第１の電極層を形成する第３の工程と、ベース部に上記超音波変換子を固定する第４の工程と、超音波変換子の凹部表面に第２の電極層を形成する第５の工程とで製造され、好ましくは、超音波変換子に再分極を施す第６の工程を備える。また、第１の電極層が超音波変換子に接触していない部分が存在すれば、絶縁層で被覆する工程をさらに含む。
具体的には、下記の手順で製造する。
最初に、ベース部となる絶縁体４１を、その上部に超音波変換子３を載置できるような形状に成形加工する。例えば、円柱状に成形した後で、その上部を成形加工して形成することができる。大量に製作する場合には、型を用いて高分子ポリマーの射出成形法により成形してもよい。
ベース部４１の底面以外の表面に第１の電極層４２となる材料を所定の厚さに堆積し、第１の電極層４２の下部に配線４５を接続する。第１の電極層４２は、蒸着法やメッキ法などで堆積することができる。
そして、ベース部４１上部に、超音波変換子の下部３Ａ側の面を、導電性接着剤などにより固定する。
ベース部４１の底面及び超音波変換子３の凹面部３Ａ以外の領域に絶縁層４３を所定の厚さで被覆する。この工程で、ベース部４１上に形成される第１の電極層４２のうち、超音波変換子３の凹面部３Ａに接触している部分以外を絶縁層４３で被覆する。
ベース部４１を被覆する絶縁層４３と、超音波変換子の凹面部３Ｂとに第２の電極層４４となる材料を所定の厚さに堆積し、第２の電極層４４の下部に配線４６を接続する。第２の電極層４４は、蒸着法やメッキ法などで堆積することができる。
最後に、上記超音波変換子部４０に所定直流電圧を所定時間印加して、再分極を行なうことが好ましい。これは、バルクの圧電材料から超音波変換子３の形状に成形した場合には、その形状に応じた最適化された分極分布には、必ずしもなっていないからである。
以上で、超音波変換子部４０が作製され得る。この超音波変換子部４０は、超音波変換子３とその電極が一体となるように形成されているので、上記超音波プローブ１，１０の何れにも適用できる。
以上で、超音波変換子部４０が作製され得る。この超音波変換子部４０は、超音波変換子３とその電極が一体となるように形成されているので、上記超音波プローブ１，１０の何れにも適用できる。
次に、本発明の上記超音波プローブに使用する超音波変換子の第２の実施形態について説明する。
図１９は、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部の第２の実施形態の構造を模式的に示す（Ａ）断面図と、（Ｂ）超音波変換子部の電極配置を示す平面図である。図１９に示す超音波変換子部５０が、超音波変換子部４０と異なるのは、その下面５０Ｂの凹状面に、同心円状の電極５１が形成されている点である。図示の場合には、超音波変換子部の下面５０Ｂを５分割し、電極５１Ａ〜５１Ｅを形成しているが、この電極数は所定の数に設定することができる。また、超音波変換子部５０の上面５０Ａには、全面に電極が形成され共通電極となっている。超音波変換子部５０においては、超音波変換子の電極５１Ａ〜５１Ｅが、それぞれ、独立して超音波駆動源により駆動される、所謂電子スキャン方式の駆動をすることができる。この超音波変換子部５０によれば、任意の距離に超音波を集束することができる。したがって、適宜の指向性を備えた最適な超音波ビームを生成することができる。
図１９は、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部の第２の実施形態の構造を模式的に示す（Ａ）断面図と、（Ｂ）超音波変換子部の電極配置を示す平面図である。図１９に示す超音波変換子部５０が、超音波変換子部４０と異なるのは、その下面５０Ｂの凹状面に、同心円状の電極５１が形成されている点である。図示の場合には、超音波変換子部の下面５０Ｂを５分割し、電極５１Ａ〜５１Ｅを形成しているが、この電極数は所定の数に設定することができる。また、超音波変換子部５０の上面５０Ａには、全面に電極が形成され共通電極となっている。超音波変換子部５０においては、超音波変換子の電極５１Ａ〜５１Ｅが、それぞれ、独立して超音波駆動源により駆動される、所謂電子スキャン方式の駆動をすることができる。この超音波変換子部５０によれば、任意の距離に超音波を集束することができる。したがって、適宜の指向性を備えた最適な超音波ビームを生成することができる。
本発明の上記超音波プローブに使用する超音波変換子部の第３の実施形態について説明する。
図２０及び図２１は、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部の第３の実施形態の構造を模式的に示し、（Ａ）は断面図、（Ｂ）は超音波変換子部の電極配置を示す平面図である。
図２０に示す超音波変換子部５５が、超音波変換子部５０と異なるのは、その下面５５Ｂの凹状面を同心円状に分割し、さらに放射状に分割した電極５６を形成した点にある。図示の場合には、超音波変換子の下面５５Ｂを５分割し、内側から２つの同心円を８分割し、内側から３つ目の同心円を１６分割し、内側から４つ目及び５つ目の同心円を３２分割した場合を示している。
図２０及び図２１は、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部の第３の実施形態の構造を模式的に示し、（Ａ）は断面図、（Ｂ）は超音波変換子部の電極配置を示す平面図である。
図２０に示す超音波変換子部５５が、超音波変換子部５０と異なるのは、その下面５５Ｂの凹状面を同心円状に分割し、さらに放射状に分割した電極５６を形成した点にある。図示の場合には、超音波変換子の下面５５Ｂを５分割し、内側から２つの同心円を８分割し、内側から３つ目の同心円を１６分割し、内側から４つ目及び５つ目の同心円を３２分割した場合を示している。
図２１に示す超音波変換子部５８が、超音波変換子部５５と異なるのは、その下面５８Ｂの凹状面を、縦，横にマトリクス状に分割して電極５９を形成している点にある。
上記の超音波変換子部５５，５８においては、超音波変換子の電極５６，５９を、それぞれ独立して、超音波駆動源により駆動する、所謂電子スキャン方式の駆動をすることができる。この超音波変換子部５５，５８によれば、任意の方向及び距離に超音波を集束することができる。したがって、適宜の指向性を備えた最適な超音波ビームを生成することができる。
上記超音波プローブに使用する超音波変換子部の第４の実施形態について説明する。
図２２は、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部６０の第４の実施形態の構造を模式的に示す断面図である。超音波変換子部６０は、円筒状のベース部６１と、ベース部の取付部６１Ａに対して取り付けられた超音波変換子６２と、超音波変換子６２に対して配線を行なうために設けられた第１電極６３及び第２電極６４と、を含み構成されている。図示の場合には、超音波変換子部６０の貫通穴６１Ｄは、円筒状のベース部６１の中心軸に沿って配設している。ベース部６１は、図１７に示す超音波変換子部４０と同様に、例えば液晶ポリマー等のポリマーから構成され、例えば精密立形加工装置を使用して微細加工により形成されている。
図２２は、本発明の超音波プローブに使用する超音波変換子部６０の第４の実施形態の構造を模式的に示す断面図である。超音波変換子部６０は、円筒状のベース部６１と、ベース部の取付部６１Ａに対して取り付けられた超音波変換子６２と、超音波変換子６２に対して配線を行なうために設けられた第１電極６３及び第２電極６４と、を含み構成されている。図示の場合には、超音波変換子部６０の貫通穴６１Ｄは、円筒状のベース部６１の中心軸に沿って配設している。ベース部６１は、図１７に示す超音波変換子部４０と同様に、例えば液晶ポリマー等のポリマーから構成され、例えば精密立形加工装置を使用して微細加工により形成されている。
超音波変換子６２は、角柱又は円柱などに形成されたＰＺＴなどから成る圧電セラミックスアレイ６２Ａを可撓性を有するポリマー６２Ｂに埋め込むことで構成されている。
さらに、ベース部の取付部６１Ａは、曲率半径ｒを備えるように半球状に形成されている。超音波変換子６２は、上記ベース部の取付部６１Ａの凹状の表面に対して押し型を使用して密着され、例えば導電性接着剤等により固定される。超音波変換子６２の上面６２Ｂは、当該取付部６１Ａの表面形状と実質的に同じ曲率半径を備え、超音波の照射方向に対して凹面形状を有するようになっている。
図２３は、図２２の超音波変換子６２が上記ベース部の取付部６１Ａに固定される前の形状を模式的に示す斜視図である。超音波変換子６２は、所謂１−３コンポジット構造であって、例えば、縦２５μｍ×横２５μｍの面を有する角柱に形成されたＰＺＴなどから成る圧電セラミックスアレイ６２Ａを可撓性を有するポリマー６２Ｂに埋め込むことにより構成されている。
１−３コンポジット構造とは、本発明において言えば、ＰＺＴとポリマーとの配置関係であり、具体的に言えば、角柱に形成されたＰＺＴの上面と底面とを除く全側面をポリマーが覆うように、ＰＺＴまわりにポリマーが配置されている構造を言う。因みに、直方体のＰＺＴの全周、全ての面（六面）をポリマーが覆うような配置構造を０−３コンポジット構造と言う。
１−３コンポジット構造とは、本発明において言えば、ＰＺＴとポリマーとの配置関係であり、具体的に言えば、角柱に形成されたＰＺＴの上面と底面とを除く全側面をポリマーが覆うように、ＰＺＴまわりにポリマーが配置されている構造を言う。因みに、直方体のＰＺＴの全周、全ての面（六面）をポリマーが覆うような配置構造を０−３コンポジット構造と言う。
第１電極６３は、例えばＮｉ／Ｃｕ等から構成されており、ベース部６１の先端面にて、取付部６１Ａを含む表面全体に例えば無電解めっき等により形成される。また、第２電極６４は、例えばＣｒ／Ａｕ等から構成され、ベース部６１の表面全体に例えば無電解めっき等により形成されている。
ベース部１１の先端面は、超音波素子６２がそれぞれ取り付けられる取付部６１Ａ以外の領域にて、第１電極６３上に絶縁層６５が形成されている。この絶縁層６５は、例えばエポキシ樹脂により構成されており、第１電極６３と第２電極６４を互いに電気的に絶縁するようになっている。
超音波変換子部６０によれば、超音波変換子６２が凹面形状を有する曲面に配設しているので、効率よく超音波エネルギーを集束させることができる。また、超音波変換子６２を、１−３コンポジット構造などから形成することができるので、超音波変換子部６０の小型化や多素子化を図ることができる。
上記超音波変換子部４０，５０，５５，６０は、何れも本発明の超音波プローブ１又は１０に使用できる。上記超音波変換子部の超音波変換子に設ける貫通穴は、専ら凹面部の中心に設けるとして説明をしてきたが、凹面部の中心から偏心した位置に設けてもよい。つまり、貫通穴は、超音波変換子の集束効果を損なわない限りは任意の位置に設けることができる。また、本発明の超音波プローブ１又は１０を用いたカテーテルとしては、内視鏡を備えたカテーテルでもよい。
次に、実施例により本発明をさらに詳しく説明する。
実施例１では、圧電材料としてＰＺＴを使用した超音波変換子部４０を製作した。第１の工程として、ＰＺＴを図１８に示した方法で、高速フライス盤を使用して加工し、超音波変換子３を製作した。超音波変換子３の厚さは、０．６ｍｍで、外径は６ｍｍ、凹面３Ｂ側の直径は５ｍｍである。そして、凹面３Ｂの曲率半径は１０ｍｍとした。
実施例１では、圧電材料としてＰＺＴを使用した超音波変換子部４０を製作した。第１の工程として、ＰＺＴを図１８に示した方法で、高速フライス盤を使用して加工し、超音波変換子３を製作した。超音波変換子３の厚さは、０．６ｍｍで、外径は６ｍｍ、凹面３Ｂ側の直径は５ｍｍである。そして、凹面３Ｂの曲率半径は１０ｍｍとした。
第２の工程では、ベース部４１をポリエチレンを材料として、高速フライス盤を使用して成形加工した。このベース部４１の外径は７ｍｍとした。
第３の工程では、ベース部４１の底面以外の表面に第１の電極層４２となるＮｉを、無電解めっきにより形成した、厚さは数μｍである。形成したＮｉ電極層４２の下部には、銅細線からなる配線４５を半田付けにより接続した。
第４の工程では、ベース部４１上部の第１の電極層４２に、超音波変換子の下部３Ａ側の面を、導電性接着剤により接着し固定した。
第５の工程として、第１の電極層４２のうち、超音波変換子３の凹面部３Ａに接触している部分以外の領域をエポキシ樹脂により被覆して、厚さが数１０〜数１００μｍの絶縁層４３を形成した。
第６の工程では、超音波変換子の上面及び絶縁層４３に第２の電極層４４を形成した。第２の電極層４４は２層構造からなり、最初に厚さが数μｍのＣｕを無電解めっきにより形成し、次に厚さが数μｍのＡｕを電解メッキにより形した。Ａｕ層は、Ｃｕ層の酸化を防ぐために形成した。そして、形成したＣｕ及びＡｕからなる電極層４４の下部には、銅細線からなる配線４６を半田付けにより接続した。
実施例２では、実施例１の工程に、さらに、第７の工程として、再分極工程を施した。具体的には、超音波変換子部４０を１２０℃に保持して、配線４５，４６間に５００Ｖの電圧を３０分印加して、再分極を行なった。
次に、実施例１及び２の超音波変換子部４０について、超音波プローブ１０として組み立て、その超音波照射特性を測定した。
図２４は、実施例１及び２の超音波プローブ１０の超音波照射特性を測定した回路の構成を示す模式図である。超音波照射特性の測定装置７０においては、実施例の超音波プローブ１０は図示しない水槽に配置され、パルサー７１により駆動して、超音波６を発生する。照射された超音波６は、その前方に配置される水中マイク７２により検出した。水中マイク７２は水中を伝播する超音波６による圧力波を電気信号に変換し、増幅器７３により増幅して、オシロスコープ７４で表示される。パルサーからのトリガー信号７１Ａがオシロスコープ７４に入力されている。
図２４は、実施例１及び２の超音波プローブ１０の超音波照射特性を測定した回路の構成を示す模式図である。超音波照射特性の測定装置７０においては、実施例の超音波プローブ１０は図示しない水槽に配置され、パルサー７１により駆動して、超音波６を発生する。照射された超音波６は、その前方に配置される水中マイク７２により検出した。水中マイク７２は水中を伝播する超音波６による圧力波を電気信号に変換し、増幅器７３により増幅して、オシロスコープ７４で表示される。パルサーからのトリガー信号７１Ａがオシロスコープ７４に入力されている。
水中マイク７２は３次元可動ステージ７５に載置され、その位置はコンピュータ７６により制御されている。３次元の座標は図示するように、超音波プローブ１０の中心軸方向が超音波の伝播方向である。そして、Ｚ方向に垂直な平面がＸ，Ｙ方向である。
図２５及び図２６は、それぞれ、実施例１及び２の超音波照射特性を示す図である。各図において、（Ａ）は三次元での超音波エネルギー分布であり、縦軸が規格化圧力を示している。そして（Ｂ）が、超音波エネルギー分布のＸＹ方向の強度分布を示している。
実施例１の超音波プローブ１０から照射される超音波は、図２５から明らかなように、Ｚ軸方向に伝播し、しかも集束する分布が得られることが分かった。焦点における超音波の電力密度は、０．４３Ｗ／ｃｍ2 であった。
実施例１の超音波プローブ１０から照射される超音波は、図２５から明らかなように、Ｚ軸方向に伝播し、しかも集束する分布が得られることが分かった。焦点における超音波の電力密度は、０．４３Ｗ／ｃｍ2 であった。
実施例２の超音波プローブ１０から照射される超音波は、図２６から明らかなように、Ｚ軸方向に伝播し、しかも集束性が実施例１の場合よりも良好であることが分かった。焦点における超音波の電力密度は、１．０５Ｗ／ｃｍ2 であり、実施例１の約２．５倍となった。実施例１及び２で用いた超音波変換子４０の共振周波数は、約３．２ＭＨｚであった。この共振周波数は、ＰＺＴの厚さや寸法により変更可能である。
上記実施例１及び２の超音波プローブ１０によれば、その照射エネルギーは、ＳＤＴで必要とされる照射エネルギーの下限である０．２５Ｗ／ｃｍ2 の２〜４倍の照射エネルギーが得られた。したがって、実施例１及び２の超音波プローブは、十分にＳＤＴに使用できる。また、実施例２の超音波プローブ１０の照射エネルギーが、実施例１のそれよりも約２．５倍に増大し、かつ集束性が改善されたが、これは、第７の工程で再分極化を行なったことに起因している。したがって、第７工程の再分極工程が効果的であることが判明した。
本発明はこれら実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載した発明の範囲内で種々の変形が可能であり、それらも本発明の範囲内に含まれることはいうまでもない。
１，１０：超音波プローブ
２，２０，２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ：カテーテル
３，６２：超音波変換子
４：カテーテル外部
５：音響整合層
６：超音波変換子から照射される超音波
７：焦点
１１：貫通穴
１２：患部
１３：正常な組織
１４：注射針
１５，２４：可撓管
１６：音響感受性薬剤
２３：バルーン部
２５：バルーン
２６，２６Ａ：固定手段
２７：液体
２８：チューブ
２９：液体注入用の貫通穴
３０：ゲル
３５，３５Ａ：光音響検出カテーテル
３６：光
３７：音響
４０，５０，５５，５８，６０：超音波変換子部
４１：ベース部
４２：第１の電極層
４３：絶縁層
４４：第２の電極層
４５，４６：配線
４８：圧電材料（ＰＺＴ）
５１，５６，５９：分割電極
６１：ベース部
６１Ａ：取付部
６２Ａ：圧電セラミックスアレイ
６２Ｂ：ポリマー
６３：第１電極
６４：第２電極
７０：超音波照射特性の測定装置
７１：パルサー
７１Ａ：トリガー信号
７２：水中マイク
７３：増幅器
７４：オシロスコープ
７５：３次元可動ステージ
７６：コンピュータ
２，２０，２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ：カテーテル
３，６２：超音波変換子
４：カテーテル外部
５：音響整合層
６：超音波変換子から照射される超音波
７：焦点
１１：貫通穴
１２：患部
１３：正常な組織
１４：注射針
１５，２４：可撓管
１６：音響感受性薬剤
２３：バルーン部
２５：バルーン
２６，２６Ａ：固定手段
２７：液体
２８：チューブ
２９：液体注入用の貫通穴
３０：ゲル
３５，３５Ａ：光音響検出カテーテル
３６：光
３７：音響
４０，５０，５５，５８，６０：超音波変換子部
４１：ベース部
４２：第１の電極層
４３：絶縁層
４４：第２の電極層
４５，４６：配線
４８：圧電材料（ＰＺＴ）
５１，５６，５９：分割電極
６１：ベース部
６１Ａ：取付部
６２Ａ：圧電セラミックスアレイ
６２Ｂ：ポリマー
６３：第１電極
６４：第２電極
７０：超音波照射特性の測定装置
７１：パルサー
７１Ａ：トリガー信号
７２：水中マイク
７３：増幅器
７４：オシロスコープ
７５：３次元可動ステージ
７６：コンピュータ
Claims (17)
- カテーテルの先端に配設される超音波変換子を用いた超音波プローブであって、
上記超音波変換子が超音波照射方向に対して凹面形状を有し、上記超音波変換子には貫通穴が設けられていることを特徴とする、超音波プローブ。 - 前記凹面が、曲率半径ｒを有する球面の一部であることを特徴とする、請求項１に記載の超音波プローブ。
- 前記凹面の表面に設けられる電極が分割されており、該分割された各電極が電子スキャンされることを特徴とする、請求項１又は２に記載の超音波プローブ。
- 前記超音波変換子は、ベース部に固定される構造を有していることを特徴とする、請求項１に記載の超音波プローブ。
- 前記超音波変換子は、圧電セラミックスアレイをポリマーに埋め込んだ構造であることを特徴とする、請求項１に記載の超音波プローブ。
- 前記超音波変換子の前面に音響整合層が備えられていることを特徴とする、請求項１に記載の超音波プローブ。
- カテーテルの先端に配設される超音波変換子を用いた超音波プローブを備え、
上記超音波変換子の超音波照射方向に対して凹面形状を形成し、かつ、上記超音波変換子には貫通穴が設けられていることを特徴とする、カテーテル。 - 前記超音波変換子の貫通穴に接続される貫通穴が、前記カテーテルに配設されていることを特徴とする、請求項７に記載のカテーテル。
- さらに、前記カテーテルは薬剤を注入する手段を備え、該薬剤を注入する針を先端に有する細管が前記貫通穴に配設されていることを特徴とする、請求項７又は８に記載のカテーテル。
- さらに、前記カテーテルはゲルを注入する手段を備え、該ゲルが前記カテーテルの貫通穴を介して注入されることを特徴とする、請求項 7又は８に記載のカテーテル。
- 前記超音波変換子の凹面側に、バルーンが設けられており、該バルーンに注入される液体が音響整合層となることを特徴とする、請求項７に記載のカテーテル。
- 前記バルーンが、前記貫通穴に配設されていることを特徴とする、請求項１１に記載のカテーテル。
- カテーテルの先端に配設される超音波変換子を用いた超音波プローブと、
光源と、を備え、
上記超音波変換子が前記光源の照射方向に対して凹面形状を有し、上記超音波変換子には貫通穴が設けられており、
上記光源からの光を上記貫通穴から上記カテーテルの前方へ照射し、該照射光により生体組織が発生する音響を上記超音波変換子により検出することを特徴とする、光音響検出カテーテル。 - 前記光源を導光する光ファイバーが、前記貫通穴に配設されていることを特徴とする、請求項１３に記載の光音響検出カテーテル。
- カテーテルの先端に配設される超音波変換子を用いた超音波プローブの製造方法であって、
圧電材料を凹面形状に形成し、かつ、上記凹面に貫通穴を設け、超音波変換子を形成する第１の工程と、
上記超音波変換子を固定するベース部を形成する第２の工程と、
上記ベース部の超音波変換子を固定する面に第１の電極層を形成する第３の工程と、
上記ベース部に上記超音波変換子を固定する第４の工程と、
上記超音波変換子の凹部表面に第２の電極層を形成する第５の工程と、
を含んでいることを特徴とする、超音波プローブの製造方法。 - さらに、上記超音波変換子に再分極を施す第６の工程を備えていることを特徴とする、請求項１５に記載の超音波プローブの製造方法。
- 前記超音波変換子に接触していない第１の電極層部分を絶縁層で被覆する工程をさらに含むことを特徴とする、請求項１５に記載の超音波プローブの製造方法。
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