JP2021159775A - 遠隔交差集束超音波の放射によって組織を治療する治療装置 - Google Patents

遠隔交差集束超音波の放射によって組織を治療する治療装置 Download PDF

Info

Publication number
JP2021159775A
JP2021159775A JP2021063075A JP2021063075A JP2021159775A JP 2021159775 A JP2021159775 A JP 2021159775A JP 2021063075 A JP2021063075 A JP 2021063075A JP 2021063075 A JP2021063075 A JP 2021063075A JP 2021159775 A JP2021159775 A JP 2021159775A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
symmetry
axis
plane
focal
ultrasonic
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2021063075A
Other languages
English (en)
Inventor
サンチェス，マリーヌ
Sanchez Marine
デ リマ，ダヴィッド メロ
Melo De Lima David
ヴァンスノ，ジェレミー
Vincenot Jeremy
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Universite Claude Bernard Lyon 1 UCBL
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Centre Leon Berard
EDAP TMS France SAS
Original Assignee
Universite Claude Bernard Lyon 1 UCBL
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Centre Leon Berard
EDAP TMS France SAS
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Universite Claude Bernard Lyon 1 UCBL, Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM, Centre Leon Berard, EDAP TMS France SAS filed Critical Universite Claude Bernard Lyon 1 UCBL
Publication of JP2021159775A publication Critical patent/JP2021159775A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N7/02—Localised ultrasound hyperthermia
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
    • B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
    • B06B1/00—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency
    • B06B1/02—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy
    • B06B1/0207—Driving circuits
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
    • B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
    • B06B1/00—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency
    • B06B1/02—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy
    • B06B1/06—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction
    • B06B1/0607—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using multiple elements
    • B06B1/0622—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using multiple elements on one surface
    • B06B1/0633—Cylindrical array
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
    • B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
    • B06B1/00—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency
    • B06B1/02—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy
    • B06B1/06—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction
    • B06B1/0607—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using multiple elements
    • B06B1/0622—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using multiple elements on one surface
    • B06B1/0637—Spherical array
    • G—PHYSICS
    • G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
    • G10K—SOUND-PRODUCING DEVICES; METHODS OR DEVICES FOR PROTECTING AGAINST, OR FOR DAMPING, NOISE OR OTHER ACOUSTIC WAVES IN GENERAL; ACOUSTICS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G10K11/00—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound in general; Methods or devices for protecting against, or for damping, noise or other acoustic waves in general
    • G10K11/18—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound
    • G10K11/26—Sound-focusing or directing, e.g. scanning
    • G10K11/32—Sound-focusing or directing, e.g. scanning characterised by the shape of the source
    • G—PHYSICS
    • G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
    • G10K—SOUND-PRODUCING DEVICES; METHODS OR DEVICES FOR PROTECTING AGAINST, OR FOR DAMPING, NOISE OR OTHER ACOUSTIC WAVES IN GENERAL; ACOUSTICS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G10K11/00—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound in general; Methods or devices for protecting against, or for damping, noise or other acoustic waves in general
    • G10K11/18—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound
    • G10K11/26—Sound-focusing or directing, e.g. scanning
    • G10K11/34—Sound-focusing or directing, e.g. scanning using electrical steering of transducer arrays, e.g. beam steering
    • G10K11/341—Circuits therefor
    • G10K11/345—Circuits therefor using energy switching from one active element to another
    • G—PHYSICS
    • G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
    • G10K—SOUND-PRODUCING DEVICES; METHODS OR DEVICES FOR PROTECTING AGAINST, OR FOR DAMPING, NOISE OR OTHER ACOUSTIC WAVES IN GENERAL; ACOUSTICS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G10K11/00—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound in general; Methods or devices for protecting against, or for damping, noise or other acoustic waves in general
    • G10K11/18—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound
    • G10K11/26—Sound-focusing or directing, e.g. scanning
    • G10K11/34—Sound-focusing or directing, e.g. scanning using electrical steering of transducer arrays, e.g. beam steering
    • G10K11/341—Circuits therefor
    • G10K11/346—Circuits therefor using phase variation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0004—Applications of ultrasound therapy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0056—Beam shaping elements
    • A61N2007/0065—Concave transducers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0073—Ultrasound therapy using multiple frequencies
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0078—Ultrasound therapy with multiple treatment transducers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0086—Beam steering
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0086—Beam steering
    • A61N2007/0095—Beam steering by modifying an excitation signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N7/02—Localised ultrasound hyperthermia
    • A61N2007/027—Localised ultrasound hyperthermia with multiple foci created simultaneously
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
    • B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
    • B06B2201/00—Indexing scheme associated with B06B1/0207 for details covered by B06B1/0207 but not provided for in any of its subgroups
    • B06B2201/70—Specific application
    • B06B2201/76—Medical, dental

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Surgical Instruments (AREA)

Abstract

【課題】集束超音波の放射によって組織を治療する治療装置を提供する。
【解決手段】集束超音波の圧力場の生成面は、曲率中心を有する非対称である凹曲線部を有する少なくともＮ個のセクタに分割され、曲率中心（ｃ1、ｃ2、…）は、曲率中心が対称面Ａ１若しくは対称軸Ｓから異なる距離に位置し、及び／又は、対称軸に沿った異なる深さに位置して非対称であり、個々の軸（ａ1、ａ2、…）は、セクタに由来する複数のビームが、対称面Ａ１又は対称軸Ｓに対して軸外しである焦点範囲領域Ｚｒを形成するように、焦点領域（Ｚｃ1、Ｚｃ2、…）と生成面との間で、又は焦点領域の向こう側で交差し、この生成面のセクタは、焦点範囲領域に対応する輪郭を有するエネルギー付与領域を形成する。
【選択図】図４

Description

本発明は、強力集束超音波（ＨＩＦＵ）を放射するように構成された、複数の超音波トランスデューサ素子によって形成された超音波プローブを含む装置又はデバイスの技術分野に関する。
本発明の目的は、特に有利には、集束超音波による治療処置の分野に適用される。
特に、出版物「Kennedy, J.E., High-intensity focused ultrasound in the treatment of solid tumours. Nat Rev Cancer, 2005. 5(4): p.321-7」から、集束超音波による治療は、熱的効果と音響キャビテーション作用との組み合わせによって、組織に生体損傷を形成することが知られている。このような治療を行うには、付与エネルギーを制御し、治療される組織に適した大きさの損傷を最小限の時間で実施することが必要である。また、プローブを移動させると、動きへの感知が必要になり、治療時間が長くなるだけでなく、手作業によって精度が低くなり、又はミリ単位の移動を可能にするロボットシステムの導入が必要になる。そのため、プローブの移動をできるだけ少なくしてこの治療を計画する必要がある。さらに、治療される組織によっては、組織を治療するために利用できる音響窓が非常に制限されることがあるので、プローブの移動は、必ずしも実用的ではない（参考：「Aubry, J.F., et al. The road to clinical use of high-intensity focused ultrasound for liver cancer: technical and clinical consensus. J Ther Ultrasound, 2013. 1: p. 13」）。
このような組織の損傷の形状は、使用される超音波プローブの放射面の表面の形状に直接的に由来する。例えば、従来の球面状のＨＩＦＵ超音波トランスデューサの自然な幾何学的焦点は、回折によって楕円形になる。また、先行技術では、超音波プローブを移動させることなく、治療される領域の大きさを増大させるための様々な解決策が提案されている。
欧州特許第０２１４７８２号明細書には、球面状の幾何形状のトランスデューサから環状の焦点を得るためのレンズを備えた超音波トランスデューサに関する解決策が記載されている。この特殊な構成は、焦点領域をリングの大きさにまで拡大するだけでなく、複数の超音波ビームの交差部に由来する焦点範囲領域をトランスデューサの焦点面の向こう側におけるトランスデューサの中心軸上の位置に生じさせる。この文献は、二次損傷のリスクを克服するために、この焦点範囲領域における圧力場を低減させるシステムを提供している。
国際公開第２０１１／０９２６８３号には、損傷部に位置する標的容積に第１ビームを集束させるための超音波トランスデューサの第１ネットワークと、前記第１ビームと第２ビームとの間の干渉によって標的容積内に非対称である超音波領域が形成されるように、同じ標的容積に集束した第２超音波ビームを形成するための超音波トランスデューサの第２ネットワークとを備える強力集束超音波プローブが記載されている。この文献では、このプローブの様々な実施形態について記載されている。主な欠点は、２つの超音波ビームが異なる周波数で形成されるため、より高価な電子機器が必要となり、より複雑なディフェージング計算が必要となり、標的容積の外側に二次的な圧力ローブの出現が引き起こされることである。
欧州特許第０６６１０２９号明細書で提案されているように、超音波治療用プローブは、イメージングプローブと併用できることに留意するべきである。同じ意味で、米国特許第５５２２８６９号明細書には、環形状のトランスデューサを有する円筒状のプローブを備えた超音波エネルギー治療装置が記載されている。
非特許文献第ＸＰ５５００９８２０の文献には、対称軸から離間した位置にある曲率中心を有する凹曲線部を、対称軸の周囲で回転させることによって形成される回転放射面を含む治療用プローブが記載されている。一断面において、この放射面は、対称軸について対称である２つの凹曲線部を示しており、凹曲線部の各々は、曲率中心と凹曲線部の中心とを通過する音響軸を有している。このようなトランスデューサは、一方で、焦点面によって区切られた超音波の焦点のリングを形成し、他方で、複数の超音波ビームの交差領域を形成する。この文献から分かるように、二次的な圧力ピークに対応する複数の超音波ビームの交差領域は、焦点面の後方に位置している。
欧州特許第２０３５０９１号明細書には、中心焦点が位置する中心においてリング形状の焦点領域が形成される、円環状のＨＩＦＵトランスデューサが記載されている。
欧州特許第２６９１１５４号明細書には、超音波エミッタが、焦点面に定められる第１焦点領域と、第１焦点領域と放射面との間に局在して位置する第２焦点領域とを形成するように構成された放射面を含む治療用プローブが記載されており、この第２焦点領域は、複数の超音波ビームの適用領域に対応している。
文献「Vincenot, J., et al., Electronic beam steering used with a toroidal HIFU transducer substantially increases the coagulated volume. Ultrasound Med Biol, 2013. 39(7): p.1241-54」には、音響軸に直交する軸に沿った最小限の自由度を導入し、結果的にこの軸に沿って損傷部を数ミリ移動させる電子集束の技術について記載されている。この解決策では、広い大きさの領域（５０ｃｍ3）をごくわずかな時間（２分）で治療することができる。
国際公開第２０１１／０２４０７４号では、従来の高価で複雑な電子集束技術において採用されている多数のエミッタ素子及び電流発生器を調整するための解決策が提案されている。この解決策は、電流発生器が複数のエミッタ素子に並列に供給しうるように、パケットを介してエミッタ素子を結合させて、電流発生器の数を効果的に減らすことを目的としている。このような結合は、治療される領域の形状に合わせて焦点を移動させるように、電気的に変更することができる。この解決策は、制御電子機器のコストを下げることはできても、数百のエミッタ素子を含むトランスデューサのコストを下げることはできない。このタイプのトランスデューサを製造するには、デジタル微細加工機を使用する必要があり、素子間の電気音響結合の問題から、従来のセラミック製のトランスデューサでは実行困難である多素子切断が必要となる。
国際公開第２０１６／１４４９３１号も同様に、決められた走査サイクルを実施する組織再生のための超音波放射のシステム及び工程を開示している。
先行技術の様々な解決策を分析すると、音響軸から離れた複雑な形状の組織領域の治療は、困難であると考えられる。実際、広義の集束超音波による複雑な形状の治療には、多数の素子（及びそれに関連する電子機器）及び長い治療時間が必要である。円環状（toric）のトランスデューサによる集束超音波治療の場合、音響軸に沿って圧力が最大となるため、音響軸に対して治療領域を増やすこと、及び回転対称性のない複雑な形状を治療することが困難であることが示唆される。
特に、乳がんの治療対象となる組織の場合はそうである。この器官は円錐形で、その頂点には輪紋状の外観を有し、大きさもまちまちであるが、ほとんどの場合、プローブが腫瘍を治療できる可能性がある位置は１つである。この唯一の位置から、腫瘍を含む標的領域全体を治療するだけでなく、一定数の健全な周辺部も治療しなければならない。そのためには、エネルギーを深く付与する必要があるだけでなく、音響軸に垂直な軸に沿って、この軸自体と同じように最終的な損傷が拡張されるようにこのエネルギーを付与する必要がある。
これは、音響軸に沿って非対称の容積を有し、音響軸に垂直な軸に沿った距離が音響軸に沿って伸びていく標的領域の場合にも当てはまる。この標的領域は、例えば、複雑な形状の腫瘍又は複雑な形状の臓器（前立腺、腎臓、甲状腺等）に適合しうる。標的領域の別の形状は、例えば、動脈又は静脈に沿った腫瘍、消化管に沿った腫瘍、骨に沿った腫瘍、膵臓のウィルソン管、尿道又は胆管に沿った腫瘍を治療するための、非直線部の周りに延びる中空の容積部に関連する。
本発明の目的は、特に音響治療窓が制限されている際に、治療される組織の複雑な形状に適合した生体損傷の容積部が得られるように構成された新規の低コストの治療装置を提案することによって、様々な先行技術の解決策の欠点を是正することにある。
このような目的を達成するために、集束超音波の放射によって組織を治療するための治療装置は、集束超音波の圧力場の生成面が定まるように、制御回路の一部を構成する信号発生器によって送信される信号によって駆動される複数の超音波エミッタを含むトランスデューサを有する治療用プローブを備える。
本発明によれば、
前記生成面は、焦点面に定められる焦点領域に超音波が集束するように、少なくともＮ個のセクタ（Ｎは、２から３２）に分割され、この生成面の前記セクタは、ある断面において、対称面又は対称軸について非対称である有限長の凹曲線部（凹曲線セグメント）を有し、
（前記凹曲線部の）曲率中心は、前記曲率中心が前記対称面若しくは前記対称軸から異なる距離に位置し、及び／又は、前記対称軸に沿った異なる深さに位置するように、前記対象面又は前記対称軸について非対称であり、
凹曲線部の各々は、当該凹曲線部の曲率中心と当該凹曲線部の中心とを通過する個々の軸を有し、
前記個々の軸は、前記セクタに由来する複数のビームが、前記焦点領域と前記生成面との間で、又は前記焦点領域の向こう側で交差して、前記対称面又は前記対称軸に対して軸外し（off-axis）であって前記焦点面から離間して位置する焦点範囲領域（focal coverage zone）を形成するように、前記焦点領域と前記生成面との間で、又は前記焦点領域の向こう側で交差し、
この生成面の前記セクタは、前記セクタが前記焦点範囲領域に対応する輪郭（プロファイル）を有するエネルギー付与領域を形成しうるように、前記対称軸の周囲で前記凹曲線部を２Π／Ｎ回転させ、又は、前記凹曲線部を含む前記断面に垂直な方向に沿って前記凹曲線部を移動させることによって形成され、
前記生成面の前記凹曲線部は、前記対称軸又は前記対称面のいずれかの側において前記断面内を延び、前記生成面から離間して前記焦点範囲領域が位置するように、互いに離間している。
好ましい実施上の特徴によれば、前記生成面は、２個のセクタに分割されている。
有利には、前記生成面において、内側の端部は、超音波イメージングプローブを取り付けるためのハウジング（housing）の範囲を定める。
第１変形実施形態によれば、前記生成面は、円環状の幾何学的な配置をされたトランスデューサ素子によって定められた面に由来し、前記円環状の幾何学的な配置は、互いに交差しかつ一致しない円の弧を描くように、凹曲線部を前記対称軸の周囲で回転させることによって形成され、前記互いに交差しかつ一致しない円は、前記焦点領域が円の一部の形状を有するように交差する。
実施上の特徴によれば、前記面は、前記対称軸について対称に切り取られた形状を有する。
第２変形実施形態によれば、前記生成面は、円筒状の幾何学的な配置をされた前記トランスデューサ素子によって定められる面に由来し、前記円筒状の幾何学的な配置は、前記焦点領域が直線状の形状を有するように、前記凹曲線部を含む前記断面に垂直な方向に沿って２つの前記凹曲線部を有限長さだけ移動させることによって形成される。
一実施形態によれば、前記トランスデューサの前記超音波エミッタは、集束超音波の圧力場の前記生成面に対応する放射面を定める。
別の実施形態によれば、前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器は、集束超音波の圧力場の前記生成面が形成されるように、遅延法則又は位相法則を用いて、部分（セグメント）に配置された前記超音波エミッタを駆動させる信号を送信するように制御される。
有利な変形実施形態によれば、暴露段階において、セクタ及び前記対称軸について対称に前記セクタに対向するセクタの一部を形成する前記超音波エミッタは、対応するエネルギー付与領域が形成されるように、前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動される。
本発明のある特徴によれば、暴露段階において、セクタ及び前記対称軸について対称に前記セクタに対向するセクタの一部を形成する前記超音波エミッタは、対応するエネルギー付与領域が前記対称面の一方の側に形成されるように、前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動される。
本発明の別の特徴によれば、その後の暴露段階において、セクタ及び前記対称面について対称に前記セクタに対向するセクタの一部を形成する前記超音波エミッタは、対応するエネルギー付与領域が、その前の暴露段階において前記エネルギー付与領域が形成された側に対向する側に形成されるように、前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動される。
有利には、前記超音波エミッタは、前記対称面に垂直な、複数の、特にいくつかのセクタに沿って配置され、連続した暴露段階において、セクタの前記超音波エミッタは、エネルギー付与領域（energy deposit zones）が前記対称面のいずれかの側に形成されるように、前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動される。
本発明によれば、暴露段階ごとに前記曲率中心が前記対称面若しくは前記対称軸から異なる距離に位置し、及び／又は、その垂直軸に沿った異なる深さに位置する、連続した暴露段階の各々において、前記超音波エミッタは、軸外しのエネルギー付与領域（off-axis energy deposit zones）が得られるように、前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動される。
一実施形態によれば、暴露段階ごとに前記曲率中心が前記対称面若しくは前記対称軸から異なる距離に位置し、及び／又は、前記垂直軸に沿った異なる深さに位置する、連続した暴露段階において、前記超音波エミッタは、これらの連続した暴露段階において、同一の又は異なる大きさを有する異なる位置にある軸外しのエネルギー付与領域が得られるように、前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動される。
別の実施形態によれば、連続した暴露段階において、ある暴露段階から他の暴露段階へと前記曲率中心の前記距離及び／又は前記深さが変更されるように、前記超音波エミッタが前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることによって、前記エネルギー付与領域がその垂直軸に沿って、同心状及び／又は対称及び／又は非対称及び／又は重ね合わせられることができる。
追加の実施形態によれば、少なくとも１つの相補的暴露段階において、焦点領域において超音波が集束し、前記対称面又は前記対称軸に対して中心に位置しかつ前記焦点領域と前記放射面との間において前記焦点面から離間して位置する又は前記焦点領域の向こう側に位置する焦点範囲領域が得られるように、前記超音波エミッタは、前記制御回路の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動される。
本発明は、添付の図を参照した以下の詳細な説明からより明確に理解されるであろう。
図１は、第１変形実施形態に係り示される治療用プローブを含む治療装置の概略図であり、対称軸を中心とした回転の形状を有する。 図２は、第１変形実施形態に係り実施される集束超音波の圧力場の生成面の一例を示した概略図であり、仮想生成面としてみなされる。 図３は、図２に示した集束超音波の圧力場の生成面の形成指針を説明する図である。 図４は、プローブの第１変形実施形態及び第２変形実施形態に係り実施されうる、集束超音波の圧力場の生成面の第１例の断面における立面図であり、擬似円筒形状を有する。 図５は、プローブの第１変形実施形態及び第２変形実施形態に係り実施されうる、集束超音波の圧力場の生成面の第２例の断面における立面図である。 図６は、プローブの第１変形実施形態及び第２変形実施形態に係り実施されうる、集束超音波の圧力場の生成面の第３例の断面における立面図である。 図６Ａは、プローブの第１変形実施形態及び第２変形実施形態に係り実施されうる、集束超音波の圧力場の生成面の第４例の断面における立面図である。 図７Ａは、第１変形実施形態に係り実施されるプローブの背面図であり、プローブの面が４つのセクタに分割されていることを示す。 図７Ｂは、図７Ａに示されるプローブによって形成された、集束超音波の圧力場の生成面を示す図である。 図７Ｃは、図７Ａに示されるプローブによって形成された、集束超音波の圧力場の生成面を示す図である。 図８Ａは、中央開口部を有する円環状のトランスデューサの形状で、第１変形実施形態に係り実施されるプローブの断面図である。 図８Ｂは、図８Ａに示される円環状のトランスデューサの形状で第１変形実施形態に係り実施されたプローブによって実施される中心自然集束の指針を示す断面立面図である。 図８Ｃは、図８Ｂに示される中心自然集束の指針に従って得られ、平面Ｐｒに沿って対称軸に垂直に撮影された断面立面図であり、その中心における複数の超音波ビームの焦点範囲領域の形状を示す。 図９Ａは、第１変形実施形態に係り実施され、図８Ａに示されているようなトランスデューサによって得られる、集束超音波の圧力場を形成するための仮想面の一実施形態を示す概略図である。 図９Ｂは、自然集束の指針に従って得られた複数の超音波ビームの焦点範囲領域に対して示される複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域が得られるように、図９Ａに示される集束超音波の圧力場を形成するための仮想面を形成するように、図８Ａに示されるトランスデューサが集束する指針を示す、断面における断面立面図である。 図９Ｃは、面Ｐｒに沿って対称軸に垂直に取った断面立面図であり、本発明の指針に従って得られた複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の形状と、自然集束の指針に従って得られた複数の超音波ビームの焦点範囲領域の形状とを示している。 図９Ｄは、本発明の指針に従って得られた、複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の形状を示す透視図である。 図１０Ａは、第１変形実施形態に係り実施された、図８Ａに示されているようなトランスデューサによって得られる集束超音波の圧力場を形成するための仮想面の別の実施形態を示す概略図である。 図１０Ｂは、自然集束の指針に従って得られた複数の超音波ビームの焦点範囲領域に対して示される複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域が得られるように、図１０Ａに示される集束超音波の圧力場を作成するための仮想面を形成するように、図８Ａに示されるトランスデューサが集束する指針を示す、断面における断面立面図である。 図１０Ｃは、本発明の指針に従って得られた複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の形状と、自然集束の指針に従って得られた複数の超音波ビームの焦点範囲領域の形状とを示す面Ｐｒに沿った対称軸に垂直に取った断面立面図である。 図１０Ｄは、図１０Ｂに示される集束の指針に従って得られる、複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の形状を示す透視図である。 図１０Ｅは、図９Ｂ及び図１０Ｂに示される指針に対応する２つの連続した超音波暴露段階において得られた、複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の結合形状を示する透視図である。 図１０Ｆは、図９Ｂ及び図１０Ｂに示される指針に対応する２つの連続した超音波暴露段階において得られた、複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の結合形状を示す平面図である。 図１１Ａは、連続した暴露段階における同心状及び非対称の軸外しである焦点範囲領域を示す平面図である。 図１１Ｂは、連続した暴露段階における同心状、対称、及び重ね合わせられた軸外しである焦点範囲領域を示す透視図である。 図１１Ｃは、連続した暴露段階における同心状、対称、及び重ね合わせられた軸外しである焦点範囲領域を示す透視図である。 図１１Ｄは、連続した暴露段階における同心状、対称、及び重ね合わせられた軸外しである焦点範囲領域と組み合わされた中心の自然集束範囲領域を示す透視図である。 図１１Ｅは、連続した暴露段階において、２つの同心の軸外しである焦点範囲領域を有する集束リングによって囲まれた自然集束範囲領域を示す平面図であり、それ自体は、４つの同心の軸外しである焦点範囲領域を有する集束リングによって囲まれている。 図１２は、本発明を実施するための擬似円筒形状を有する第２変形実施形態によるトランスデューサの一例を示す透視図である。 図１２Ａは、暴露段階において、図１２に示される擬似円筒形状を有するトランスデューサによって実施される中心自然集束の指針に従って得られる複数の超音波ビームの焦点範囲領域の形状を示す透視図である。 図１２Ｂは、暴露段階において、図１２に示される擬似円筒形状を有するトランスデューサによって得られる、複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の形状を示す透視図である。 図１２Ｃは、後の暴露段階において、図１２に示される擬似円筒形状を有するトランスデューサによって得られる、複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の対称な形状を示す透視図である。 図１３Ａは、図１２に示される擬似円筒形状を有するトランスデューサの第２変形実施形態の実施例を示す透視図である。 図１３Ｂは、２つの連続した暴露段階において、図１３Ａに示されるトランスデューサによって得られる、複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の対称形を示す透視図である。 図１３Ｃは、連続した暴露段階において、図１３Ａに示されるトランスデューサによって得られた、複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の形状を示す透視図である。 図１３Ｄは、連続した暴露段階において、保存される超音波の領域に関連して、図１３Ａに示されるトランスデューサによって得られた複数の超音波ビームの軸外しである焦点範囲領域の形状を示す透視図である。
図１からより詳細に分かるように、本発明の目的は、一般的な意味で、高強度集束超音波（ＨＩＦＵ）を用いて生体の組織の治療を行うように構成された治療用プローブ１を備える治療装置Ｉに関する。特に、治療用プローブ１は、複数の超音波エミッタ３、例えばピエゾ素子等、を含むトランスデューサ２を備え、複数の超音波エミッタ３は、集束超音波の放射面４を定める。これらの超音波エミッタ３は、同軸ケーブル５によって、増幅段６を介して、超音波エミッタ３を駆動させる信号を送信する制御回路７に接続されている。制御回路７の実施は、当業者の技術的知識の一部であるため、制御回路７の詳細な説明は割愛する。この制御回路７は、典型的には、制御信号発生器を含み、この信号発生器は、増幅段６を介して超音波エミッタに接続される。このようにして、超音波エミッタ３の各々は、各々の信号発生器に接続される。
制御回路７の信号発生器は、集束超音波の圧力場を形成するための面８が定まるように、セグメント（部分）に、より正確には、曲線部又は直線部に配置された超音波エミッタ３を駆動させる。第１の有利な実施形態によれば、制御回路７の一部を構成する信号発生器は、集束超音波の圧力場の生成面８が形成されるように、遅延法則又は位相法則を用いて、トランスデューサ２の超音波エミッタ３を駆動させる信号を送信するように制御される。この生成面８は、トランスデューサの放射面４とは異なる仮想生成面とみなされる（図２、図９Ａ、及び図１０Ａ）。第２の実施形態によれば、集束超音波の圧力場の生成面８は、トランスデューサの面４に対応している。
言い換えれば、集束超音波の圧力場の生成面８は、物理的なトランスデューサ、より正確には、トランスデューサ２の面４に対応するか、又は、トランスデューサ２のコマンドチャネルに位相を適用することによる仮想生成面８に対応する。
遅延法則又は位相法則を用いた超音波エミッタ３の駆動は当業者によく知られているが、以下、念のためにその指針を説明する。
対象領域の各点における全圧力Ｐ（ｒ）は、以下のように定義される（Chavrier et coll.2000）。
Figure 2021159775
Ｐ（ｒ）は、点ｒにおける圧力（Ｐａ）、ｄＳは、一組の素子音源（elementary sources）、ρは、伝搬媒体の容積質量、ｃは、伝搬媒体中の超音波の速度、λは、波長、Ｎは、トランスデューサの駆動素子の数、Ｓは、放射源の各々の面、ｕnは、素子ｎの法線速度、φnは、素子ｎに適用される位相、αmediumは、媒体の減衰係数、ｆは、トランスデューサの使用周波数、最後にｋは、波数である。「最大応答（maximal response）」として知られている方法（Curiel et coll. 2002）によれば、好ましい焦点における各トランスデューサ素子に由来する位相は、上述の線積分においてφn＝０に固定することによって得られる。
したがって、好ましい点において最大の信号を得るように、各素子に印加される位相は、以下のように与えられる。
Figure 2021159775
Ｉｍ［Ｐ（ｎ，ｍ）］及びＲｅ［Ｐ（ｎ，ｍ）］は、それぞれ、トランスデューサ素子ｎが送る点Ｍにおける圧力場の虚数部及び実数部である。このようにして、各素子ｎについて、遅延時間τnは、以下のように定義される。
Figure 2021159775
もう一つの計算方法は、各素子ｎについて、自然焦点と好ましい焦点との間で放射される経路差を定義することである。その場合、各素子の遅延は、素子ｎとその自然焦点との間の距離をｄnat、素子ｎと好ましい焦点との間の距離をｄfoc、伝搬媒体中の超音波の速度をｃとして、
Figure 2021159775
 で定義される。その場合、位相は、
Figure 2021159775
 で求められる。
他の計算方法としては、異なる幾何形状を有する、Ｎ個の素子に分割された仮想の超音波エミッタを定義し、実際のエミッタの第１素子の中心及び仮想エミッタの第１素子の中心を空間的に一致させる。各素子間の距離ｄnは、印加される遅延を計算し、
Figure 2021159775
 で定義される。ここで、ｃは、伝搬媒体中の超音波の速度である。その場合、位相は、
Figure 2021159775
 で求められる。
本明細書の中でより良く理解されるように、生成面８の形状は、特に治療装置の適用形態に応じて変化する。したがって、（例えば図１のように）当業者が形成しやすい所定形状の面４を有するプローブを配置することが有利であり、（例えば図２に示されているように）形成するのに複雑な形状を有しかつ面４の形状とは異なる生成面８を、この面４から形成することが有利であると思われる。しかし、例えば、図２に示されているような、集束超音波の圧力場の生成面８に対応する形状の面４を有するトランスデューサ２を製造してもよい。
第１変形実施形態（図１、図２、図３、図７Ａ〜図７Ｃ、図８Ａ〜図８Ｃ、図９Ａ〜図９Ｄ、図１０Ａ〜図１０Ｆ、及び図１１Ａ〜図１１Ｅ）によれば、生成面８は、対称軸Ｓを中心とした回転の形状を有することに留意すべきである。また、第２変形実施形態（図１２、図１２Ａ〜図１２Ｃ、及び図１３Ａ〜図１３Ｄ）によれば、管状の擬似円筒形状、又は対称面Ａ１を有する２つの円筒の部分からなる一形態を有することに留意すべきである。図４、図５、図６、及び図６Ａは、第１変形実施形態に係る生成面８及び第２変形実施形態に係る生成面８を説明するための断面図であることに留意すべきである。垂直方向Ｚに沿って定義される対称軸Ｓは、回転面の形状で形成されたトランスデューサの面４の対称軸又は音響軸に対応する。対称面Ａ１は、垂直方向Ｚ及び横方向Ｙによって定められる面において定義される。この対称面は、基準Ｘ、Ｙ、Ｚのうちの軸Ｘ、Ｚによって定められる断面Ｐｐに垂直である。この対称面Ａ１は、トランスデューサの面４の対称面又は音響面である。
図により詳細に示されている本発明の特徴によると、生成面８は、音響軸Ｓを含みかつ音響軸Ｓにおける放射状の切り口により、又は音響面Ａ１に対して鏡像位置に延びる、少なくともＮ個のセクタ８1、８2、…に分割される。第１変形実施形態によれば、セクタは、リング状に配置された超音波エミッタ３をセクタごとに含む、音響軸Ｓに対して放射状のセクタ（radial sectors）である。一方、第２変形実施形態では、セクタは、直線部に配置された超音波エミッタ３を含む、音響面Ａ１に対して鏡像位置にあるセクタである。第１変形実施形態によれば、有利な放射状のセクタ数Ｎは、２から８の間、好ましくは２に等しく（図２）、一方、第２変形実施形態では、音響面Ａ１に対して垂直なセクタ数Ｎは、２から３２の間である（図１２及び図１３Ａ）。したがって、これらの有利な変形実施形態によれば、トランスデューサの超音波エミッタ３は、数が制限されており、このようなトランスデューサのコストは、低減される。例えば、好ましい２個のセクタの変形例では、各セクタは、３２個の超音波エミッタ３を含みうる。説明を簡単にするために、本明細書の残りの部分では、セクタという用語のみが使用される。
生成面８は、それぞれの焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2、…に超音波が集束するように、Ｎ個のセクタ８1、８2、…に分割される。焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2、…は、焦点面Ｐｆ1、Ｐｆ2、…においてそれぞれ定められる。図２〜図６、図９Ａ、図１０Ａ、及び図１２は、生成面８が２個のセクタ８1、８2に分割されている好ましい実施形態を示す。図１は、対称に対向する２個のセクタに分割された生成面８を形成するために、放射面４が有利に２個のセクタ４1、４2に分割されている別の実施形態を示す。
図７Ａは、それ自体が４個のセクタ８1、８2、８3、８4に分割可能な生成面８を形成するために、放射面４が有利に４個のセクタ４1、４2、４3、４4に分割されている別の実施形態を示す。有利には、２つの直交面によってそれぞれ２個のセクタに分割された生成面８を形成するために、放射面４が４個のセクタに分割されている（図７Ｂ及び図７Ｃ）。
図４からより正確に分かるように、基準Ｘ、Ｙ、Ｚのうちの軸Ｘ、Ｚによって定められる断面Ｐｐにおいて、この生成面８の各セクタ８1、８2、…は、有限長の凹曲線部（凹曲線セグメント）Ｓ１、Ｓ２、…を示す。図から分かるように、セクタ８1、８2の凹曲線部Ｓ１、Ｓ２は、各端部８ａ1、８ｂ1及び各端部８ａ2、８ｂ2によってそれぞれ区切られている。断面Ｐｐにおいて、２つの凹曲線部Ｓ１、Ｓ２、…は、対称面Ａ又は対称軸Ｓのいずれかの側に位置する。
凹曲線部Ｓ１、Ｓ２、…は、生成面８が対称軸の周囲で回転する形状を有する第１変形実施形態においてはトランスデューサ２の対称軸Ｓについて非対称である（図１、図２、図３、図７Ａ〜図７Ｃ、図８Ａ〜図８Ｃ、図９Ａ〜図９Ｄ、図１０Ａ〜図１０Ｆ、及び図１１Ａ〜図１１Ｅ）。あるいは、凹曲線部Ｓ１、Ｓ２、…は、生成面８が擬似円筒形状を有する第２変形実施形態においてはトランスデューサの対称面Ａ１について非対称である（図１２、図１２Ａ〜図１２Ｃ、及び図１３Ａ〜図１３Ｄ）。
第１変形実施形態に係る生成面８及び第２変形実施形態に係る生成面８を示す図４、図５、図６、及び図６Ａによると、凹曲線部Ｓ１、Ｓ２、…の各々は、超音波焦点領域Ｚｃ１、Ｚｃ２、…に対応する曲率中心ｃ1、ｃ2、…をそれぞれ有する。本発明によると、セクタの凹曲線部Ｓ１、Ｓ２、…は、対称面Ａ１又は対称軸Ｓについて非対称である。また、曲率中心ｃ1、ｃ2、…は、対称面Ａ１又は対称軸Ｓについて非対称であり、曲率中心ｃ1、ｃ2、…が対称面Ａ１若しくは対称軸Ｓから異なる距離に位置し、及び／又は、垂直方向Ｚに沿った異なる深さに位置して非対称である。
図４に示される例によれば、第１セクタ８1及び第２セクタ８2を含み、第１セクタ８1の曲率中心ｃ1から対称軸Ｓ又は対称面Ａ１までの距離は、第２セクタ８2の曲率中心ｃ2から対称軸Ｓ又は対称面Ａ１までの距離よりも大きい。これらの距離は、対称軸Ｓ又は対称面Ａ１に垂直な方向Ｘに沿ってとられている。図４に示す例において、曲率中心ｃ1、ｃ2は、垂直方向Ｚ（又は対称軸Ｓ）に沿って同じ深さに位置していることに留意するべきである。すなわち、曲率中心ｃ1、ｃ2は、対称軸Ｓ又は対称面Ａ１に垂直な同じ直線に沿って位置していることに留意するべきである。言い換えれば、曲率中心ｃ1、ｃ2は、結合した焦点面Ｐｆ1、Ｐｆ2に沿って位置している。
図５は、曲率中心ｃ1から対称軸Ｓ又は対称面Ａ１までの距離が、曲率中心ｃ2から対称軸Ｓ又は対称面Ａ１までの距離と異なるだけでなく、曲率中心ｃ1の対称軸Ｓに沿った深さが、曲率中心ｃ2の対称軸Ｓに沿った深さと異なる、別の実施形態を示す。したがって、図５に示される例によれば、曲率中心ｃ2を含む焦点面Ｐｆ2は、曲率中心ｃ1を含む焦点面Ｐｆ1よりも、対称軸Ｓに沿って、トランスデューサからさらに離間している。言い換えれば、曲率中心ｃ1、ｃ2は、それぞれ異なる焦点面Ｐｆ１、Ｐｆ２に位置している。
もちろん、曲率中心ｃ1、ｃ2は、対称軸Ｓに沿った深さが異なる一方で、曲率中心ｃ1、ｃ2から対称軸Ｓ又は対称面Ａ１までの距離が同一である場合にも、非対称であると考えられる。図６は、曲率中心ｃ1から対称軸Ｓ又は対称面Ａ１までの距離が、曲率中心ｃ2から対称軸Ｓ又は対称面Ａ１までの距離が同一である一方で、曲率中心ｃ1の対称軸Ｓに沿った深さが、曲率中心ｃ2の対称軸Ｓに沿った深さと異なる、この実施形態を示す。この例によれば、曲率中心ｃ１、ｃ２は、それぞれ異なる焦点面Ｐｆ１、Ｐｆ２に位置している。
セクタの凹曲線部Ｓ１、Ｓ２、…の各々は、該凹曲線部の曲率中心ｃ1、ｃ2、…と該凹曲線部Ｓ１、Ｓ２、…の中心とを通過するそれぞれ個々の軸ａ1、ａ2、…を有する。
本発明の別の特徴によれば、凹曲線部の個々の軸ａ1、ａ2、…は、対称面Ａ１に対して、又は対称軸Ｓに対して軸外しの焦点範囲領域Ｚｒを形成するように、交差する。この焦点範囲領域Ｚｒは、生成面８のセクタ８1、８2、…に由来する複数の超音波ビームの焦点範囲領域に対応する。図４〜図６及び図６Ａに示される実施形態では、断面Ｐｐにおいて、焦点範囲領域Ｚｒは、凹曲線部Ｓ１、Ｓ２の各々の各端部８ａ1、８ｂ1及び各端部８ａ2、８ｂ2に由来する複数のビームによって画定される平行四辺形の形状で４つの辺を有する断面を示す。超音波のこの焦点範囲領域Ｚｒは、容積の大きい生体損傷を形成するために有利に使用される。治療領域としての焦点範囲領域Ｚｒの使用からは独立して、形成される損傷の幾何形状は、焦点領域Ｚｃ１、Ｚｃ２、…と焦点範囲領域Ｚｒとの組み合わせによって制御される。本発明において、エネルギー付与領域は、他の焦点領域に付与されうるエネルギーとは無関係に、焦点範囲領域Ｚｒに対応する。
この焦点範囲領域Ｚｒは、個々の軸ａ1、ａ2、…が、対称面Ａ１の外側又は対称軸Ｓの外側に位置する共通の交差点Ｉで交差するという意味において、軸外しである。個々の軸ａ1、ａ2、…は、図３〜図６及び図１２に示されているように、焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2、…と生成面８との間に位置する深さで交差するか、又は図６Ａに示されているように、焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2、…の向こう側で交差するかのいずれかである。セクタ８1、８2、…に由来する複数のビームは、焦点範囲領域Ｚｒが垂直方向Ｚに沿って焦点面Ｐｆ1、Ｐｆ2、…から離間して位置するように交差する。
有利な実施形態の特徴によれば、曲線部Ｓ１、Ｓ２、…が、対称軸Ｓ又は対称面Ａ１のいずれかの側において断面Ｐｐ内を延び、生成面８から離間して焦点範囲領域Ｚｒが位置するように、互いに離間している。したがって、図４〜図６及び図６Ａから明らかなように、内側と呼ぶ曲線部の端部８ａ1、８ａ2は、対称軸Ｓ又は対称面Ａ１から離間している。
このような配置の結果、生成面８、続いて面４は、対称軸Ｓ又は対称面Ａ１を中心とする開口部１０を示す。断面Ｐｐに位置する曲線部の内側８ａ1、８ａ2と呼ぶ端部は、軸Ｘに沿って１０ｍｍから１２０ｍｍの範囲の内側距離Ｄｉだけ互いに離間している。これらの端部の間の距離の選択によって生成面８に対する焦点範囲領域Ｚｒの位置が変更され（図３、図４、図５、図８Ｂ、図９Ｂ、及び図１０Ｂ）、又は関連する構成によって焦点範囲領域Ｚｒの形状及び軸Ｚに沿ったその範囲が変更される（図６Ａ）。有利には、この開口部１０は、超音波イメージングプローブのためのハウジングとして機能する。
断面Ｐｐにおいて、外側と呼ぶセクタの端部８ｂ1、８ｂ2は、焦点範囲領域Ｚｒを焦点面から離間して配置するために、外側距離Ｄｓだけ互いに離間していることに留意すべきである。言い換えれば、焦点範囲領域Ｚｒは、焦点面Ｐｆ1、Ｐｆ2、…に接触しない。このようにして、焦点範囲領域Ｚｒと焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2、…とは、互いに異なり、又は互いに離間している。
本発明の別の特徴によると、第１変形実施形態によれば、生成面８のセクタ８1、８2、…は、対称軸Ｓの周囲で凹曲線部Ｓ１、Ｓ２、…を２Π／Ｎ回転させることによって形成される。あるいは、第２変形実施形態によれば、生成面８のセクタ８1、８2、…は、当該曲線部Ｓ１、Ｓ２、…を含む断面Ｐｐに垂直な方向Ｙに沿って曲線部Ｓ１、Ｓ２、…を移動（平行移動）させることによって形成される。ここで、Ｎは、セクタ数である。セクタ８1、８2、…は、実質的に同一の値の角度範囲又は長さに沿って延びる。このようにして、生成面８が２個のセクタに分割された回転面である場合、各セクタ８1、８2は、１８０°の角度範囲に沿って延びる（図２）。
対称軸Ｓ又は対称面Ａ１に対して鏡像位置に位置するセクタ８1、８2、…は、焦点範囲領域Ｚｒ及び焦点領域Ｚｃに対応する輪郭を有するエネルギー付与領域を形成する。第１変形実施形態によれば、生成面８のセクタは、対称軸Ｓの周囲で凹曲線部を回転させることによって形成され、焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2、…は、円の一部の形状を有する。生成面８が２個のセクタ８1、８2に分割されている場合には、焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2は、１８０°の角度範囲に沿って延びる半円である（図３）。第２変形実施形態によれば、セクタ８1、８2、…は、曲線部を含む断面Ｐｐに垂直な方向Ｙに沿って凹曲線部を移動させることによって形成され、焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2、…は、方向Ｙに平行な焦点面Ｐｆ１、Ｐｆ２、…に位置する直線部に沿って延びる（図１２）。生成面８が２個のセクタ８1、８2に分割されている場合には、焦点領域Ｚｃ1、Ｚｃ2は、方向Ｙに平行な焦点面Ｐｆ１、Ｐｆ２に位置する２つの直線部に沿って延びる（図１２）。
集束超音波の圧力場の生成面８は、上述の生成面８の特徴が得られるように構成された面４を有するトランスデューサによって得られ、又は実施される。
第１変形実施形態によれば、生成面８は、回転体である。この生成面８は、有利には円環状の幾何学的な配置をされた、トランスデューサ素子によって定められる面４に由来する。円環状の幾何学的な配置は、焦点領域が円の一部の形状を有するように、互いに交差しかつ一致しない円の弧を描くように、対称軸Ｓの周囲で凹曲線部を回転させることによって形成される。
トランスデューサの面４は、図８Ａに示されているように、対称軸Ｓに垂直な２つの面に沿って、交わった円環体（crossed torus）の外皮（envelope）の一部を切り取ったものに対応する。
第２変形実施形態によれば、生成面８は、擬似円筒形状又は管状の形状を示す。この生成面８の面は、円筒状の幾何学的な配置をされた、トランスデューサ素子によって定められる面４に由来する。円筒状の幾何学的な配置は、焦点領域が直線状の形状を有するように、２つの曲線部を、該曲線部を含む該断面に垂直な方向に沿って有限長さだけ移動させることによって形成される。
図８Ａは、交差した円環状の幾何学的な配置に基づく凹曲線部によって定められるトランスデューサ２の面４の好ましい例示的な実施形態を示す。
図８Ｂから分かるように、断面Ｐｐにおいて、放射面４は、中心ｃ’1を有する第１円Ｅ’１及び第１円Ｅ’１の中心ｃ’1とは異なる別の中心ｃ’2を有する第２円Ｅ’2のそれぞれの弧を描く２つの凹曲線部Ｓ’1、Ｓ’2を含む。第１円Ｅ’１及び第２円Ｅ’２は、一致することなく互いに交差している。２つの凹曲線部のうちの１つであるＳ’1（図８Ｂの右側）は、第１円Ｅ’１の弧を描き、この第１円Ｅ’１の弧は、第２円Ｅ’２の内側に位置している。同様に、他方の凹曲線部Ｓ’2（図８Ｂの左側）は、第２円Ｅ’２の弧を描き、この第２円Ｅ’２の弧は、第１円Ｅ’１の内側に位置している。
断面Ｐｐにおいて、放射面４は、対称軸Ｓについて対称である２つの有限長の凹曲線部Ｓ’1、Ｓ’2を示す。したがって、放射面４の凹状部Ｓ’1、Ｓ’2の各々は、それぞれの超音波焦点領域Ｚｃ’１、Ｚｃ’２において、円の中心ｃ’1、ｃ’2に超音波を集束させる。それぞれの超音波焦点領域Ｚｃ’１、Ｚｃ’２は、対応する放射面４Ｓ’1、Ｓ’2に対して対称軸Ｓの向こう側に位置する。これらの超音波焦点領域Ｚｃ’１、Ｚｃ’２は、焦点面Ｐｆ’に定められる。
第１変形実施形態によれば、凹曲線部Ｓ’1、Ｓ’2の個々の軸は、この対称軸Ｓ上に位置する共通の交差点Ｉ’において対称軸Ｓを横切っている。個々の軸の共通の交差点は、放射面４と焦点領域Ｚｃ’１、Ｚｃ’２との間、又は焦点面Ｐｆ’の向こう側に位置する。したがって、放射面４の複数のビームは、対称軸Ｓについて対称である複数の超音波ビームの範囲領域Ｚ’ｒを形成するように、交差する。複数の超音波ビームの焦点範囲領域Ｚ’ｒは、これを自然（natural）と呼び、対称軸Ｓを中心とする。
第１変形実施形態によれば、トランスデューサが回転の形状を示す。この放射面４は、対称軸Ｓの周囲でＳ’1及びＳ’2によって示される凹曲線部を回転させることによって得られ、凹曲線部は、交差に着目すると、曲率中心が対称軸Ｓに対して当該凹曲線部に対向した側に位置している。平面ＸＹにおいて、図８Ｃは、このような回転体のトランスデューサによって得られる焦点範囲領域Ｚ’ｒの自然な形状を示す。円環体のトランスデューサの場合、トランスデューサは、焦点領域Ｚｃ’１、Ｚｃ’２で表される円の形状の焦点面にも圧力を付与することに留意すべきである（図８Ｂ）。
第１変形実施形態によれば、放射面４は、回転面である。この放射面４は、例えば、互いに対して、かつ対称軸Ｓに対して、同軸（concentrically）に取り付けられた一連の超音波トランスデューサ素子３を含む。もちろん、図８Ａに示されるように、トランスデューサが、例えば５ｍｍから２５０ｍｍの幅を有する交わった円環体の一部に限定されるように、放射面４を対称軸Ｓについて対称に切り取ることは可能である。この実施形態によれば、トランスデューサ２は、トランスデューサ素子３がリング状の部分の形状で配置されるように、互いに対して、かつ対称軸Ｓに対して、同軸に取り付けられた一連の超音波トランスデューサ素子３を含む。
第２変形実施形態によれば、トランスデューサ２は、円筒の２個の部分（一部）を含む放射面４を示す。この放射面４は、上述した指針に従って、対称面Ａ１について対称である有限長の凹曲線Ｓ’1、Ｓ’2を形成し、当該凹曲線部を含む断面Ｐｐに垂直な方向Ｙに沿ってこれらの２つの凹曲線部Ｓ’1、Ｓ’2を移動させることによって得られる。したがって、放射面４の部分の各々は、方向Ｙに平行な焦点面内を延びる直線部に沿って、対称面Ａ１の前、後、又は上に焦点を合わせる。凹曲線部Ｓ’1、Ｓ’2の個々の軸は、対称面Ａ１を、対称面Ａ１に含まれる交差軸Ｉ’’において切り取る（図１２Ａ）。第１変形実施形態について上述したように、自然暴露段階では、放射面４の複数のビームは、対称面Ａ１について対称である、複数の超音波ビームの範囲領域Ｚ’ｒを形成するように、交差する。複数の超音波ビームのこの焦点範囲領域Ｚ’ｒは、これを自然と呼び、対称面Ａ１を中心とする。
上述した放射面４を有するプローブ１を用い、先にその特徴を説明した本発明によって、生成面８が作成される。以下の説明では、生成面８は、好ましい実施形態として２個のセクタ８1、８2に分割されているが、本発明の目的は、より多くのセクタを含む生成面８に対しても適用されうる。トランスデューサ２は、ユーザの手に保持された物理的又は実際のトランスデューサに対応することに留意すべきである。また、生成面８は、２個のセクタをいくつかのエミッタ素子に分割した後、物理的トランスデューサのチャネルの各々に位相を適用することによってシミュレートされた２個の仮想半トランスデューサによって形成されることに留意すべきである。これらの位相を決定するには、各エミッタ素子について、トランスデューサ２と生成面８との間の超音波の伝搬時間を計算するだけである。本発明によれば、音響軸又は対称軸のような物理的トランスデューサに特有の幾何学的な配置をされた素子を移動させることなく、集束素子を移動させるために、２個の仮想的なトランスデューサが形成される。以下の説明では、制御回路７の一部を構成する信号発生器が、遅延法則又は位相法則を用いて、集束超音波の圧力場の生成面８が形成されるように、リング状に配置した超音波エミッタ３を駆動させる信号を送信するように制御される有利な実施形態を説明する。
例として、図９Ａ〜図９Ｄ及び図１０Ａ〜図１０Ｆは、２個のセクタ８1、８2を含む第１変形実施形態のタイプの生成面８が形成されるように、図８Ａ〜図８Ｃに示されるトランスデューサの超音波エミッタ３の動作を示す。
制御回路７の一部を構成する信号発生器は、暴露段階において、対応するエネルギー付与領域が形成されるように、セクタ４1及び対称軸Ｓについて対称にセクタ４1に対向するセクタ４2の一部を形成する超音波エミッタ３を駆動させる信号を送信するように制御される。
暴露段階では、２個のセクタ４1、４2の超音波エミッタ３は、集束超音波の圧力場の生成面８が得られ、生成面８が２個の放射面を形成するように、駆動される。２個の放射面の各々は、対称軸Ｓの周囲で異なる凹曲線部ｓ1、ｓ2を回転させることによって得られる。このようにして、曲率中心ｃ1、ｃ2は、セクタ８1、８2ごとに独立して、対称軸に対して当該曲線部に対向する側又は対向しない側に位置することが可能となる。それに応じ、図９Ｂ及び図９Ｃに示されるように、回転軸に対して軸外しのエネルギー付与領域Ｚｒ１を形成することができる。セクタ８1及び対称に対向するセクタ８2の一部を形成する超音波エミッタ３の駆動によって、エネルギー付与領域、特に焦点範囲領域に対応する輪郭を有するアーチ状（arched）のエネルギー付与領域Ｚｒ1が形成される。この指針は、トランスデューサを構成するセクタ全体に適用され、圧力が付与される領域の形状を効果的に改善する。
図１０Ａ〜図１０Ｄにより正確に示される第２暴露段階では、２個のセクタ４1、４2の超音波エミッタ３は、図９Ｄに示されるアーチ状のエネルギー付与領域Ｚｒ1に対して対称な、焦点範囲領域に対応する輪郭を有するアーチ状のエネルギー付与領域Ｚｒ2を形成するように、駆動される。この第２暴露段階を実行するために、制御回路は、上述した指針に基づいてセクタ間に適用される位相を反転させることによって、トランスデューサの面全体を再び駆動させる。
制御回路７の一部を構成する信号発生器は、連続した暴露段階において、対応するエネルギー付与領域がセクタの各組ごとに形成されるように、セクタ及び対称軸について対称に対向するセクタの各々の一部を形成する超音波エミッタを駆動させる信号を送信するように制御されることに留意すべきである。示される例（図１０Ｅ〜図１０Ｆ）では、２つの連続した超音波暴露によって、凝析クラウン（coagulation crown）を形成することができる。
図１０Ｅ〜図１０Ｆに示される実施形態では、凝析クラウンは、一定の輪郭又は幅を示す。もちろん、アーチ状のエネルギー付与領域の輪郭又は幅は、対称軸Ｓに対するそれらの位置について、方向Ｚに沿った高さと同様に、ある暴露段階から他の暴露段階へと変化させることができる。
したがって、一般に、制御回路７の一部を構成する信号発生器は、軸外しのエネルギー付与領域が得られるように、連続した暴露段階の各々において、暴露段階ごとに曲率中心ｃ1、ｃ2、…が対称面Ａ１若しくは対称軸Ｓから異なる距離に位置し、及び／又は、垂直軸Ｚに沿った異なる深さに位置するように、超音波エミッタを駆動させる信号を送信するように制御される。
したがって、制御回路７の一部を構成する信号発生器は、連続した暴露段階において同一の又は異なる大きさを有する異なる位置にある軸外しのエネルギー付与領域が得られるように、連続した暴露段階において制御され、暴露段階ごとに曲率中心ｃ1、ｃ2、…が対称面Ａ１若しくは対称軸Ｓから異なる距離に位置し、及び／又は、垂直軸Ｚに沿った異なる深さに位置するように、超音波エミッタを駆動させる信号を送信するように制御される。
図１０Ｅ〜図１０Ｆに示される例では、２個のセクタ８1、８2の全体の超音波エミッタは、焦点範囲領域Ｚｒ１、Ｚｒ２が対称軸Ｓについて対称となるように位相が計算される、２つの駆動段階を経ている。第２駆動サイクルの間に、凹曲線部Ｓ1をＳ2に、凹曲線部Ｓ2をＳ1に変換することによって、生成面８の領域に反映される。
図１１Ａは、１つの暴露サイクルにおいて、２個のセクタ８1、８2の全体の超音波エミッタが、２つの駆動段階を経た実施形態を示す。駆動段階では、焦点範囲領域Ｚｒ１、Ｚｒ２が対称軸Ｓについて非対称であるように位相が計算されている。この例によれば、２つの駆動段階は、非対称の焦点範囲領域Ｚｒ１、Ｚｒ２が得られるように適合した方法によって配置された曲率中心ｃ1、ｃ2を用いて実行されている。
曲率中心が、互いに離間して位置するように、
又は、対称面Ａ１若しくは対称軸Ｓから異なる距離にあるが、同じ深さにあるように、
又は、対称面Ａ１若しくは対称軸Ｓから同じ距離にあるが、異なる深さにあるように、
又は、対称面Ａ１若しくは対称軸Ｓから異なる距離にあり、かつ対称面Ａ１若しくは対称軸Ｓに対して異なる深さにあるように、
ある暴露段階から他の暴露段階へと、暴露段階を連続して実行できると考えられる。
したがって、連続した暴露段階において、ある暴露段階から他の暴露段階へと曲率中心の距離及び／又は深さが変更されるように、超音波エミッタを駆動させることによって、焦点範囲領域は、垂直軸Ｚについて、同心状及び／又は対称及び／又は非対称及び／又は重ね合わせられることができる、と考えられる。したがって、治療される容積部の複雑な形状が多かれ少なかれそれに応じて、暴露段階を「無限に」組み合わせることができる。
図１１Ｂは、制御回路７の一部を構成する信号発生器が、２個のセクタ８1、８2の全体の超音波エミッタが２つの駆動段階を経るように制御される実施形態を示している。駆動段階では、焦点範囲領域Ｚｒ１、Ｚｒ２が対称軸Ｓについて対称となるように位相が計算されている。これらの２つの駆動段階は、エネルギー付与の重ね合わされたクラウンが得られるように、垂直軸Ｚに沿って異なる深さで繰り返される暴露サイクルを形成する。このクラウンは、ある暴露段階から他の暴露段階において同一の幅及び高さを有する円筒形を形成する。
図１１Ｃは、制御回路７の一部を構成する信号発生器が、変化可能な幅及び／又は高さが重ねあわされた焦点範囲領域を得るように、焦点範囲領域Ｚｒが垂直軸Ｚに沿って異なる距離及び異なる深さに位置するように、超音波エミッタ３を駆動させる信号を送信するように制御される別の実施形態を示す。
上述した例では、エネルギー付与の容積部は、中空であり、すなわち、対称軸Ｓに接していない。もちろん、制御回路の一部を構成する信号発生器は、少なくとも１つの相補的暴露段階において、焦点領域において超音波が集束し、対称面Ａ１又は対称軸Ｓに対して中心に位置しかつ焦点領域と放射面との間において焦点面から離間して位置する又は焦点領域の向こう側に位置する焦点範囲領域Ｚ’ｒが得られるように、超音波エミッタを駆動させる信号を送信するように制御することができる。したがって、図８Ａ及び図８Ｂに記載された指針に従った自然と呼ぶ相補的な暴露段階は、エネルギー付与の容積部を完成させるように、１つ又は各々の暴露段階に対して実行されうる。もちろん、この相補的な暴露段階は、本明細書で説明した実施形態の一方及び／又は他方に対して実施されうる。したがって、図１１Ｄは、図１１Ｂに示される変形例に対する相補的な暴露段階の実行を示している。
図１１Ｅは、先に説明したように、２つの連続した超音波暴露によって形成された焦点クラウンＫによって囲まれた対称軸Ｓに対して中心に位置する自然焦点範囲領域Ｚ’ｒを平面図で示している。この図は、４つの焦点範囲領域Ｚｒ１〜Ｚｒ４を形成するように、４つのセクタに分割された生成面８によって具現化された４つの連続した超音波暴露が、追加の焦点クラウンである焦点クラウンＫの周りの形成を生成することを示すことに留意すべきである。
例として、以下の説明では、第２変形実施形態に係る生成面８の実施を例示する。図１２に示されるこの例によれば、第１焦点領域は、二重線形状を有する。第１変形実施形態について図１０Ａ〜図１０Ｆ及び図１１Ａ〜図１１Ｅに関連して説明した本発明を実施するための条件は、擬似円筒形状の生成面８にも同様に適用される。
本発明によると、超音波エミッタ３は、対称面Ａ１に平行に切り取られ、生成面８を形成するように、遅延法則又は位相法則を用いて駆動される。超音波エミッタは、少なくとも２個のセクタに沿って配置され、図１２に示される例によれば、対称面Ａ１について対称に配置された２個のセクタ８1、８2を有する。
したがって、制御回路の一部を構成する信号発生器は、暴露段階において、対応するエネルギー付与領域を形成するように、対称面Ａ１の一方の側に位置するセクタ及び対称に対向するセクタの一部を形成する超音波エミッタを駆動させるための信号を送信するように制御される。したがって、対称面Ａ１の一方の側に、この対称面から離間して、エネルギー付与の容積部Ｚｒ１（又は焦点範囲領域Ｚｒ１）を形成できる（図１２Ｂ）。同様にして、対称面Ａ１の他方の側に、この対称面Ａ１から離間して、エネルギー付与の容積部Ｚｒ２（又は焦点範囲領域Ｚｒ２）を形成できる（図１２Ｃ）。
別の有利な実施形態によれば、超音波エミッタは、対称面Ａ１に垂直な複数のセクタに沿って配置され、対称面Ａ１に対して対向して配置される。図１３Ａに示す例では、９個のセクタが対称面Ａ１のいずれかの側に位置しており、一方の側の各セクタは、他方の側のセクタと対向している。したがって、制御回路の一部を構成する信号発生器は、暴露段階において、対応するエネルギー付与領域が対称面の一方の側に形成されるように、遅延法則又は位相法則を用いて、セクタ及び対向するセクタの一部を形成する超音波エミッタを駆動させる信号を送信するように制御される（図１３Ａ）。対向するセクタの超音波エミッタは、対称面Ａ１のいずれかの側にエネルギー付与の容積部を形成することができる。図１３Ｂは、対称面Ａ１のいずれかの側に位置する２つのエネルギー付与の容積部を実施することを示す。エネルギー付与の容積部の厚さは、トランスデューサの１個のセクタの幅に対応している。
先に説明したように、エネルギー付与の容積部の各々は、特に曲率中心の位置を利用することによって、形状、大きさ、及び位置を変化させることができる。トランスデューサの異なるセクタを連続して駆動させると、厚さが変化可能なエネルギー付与の中空の容積部が形成される（図１３Ｃ）。
この解決策は、非直線部分Ｔに沿って延びる標的領域の治療に特に有利に適用され、例えば、動脈又は静脈に沿った腫瘍、消化管に沿った腫瘍、骨に沿った腫瘍、膵臓のウィルソン管、尿道又は胆管に沿った腫瘍を治療することができる（図１３Ｄ）。
前述の説明から、本発明の目的は、（音響軸に沿った）深さ方向の焦点領域の移動と、トランスデューサに平行な（音響軸に垂直な）面内の移動とを形成し、エミッタの数を効果的に減らすことであることが分かる。焦点を形成し、空間で移動すること（電子集束）を提案している先行技術とは対照的に、本発明の目的は、「仮想」生成面又は「仮想」トランスデューサを計算することによって得られる容積部（クラウンの一部）を直接形成し、多数のエミッタを介さずにこの容積部を移動させることである。したがって、この発明は、制御電子機器のコストを削減するだけでなく、トランスデューサのコストも削減することができる。

Claims (16)

  1. 集束超音波の放射によって組織を治療する治療装置であって、
    前記治療装置は、音響軸に対応する対称軸（Ｓ）又は音響面に対応する対称面（Ａ１）を有する集束超音波の放射面（４）を定める複数の超音波エミッタ（３）を含むトランスデューサ（２）を有する治療用プローブを備え、これらの超音波エミッタは、集束超音波の圧力場の生成面（８）が定まるように、制御回路（７）の一部を形成する信号発生器によって送信される信号によって駆動され、
    前記生成面（８）は、焦点面（Ｐｆ1、Ｐｆ2、…）に定められる焦点領域（Ｚｃ1、Ｚｃ2、…）に超音波が集束するように、少なくともＮ個のセクタ（８1、８2、…）（Ｎは、２から３２）に分割され、この生成面の前記セクタは、断面（Ｐp）において、前記対称面（Ａ１）又は前記対称軸（Ｓ）について非対称である有限長の凹曲線部（Ｓ１、Ｓ２、…）を有し、
    その曲率中心（ｃ1、ｃ2、…）は、前記曲率中心が前記対称面（Ａ１）若しくは前記対称軸（Ｓ）から異なる距離に位置し、及び／又は、前記対称軸に沿った異なる深さに位置するように、前記対称面（Ａ１）又は前記対称軸（Ｓ）について非対称であり、
    凹曲線部（Ｓ１、Ｓ２、…）の各々は、前記凹曲線部の曲率中心（ｃ1、ｃ2、…）と前記凹曲線部（Ｓ１、Ｓ２、…）の中心とを通過する個々の軸（ａ1、ａ2、…）を有し、
    前記個々の軸（ａ1、ａ2、…）は、前記セクタに由来する複数のビームが、前記焦点領域（Ｚｃ1、Ｚｃ2、…）と前記生成面（８）との間で、又は前記焦点領域（Ｚｃ1、Ｚｃ2、…）の向こう側で交差して、前記対称面（Ａ１）又は前記対称軸（Ｓ）に対して軸外しであって前記焦点面（Ｐｆ1、Ｐｆ2、…）から離間して位置する焦点範囲領域（Ｚｒ）を形成するように、前記焦点領域（Ｚｃ1、Ｚｃ2、…）と前記生成面（８）との間で、又は前記焦点領域の向こう側で交差し、
    この生成面（８）の前記セクタは、前記セクタ（８1、８2、…）が前記焦点範囲領域（Ｚｒ）に対応する輪郭を有するエネルギー付与領域を形成しうるように、前記対称軸（Ｓ）の周囲で前記凹曲線部（Ｓ１、Ｓ２、…）を２Π／Ｎ回転させ、又は前記凹曲線部（Ｓ１、Ｓ２、…）を含む前記断面（Ｐｐ）に垂直な方向（Ｙ）に沿って前記凹曲線部を移動させることによって、形成され、
    前記生成面（８）の前記凹曲線部（Ｓ１、Ｓ２、…）は、前記対称軸（Ｓ）又は前記対称面（Ａ１）のいずれかの側において前記断面（Ｐｐ）内を延び、前記生成面から離間した位置に前記焦点範囲領域（Ｚｒ）が位置するように、互いに離間している、
    ことを特徴とする治療装置。
  2. 前記生成面（８）は、２個のセクタに分割されていることを特徴とする、請求項１に記載の治療装置。
  3. 前記生成面（８）において、内側の端部（８ａ1、８ａ2、…）は、超音波イメージングプローブを取り付けるためのハウジングの範囲を定めることを特徴とする、請求項１に記載の治療装置。
  4. 前記生成面（８）は、円環状の幾何学的な配置をされたトランスデューサ素子によって定められた面（４）に由来し、前記円環状の幾何学的な配置は、互いに交差しかつ一致しない円の弧を描くように前記対称軸（Ｓ）の周囲で凹曲線部を回転させることによって形成され、前記互いに交差しかつ一致しない円は、前記焦点領域が円の一部の形状を有するように交差することを特徴とする、請求項１から３のいずれか１項に記載の治療装置。
  5. 前記面（４）は、前記対称軸（Ｓ）について対称に切り取られた形状を有することを特徴とする、請求項４に記載の治療装置。
  6. 前記生成面（８）は、円筒状の幾何学的な配置をされた前記トランスデューサ素子によって定められる面（４）に由来し、前記円筒状の幾何学的な配置は、前記焦点領域が直線状の形状を有するように、前記凹曲線部を含む前記断面（Ｐｐ）に垂直な方向（Ｙ）に沿って２つの前記凹曲線部を有限長さだけ移動させることによって形成されることを特徴とする、請求項１から３のいずれか１項に記載の治療装置。
  7. 前記トランスデューサ（２）の前記超音波エミッタ（３）は、集束超音波の圧力場の前記生成面（８）に対応する放射面（４）を定めることを特徴とする、前記請求項のいずれか１項に記載の治療装置。
  8. 前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器は、集束超音波の圧力場の前記生成面（８）が形成されるように、遅延法則又は位相法則を用いて、部分に配置された前記超音波エミッタ（３）を駆動させる信号を送信するように制御されることを特徴とする、請求項１から６のいずれか１項に記載の治療装置。
  9. 暴露段階において、セクタ（８1、８2、…）及び前記対称軸について対称に対向するセクタの一部を形成する前記超音波エミッタは、対応するエネルギー付与領域が形成されるように、前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることを特徴とする、請求項１から８のいずれか１項に記載の治療装置。
  10. 暴露段階において、セクタ（８1、８2、…）及び前記対称面（Ａ１）について対称に対向するセクタの一部を形成する前記超音波エミッタは、対応するエネルギー付与領域が前記対称面（Ａ１）の一方の側に形成されるように、前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることを特徴とする、請求項１から８のいずれか１項に記載の治療装置。
  11. 後の暴露段階において、セクタ（８1、８2、…）及び前記対称面（Ａ１）について対称に対向するセクタの一部を形成する前記超音波エミッタ（３）は、対応するエネルギー付与領域が、前の暴露段階において前記エネルギー付与領域が形成された側に対向する側に形成されるように、前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることを特徴とする、請求項１０に記載の治療装置。
  12. 前記超音波エミッタ（３）は、前記対称面（Ａ１）に垂直な複数のセクタに沿って配置され、連続した暴露段階において、セクタの前記超音波エミッタは、エネルギー付与領域が前記対称面（Ａ１）のいずれかの側に形成されるように、前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることを特徴とする、請求項１０又は１１に記載の治療装置。
  13. 暴露段階ごとに前記曲率中心（ｃ1、ｃ2、…）が前記対称面（Ａ１）若しくは前記対称軸（Ｓ）から異なる距離に位置し、及び／又は、その垂直軸（Ｚ）に沿った異なる深さに位置する、連続した暴露段階の各々において、前記超音波エミッタは、軸外しのエネルギー付与領域が得られるように、前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることを特徴とする、前記請求項のいずれか１項に記載の治療装置。
  14. 暴露段階ごとに前記曲率中心（ｃ1、ｃ2、…）が前記対称面（Ａ１）若しくは前記対称軸（Ｓ）から異なる距離に位置し、及び／又は、前記垂直軸（Ｚ）に沿った異なる深さに位置する、連続した暴露段階において、前記超音波エミッタは、これらの連続した暴露段階において、同一の又は異なる大きさを有する異なる位置にある軸外しのエネルギー付与領域が得られるように、前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることを特徴とする、請求項１３に記載の治療装置。
  15. 連続した暴露段階において、ある暴露段階から他の暴露段階へと前記曲率中心の前記距離及び／又は前記深さが変更されるように、前記超音波エミッタが前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることによって、前記エネルギー付与領域がその垂直軸（Ｚ）に沿って、同心状及び／又は対称及び／又は非対称及び／又は重ね合わせられることができることを特徴とする、請求項９から１４のいずれか１項に記載の治療装置。
  16. 少なくとも１つの相補的暴露段階において、焦点領域において超音波が集束し、前記対称面（Ａ１）又は前記対称軸（Ｓ）に対して中心に位置しかつ前記焦点領域と前記放射面（８）との間において前記焦点面から離間して位置する又は前記焦点領域の向こう側に位置する焦点範囲領域が得られるように、前記超音波エミッタ（３）は、前記制御回路（７）の一部を構成する前記信号発生器によって送信される信号によって駆動されることを特徴とする、前記請求項のいずれか１項に記載の治療装置。
JP2021063075A 2020-04-02 2021-04-01 遠隔交差集束超音波の放射によって組織を治療する治療装置 Pending JP2021159775A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR2003282 2020-04-02
FR2003282A FR3108854B1 (fr) 2020-04-02 2020-04-02 Appareil de thérapie pour le traitement de tissus par l’émission d’ondes ultrasonores focalisées croisées déportées

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2021159775A true JP2021159775A (ja) 2021-10-11

Family

ID=72644288

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2021063075A Pending JP2021159775A (ja) 2020-04-02 2021-04-01 遠隔交差集束超音波の放射によって組織を治療する治療装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US11801400B2 (ja)
EP (1) EP3888748A1 (ja)
JP (1) JP2021159775A (ja)
CN (1) CN113491847A (ja)
FR (1) FR3108854B1 (ja)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP4297867A1 (en) * 2021-02-26 2024-01-03 Institut national de la santé et de la recherche médicale (INSERM) Therapeutic ultrasonic transducers for the emission of focused ultrasound waves

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4865042A (en) 1985-08-16 1989-09-12 Hitachi, Ltd. Ultrasonic irradiation system
JPH07184907A (ja) 1993-12-28 1995-07-25 Toshiba Corp 超音波治療装置
US5549638A (en) * 1994-05-17 1996-08-27 Burdette; Everette C. Ultrasound device for use in a thermotherapy apparatus
US6506171B1 (en) * 2000-07-27 2003-01-14 Insightec-Txsonics, Ltd System and methods for controlling distribution of acoustic energy around a focal point using a focused ultrasound system
FR2903316B1 (fr) * 2006-07-05 2009-06-26 Edap S A Sonde de therapie et appareil de therapie incluant une telle sonde
WO2011024074A2 (en) * 2009-08-26 2011-03-03 Insightec Ltd. Asymmetric phased-array ultrasound transducer
WO2011092683A1 (en) * 2010-02-01 2011-08-04 Livesonics Ltd. Non-invasive ultrasound treatment of subcostal lesions
US20130051178A1 (en) * 2010-05-03 2013-02-28 Wavomed Ltd. Resonantly amplified shear waves
FR2973250B1 (fr) * 2011-03-29 2015-01-02 Edap Tms France Sonde de therapie pour le traitement de tissus par l'intermediaire d'ondes ultrasonores focalisees croisees
FR3012042B1 (fr) * 2013-10-23 2015-12-04 Edap Tms France Appareil de generation d'ondes ultrasonores focalisees a temps de traitement reduit
US11179581B2 (en) 2015-03-09 2021-11-23 The Research Foundation For The State University Of New York Systems and methods for promoting cellular activities for tissue maintenance, repair, and regeneration
JP6772288B2 (ja) * 2016-03-11 2020-10-21 ソルボンヌ・ユニヴェルシテＳｏｒｂｏｎｎｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｅ 脊髄の治療および脊髄神経の治療のための体外式超音波発生治療デバイス、該デバイスを備える装置、および該装置を用いる方法
EP3568079B1 (en) * 2017-01-11 2024-05-22 Institut National de la Santé et de la Recherche Médicale (INSERM) Method and apparatus for imaging in real time the propagation of a mechanical wave in an acoustically propagative material

Also Published As

Publication number Publication date
FR3108854A1 (fr) 2021-10-08
US11801400B2 (en) 2023-10-31
FR3108854B1 (fr) 2022-09-16
EP3888748A1 (fr) 2021-10-06
US20210308491A1 (en) 2021-10-07
CN113491847A (zh) 2021-10-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP0214782B1 (en) Ultrasonic irradiation system
US5435311A (en) Ultrasound therapeutic system
US6666833B1 (en) Systems and methods for focussing an acoustic energy beam transmitted through non-uniform tissue medium
JP5248491B2 (ja) シーケンス機能を有する治療装置
US5665054A (en) Control method for hyperthermia treatment apparatus using ultrasound
CN102781516B (zh) 超声治疗设备
US4938216A (en) Mechanically scanned line-focus ultrasound hyperthermia system
US4622972A (en) Ultrasound hyperthermia applicator with variable coherence by multi-spiral focusing
EP0194897B1 (en) Ultrasound therapy system
US5873845A (en) Ultrasound transducer with focused ultrasound refraction plate
US20130051178A1 (en) Resonantly amplified shear waves
WO2016134581A1 (zh) 双倍频共焦叠加聚焦超声球面分裂阵及分裂焦点控制方法
JP2013022450A (ja) 集束超音波治療装置及びその焦点制御方法
JP2021159775A (ja) 遠隔交差集束超音波の放射によって組織を治療する治療装置
US20050182326A1 (en) Combined therapy and imaging ultrasound apparatus
WO2000045893A1 (en) Pressure-pulse therapy apparatus for treatment of tissue
US20110034808A1 (en) Dual-Curvature Phased Array High-Intensity Focused Ultrasound Transducer for Tumor Therapy
Fjield et al. Low-profile lenses for ultrasound surgery
US20220126120A1 (en) Transcranial ultrasound focusing
JP2000507860A (ja) 治療用音響波源と超音波位置測定装置とを有する音響治療装置
WO2020157536A1 (en) Transcranial ultrasound focusing
Jeong Dual concentric-sectored HIFU transducer with phase-shifted ultrasound excitation for expanded necrotic region: A simulation study
US7410464B2 (en) Wave generating device
JP2009542416A (ja) 高密度焦点式超音波療法及び関連装置
Choi et al. Optimal design of a concave annular high intensity focused ultrasound transducer for medical treatment

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20210602

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20240401