JP3406320B2 - 集束超音波による対象治療装置 - Google Patents

集束超音波による対象治療装置

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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、多数の超音波変換素子から成る超音波変換
器を具備し、更に超音波変換器を抑制する制御装置を具
備し、制御装置は、超音波変換器の超音波変換素子に、
焦点の所望位置に対応して時間的に相互にずれている電
気信号を供給する、集束超音波による対象治療装置に関
する。
この形式の装置は例えは病理的組織変化の治療に使用
される。病理組織は、治療音響波としてとして放射され
集束される超音波により加熱される。発生温度が45℃よ
り低い限り、細胞の新陳代謝は障害を受け、これにより
腫瘍の場合には腫瘍の増殖の緩慢化又は後退さえ発生す
る。この治療方法は局所的温熱療法（ハイパーサーミ
ア）として知られている。温度が45℃を超えると細胞タ
ンパク質が凝固し、これにより組織の壊死が発生する。
後者の治療方法はサーモテラピーと称される。
治療音響波は連続音波又はパルス化された連続音波と
して放射される。
冒頭に記載の形式の治療装置は、結石症の治療（破石
術）及び骨疾患の治療（骨修復）において使用される。
この場合、治療音響波は衝撃波の形で放射される。
音響波の焦点を移動する方法が用いられ、これによ
り、治療する対象の領域内での焦点の移動が可能とな
り、しかもその際、超音波変換器と治療する対象とを相
対的に移動させることは不要である。
冒頭に記載の形式の装置は例えばドイツ特許第430253
8号明細書から公知である。この装置では焦点の移動
は、超音波変換素子のそれぞれに、遅延時間が調整可能
なそれぞれ１つの遅延素子を設けることにより実現され
ている。遅延素子は、超音波発生用のただ１つの発振器
から超音波変換素子に供給される信号を相対的に相互に
遅延するか又は信号の位相位置を変化するために用いら
れ、この相対的遅延又は位相位置の変化は、その都度所
望の焦点位置が得られるように行われる。遅延素子の遅
延時間は制御ユニットにより調整される。従って技術的
費用が非常に大きく、相応してコストも高くなる。更
に、電子装置の大規模な構造は、大きいスペースを必要
とする。
ドイツ特許第4302538号明細書の場合にはすべての超
音波変換素子に対して１つの共通の発振器が、超音波発
生に必要な信号を供給するのに対して、米国特許第5065
741号明細書から公知の装置の場合にはそれぞれの超音
波変換素子にそれぞれ１つの制御スイッチ回路が設けら
れ、制御スイッチ回路はそれぞれの超音波変換素子に、
超音波発生に必要な信号を供給し、制御スイッチ回路を
作動する時点は、超音波位置測定装置による評価に依存
して形成される超音波画像を用いて計算機により調整さ
れ、計算機にはメモリが設けられている。
米国特許第5158071号明細書に開示されている装置に
おいても、それぞれの超音波変換素子にそれぞれ１つの
制御スイッチ回路が割当てられ、制御スイッチ回路は、
超音波発生に必要な信号をそれぞれの超音波変換素子の
ために供給し、制御スイッチ回路を作動する時点は、そ
の都度の所望の焦点位置に依存して調整される。
ドイツ特許出願公開第3048527号公報に開示されてい
る診断超音波アプリケータでは１つの共通の発振器が、
超音波発生に必要な信号を超音波変換素子の複数の群の
ために供給する。この場合、発振器の信号は個々の群
に、相応する制御スイッチを介して供給され、スイッチ
はディジタル制御素子、例えば8bitDレジスタにより作
動される。
ドイツ特許出願公開第3236218号公報に開示されてい
る診断超音波アプリケータではデマルリプレクサ／送信
ユニットが、超音波発生に必要な信号を超音波変換素子
に供給する。この場合、これらの信号は超音波変換素子
に、メモリに記憶されている遅延時間に依存して供給さ
れる。
本発明の課題は、冒頭に記載の装置を改善して、音響
波の焦点の移動を技術的に簡単であまりコストのかから
ない方法で可能にすることにある。
上記課題は本発明により、 多数の超音波変換素子から成る超音波変換器を具備
し、 更に超音波変換器を制御する制御装置を具備し、制御
装置はそれぞれの超音波変換素子に対してメモリを有
し、メモリの中には作動の際に、超音波の焦点の所望の
位置に対応するビットパターンを記憶し、制御装置は制
御ユニットを有し、制御ユニットは個々のメモリを並列
に周期的にアドレス指定して、メモリの出力側からの焦
点の所望位置に対応して時間的に相互にずれている電気
信号を取出し、前記電気信号をそれぞれの超音波変換器
素子に供給する。集束超音波による対象治療装置により
解決される。
本発明の装置の場合、超音波変換素子に、超音波発生
に用いられる信号として、発振器等の出力信号が供給さ
れるのではない。すなわち、超音波変換素子に、メモリ
のデータ出力側から取出される信号が、超音波発生に用
いられる信号として供給される。すなわち、焦点の移動
を実現するために、本発明の装置の場合には、超音波変
換素子の数に対応する数のメモリと、メモリをアドレス
指定する制御ユニットとしか必要としない。メモリと、
制御ユニットの主要な構成素子とは、小さいコストで集
積回路の形で得られる半導体素子であり、従って従来の
装置に比してより簡単であり安価であり部品の空間的寸
法も小さい。これに関連して、従来の技術とは異なり遅
延時間の調整を行うことが不要となるメリットがある、
何故ならば信号の相互の位相位置はビットパターンによ
り前もって定められているからである。
本発明の１つの特別に有利な実施の形態では、本発明
の装置はメモリとして書込み／読出しメモリを具備し、
書込み／読出しメモリの中に制御ユニットが、焦点の所
望位置に対応するビットパターンを書込む。このように
して、焦点を種々の位置に調整することが可能となり、
しかもその際、メモリを交換することは不要である。こ
れに関連して本発明の１つの変形実施の形態では、制御
ユニットが、焦点の所望の位置に対応するビットパター
ンを計算し、メモリの中に書込む。しかし本発明の１つ
の特に有利な実施の形態では、制御ユニットがデータメ
モリを有し、データメモリの中には種々の焦点の位置に
対するビットパターンを記憶し、制御ユニットは、焦点
のその都度に所望の位置に対応するビットパターンをメ
モリの中に書込む。このようにして、最初に記載の方法
に比して簡単化された構成の制御ユニットが得られる、
何故ならばビットパターンの計算が不要であるからであ
る。焦点の位置のビットパターンに関連して焦点の位置
の数が記憶され、実際の上でデータメモリの容量によっ
てしか制限されない。有利には、データメモリに記憶さ
れているビットパターンに対する焦点の種々の位置が、
２次元又は３次元でマトリクス状で配置されている。
本発明の１つの実施の形態では、制御ユニットに対し
て、焦点の所望の位置を入力する入力手段を設ける。有
利には本発明の装置は位置測定装置を具備し、位置測定
装置により、治療する対象の少なくとも１つの領域の画
像が形成可能であり、入力手段は、焦点のその都度に所
望の位置を画像の中で選択可能に形成する。制御ユニッ
トが、相応するビットパターンの所望の位置を計算する
ように形成されていない場合、制御ユニットは、データ
メモリの中に記憶されている次のようなビットパターン
をメモリに書込む、すなわちこれらのビットパターン
は、入力手段により指示された焦点の所望の位置に最も
近く位置する焦点位置に対応する。
基本的にレントゲンベースでも動作する位置測定装置
も使用可能であるにもかかわらず、本発明の１つの実施
の形態では、超音波位置測定装置が設けられている。超
音波位置測定装置が、治療する対象の少なくとも１つの
領域の断面画像を形成する場合、本発明の１つの特別に
有利な実施の形態では、データメモリの中に記憶されて
いる焦点の種々の位置が、治療する対象の断面画像の中
に描かれている領域を含む１つの平面の中に位置する。
このようにして、焦点の調整可能な位置が実際に、超音
波位置測定装置により形成された超音波画像の中に表示
されることが保証され、従って誤って焦点が、実際には
治療を行わない位置に移動される危険は僅かである。
治療に用いられる超音波の発生に設けられている超音
波変換器が、超音波位置測定装置の構成部分でもあると
有利である、何故ならばこの場合には位置測定のために
１つの別個の超音波変換器を設けることが不要であるか
らである。これに関連して、超音波変換器が超音波変換
素子の線形配置すなわちリニアアレイを有すると特に有
利である、何故ならばこの場合には、治療する対象を、
超音波診断画像の形成のために公知の方法で純粋に電子
的方法で線形走査（リニアスキャン）で走査できるから
である。
本発明の１つの変形実施例では、メモリのデータ出力
側と対応する超音波変換素子との間に挿入接続されてい
る信号変形手段を有し、信号変形手段は、メモリのデー
タ出力側から取出される方形波信号を少なくとも実質的
に正弦波状の信号に変換する。従って、超音波変換器に
供給される電気信号がディジタル的に形成されるにもか
かわらず、少なくとも実質的に正弦波状の超音波により
治療することが可能となる。超音波変換素子に供給され
る電気信号の正弦波信号からの僅かなずれは重要でな
い、何故ならば線形効果に起因して元々超音波の歪が、
その都度に治療する領域への伝搬路で発生するからであ
る。
信号変形手段は、LC回路網を有する場合には特別簡単
かつ低コストで実現できる。
前述の説明から、個々の超音波変換素子に割当てられ
ているメモリに対して1bitの１つのメモリ深度で充分で
あることが明白である。必要なメモリ長は、焦点の位置
をどの程度移動したいかに依存する。本発明の１つの変
形実施例ではメモリはそれぞれ16bitのメモリ長を有す
る。このようにして焦点の位置は、尿生殖領域内とりわ
け前立腺の治療のために充分な程度で移動できる。
本発明の装置の最適な機能を保証するために、制御ユ
ニットがメモリをアドレス指定する際のクロック周波数
が、メモリ長と超音波周波数との積に等しい。
高い強度の超音波も発生できるように本発明の１つの
実施例では、メモリのデータ出力側と対応する超音波変
換素子との間にドライバ段が設けられている。本発明の
１つの特別に有利な実施例では、ドライバ段を給電装置
に接続し、前記給電装置の出力電圧は制御ユニットによ
り調整可能である。従って、超音波変換素子に供給され
る電気信号の振幅と、ひいては発生超音波の振幅とを、
その都度の要求に応じて調整することが可能となる。
患者の安全のために、超音波の振幅がその都度に所望
の程度を越えないようにするために、本発明の１つの変
形実施例では、監視手段を具備し、監視手段は、ドライ
バ段の出力側及び／又は信号変形手段の出力側及び／又
は給電装置の出力側における電圧及び／又は電流を測定
し、１つ又は複数の対応する基準値と比較する。
同様に患者の安全のために本発明の１つの実施例で
は、制御ユニットが、超音波変換器の端縁の領域内に位
置する超音波変換素子に対応するメモリの中に、その他
のメモリのビットパターンとは次のように、すなわち、
超音波変換器の端縁の領域内に位置する超音波変換素子
から放射する超音波が、その他の超音波変換素子から放
射する超音波に比してより低い強度を有するように異な
るビットパターンを書込む。このようにして、望ましく
ない副焦点を形成することもある干渉現象が回避され
る。制御ユニットが、超音波変換器の端縁の領域内に位
置しない超音波変換素子に対応するメモリには、それぞ
れ直接順次連続するセットされた１つのビット列を有す
るビットパターンを書込む場合、前記超音波変換器の端
縁の領域内の強度を低減することは簡単に実現できる、
すなわちこれは、超音波変換器の端縁の領域内に位置す
る超音波変換素子に対応するメモリの中には、少ない数
の順次連続するセットされたビットを有するビットパタ
ーンを書込むことにより簡単に実現できる。
次に本発明を、図面に示されている良性前立腺肥大の
治療のための本発明の装置を例にして詳細に説明する。
図１は電気音響変換器を有し本発明の装置に所属する
ハンドピースの斜視図、図２はハンドピースの中に収容
されている超音波変換器の斜視図、図３は本発明の装置
のブロック回路図、図４は本発明の装置の異なる超音波
変換器を制御する電気信号の線図である。
図１は、良性前立腺肥大を治療する本発明の装置のう
ちの、１により示されており直腸アプリケーションのた
めのハンドピース１を示す。ハンドピース１はほぼスプ
ーン形状を有し、ほぼ楕円形で平たいアプリケーション
端部２を有し、アプリケーション端部２にグリップ３が
取付けられている。約15mmの厚さ、約30mmの幅及び約60
mmの長さを有するアプリケーション端部は、治療する患
者の直腸の中に導入するために設けられ、直腸からはハ
ンドピース１のグリップ３が突出する。ハンドピース１
は接続チャネル４を介して、本発明の装置の図３に示さ
れている残りの部分に接続されている。
ハンドピース１は、ハンドピース１の音響伝搬媒体例
えば水を充填されているアプリケーション端部の中に電
気音響変換器として、図２に詳細に示されている超音波
変換器５を有する。ハンドピース１のグリップ３の領域
内にはキー６が設けられ、キー６により、治療する医者
は本発明の装置を位置測定モードから治療モードに切換
えることができ、治療モードはキー６を押すことにより
スイッチオンされ、これに対して、キー６が作動されな
い場合には位置測定モードがスイッチオンされている。
位置測定モードでは超音波変換器５は、1/2周期の数
倍の長さを有する短い超音波パルスの形の診断音響波を
発生する。治療モードでは超音波変換器５は、超音波の
形の付加的に集束されている治療音響波を発生する。治
療超音波は連続音波か又はそれぞれ短時間にわたり治療
超音波放射のために中断されるパルス化されている連続
音波である。
図２では超音波変換器５はいわゆるリニアアレイとし
て形成されている、すなわち超音波５は複数の超音波変
換素子51,52...5nに分割されている。この分割は、超音
波変換素子51〜5nのそれぞれを、適切な電極信号の供給
により個々に超音波発生のために駆動することが基本的
に可能であるように実現されている。位置測定モードで
必要な方法で、診断超音波の治療される生物の体内で反
射された成分の受信により発生する電気信号を、個々の
超音波変換素子51〜5nに対して別個に取出すことも可能
である。
判り易くするために、図２に示されている超音波変換
器は、僅かな数のすなわち10個の超音波素子に分割され
ている。実際の上では超音波変換器５は例えば128、192
又は256個の超音波変換素子に分割されている。超音波
変換器は公知のように、一定層厚の本来の圧電材料７
が、同様に一定の厚さを有する適切な音響インピーダン
スを有する担体８の上に装着されるように形成されてい
る。圧電材料層７と担体８との接続は、図示されていな
い方法で、層７の厚さに比して薄い厚さの金属層により
行われる。層７の担体８とは反対側に位置する面も、薄
肉の図示されていない層が設けられている。前述の金属
層は、超音波変換素子51〜5nの電子コンタクトのための
電極として用いられる。
互いに無関係に制御可能であり出力信号が互いに無関
係に検出できる超音波変換素子51〜5nを得るために、担
体８に接続されている圧電層７は、超音波変換器５の長
手軸線に対して横方向に走行し図２に９により１つが示
されている複数の狭幅切込みにより、個々の超音波変換
素子51〜5nに分割されている。超音波変換素子51〜5nを
機械的に互いに減結合するために切込み９は、圧電層９
の厚さにより大幅に深い深さを有する。
個々の超音波変換素子51〜5nを適切に制御することに
より、超音波変換器５から放射された超音波を集束ゾー
ンに集束し、超音波の集束ゾーンを移動することが可能
である。公知のように、この方法では集束又は走査運動
の実行は超音波変換器５又はリニアアレイの長手軸線の
方向でのみ可能である。集束を前述の方向に対して横方
向でも行うことができるように超音波変換器５は、図２
に示されており米国特許第4159462号明細書から診断超
音波変換器に関連して公知の方法で、超音波変換器の長
手軸線に平行に走行する軸線を中心に円筒形に湾曲さ
れ、これにより、すべての超音波変換器51〜5nを同時に
制御することにより、図２にFLにより示されており超音
波変換器又はリニアアレイの長手軸線に対して平行に走
行している線焦点への集束が得られる。超音波変換器５
を、公知の診断音波装置13（図３参照）によりフェーズ
ドアレイの形式で制御することにより、例えば治療する
生物の方形の体層を位置測定のために走査可能である。
対応する方形は図１に、Ｒにて示されている。治療モー
ドでは、その都度に調整されている集束ゾーンの図１に
Ｆにより示されている中心は、方形層の中央面の中で移
動できる。
超音波変換器51〜5nの制御がいかに行われるかを次に
図３に基づいて詳細に説明する。図３には超音波変換素
子51〜5nのうち例として超音波変換素子51〜53及び5n-1
〜5nが示されている。これらはそれぞれ接続ケーブル４
の線41〜4nを介してスイッチ101〜10nに接続されてい
る。有利には電子スイッチであるスイッチ101〜10nは制
御段12により、すべてのスイッチ101〜10nがそれぞれ同
一の切換え位置をとるように作動される。これは図３
に、スイッチ101〜10nが破線により互いに連結されてい
ることにより示されている。
スイッチ101〜10nが、図３に示されていない位置測定
モードに対応するそれらの切換え位置をとると、超音波
変換素子51〜5nは診断超音波装置13に接続され、診断超
音波装置13は超音波変換器５と公知のように共働する、
すなわちこの共働により、リニアスキャンにより、治療
する患者の超音波変換器５の長手軸線及び線焦点FLを含
む体層の画像が形成されモニター17に表示される。
超音波装置13にはジョイスティック18が接続され、ジ
ョイスティック18により、モニター17に表示されている
超音波画像の中に挿入表示されているマークＦ′をスラ
イドすることが可能である。バス19を介して、相応する
データ又は信号が制御ユニット20に到達し、制御ユニッ
ト20は電子制御及び画像形成装置11の構成部分であり、
電子制御及び画像形成装置11は、超音波変換素子51〜5n
から治療モードで発信する治療超音波が次のような集束
ゾーンに集束されることを保証する、すなわちこの集束
ゾーンの中心Ｆは、治療する生物の体内の、マークＦ′
により超音波画像の中にマーキングされている個所に相
当する個所に位置する。
治療超音波は連続音波又はパルス化された連続音波で
ある。治療超音波は、前述のようにキー６を作動するこ
とによりスイッチオンされる治療モードで周期的に短時
間中断され、これにより治療モードの間でも超音波画像
が更新される。これを実現するために、電子制御及び画
像装置11に所属する制御ユニット20は制御段12を制御
し、スイッチ101〜10nを、超音波を発生するために必要
な時間にわたり、位置測定モードに相応する位置に切換
える。次いでスイッチは、後続の超音波画像を作成する
まで、治療モードに相応する切換え位置に戻る。超音波
画像は位置測定モードでは例えば25Hzの繰返し周波数に
より形成されるのに対して、繰返し周波数は治療モード
では例えば0.1〜1Hzである。超音波スキャンを形成する
ために必要な時間は非常に短い（１ミリ秒より大幅に短
い）ので、治療超音波のパルス持続時間は、無視できる
程に短い休止期間にわたり中断でき、これによりパルス
状の診断超音波を発生できる。治療超音波のパルス持続
時間は最大約１〜10秒である。それより短いパルス持続
時間に調整することも可能である。
これに対してスイッチ101〜10nが、図３の治療モード
に相応する切換位置をとると、超音波変換素子５の超音
波変換素子51〜5nは、超音波変換器５を制御する制御装
置に接続される。この制御装置はそれぞれの超音波変換
素子51〜5nに対してそれぞれ１つのメモリ161〜16nを有
し、メモリ161〜16nのデータ出力側Doutに後置接続され
ているドライバ段151〜15nを有し、ドライバ段151〜15n
と超音波変換素子51〜5nとの間に挿入接続され信号変形
手段を形成するLC回路網141〜14nを有する。メモリは書
込み／読込みメモリ（RAM）である。電子制御及び画像
形成装置11も、少なくとも部分的には、超音波変換素子
５を制御する制御装置の構成部分である。
メモリ161〜16nのアドレス入力側ADR及びデータ入力
側Dinは、アドレスバス21及びデータ線22を介して電子
制御及び画像形成装置11に接続され、電子制御及び画像
形成装置11は、本発明の装置を操作するために用いられ
るキーボード23を有する。
焦点ゾーンの所望の位置がジョイスティック18により
選択されると直ちに電子制御及び画像形成装置12はメモ
リ161〜16nを、メモリ161〜16nの書込みイネーブル入力
側につながる線24を介して書込みモードに切換え、メモ
リ161〜16nに、焦点の所望の位置に対応するビットパタ
ーンを書込む。メモリ161〜16nはこの書込み動作の間に
順次にアドレス指定され、1bitのそれぞれ１つのメモリ
深度を有するので、すべてのメモリ161〜16nのデータ入
力側を電子制御及び画像形成装置11に接続するただ１つ
のデータ線22だけで充分である。前述の書込み動作は順
次に、メモリ161〜16nのうちのその都度ただ１つのメモ
リが、バス25に対応するイネーブル線251〜25nによりイ
ネーブルにされて行われる。イネーブル線251〜25nはメ
モリ161〜16nのチップセレクト入力側に接続されてい
る。
メモリ161〜16nのうちのそれぞれの中に、焦点の所望
の位置に対応するビットパターンが書込まれ、装置が、
キー６を作動することにより治療モードに切換えられる
と、電子制御及び画像形成装置11はすべてのメモリ161
〜16nを、線24を介して読出しモードに切換え、すべて
のメモリ161〜16nを並列かつ周期的にアドレス指定し、
これによりメモリ161〜16nのデータ出力側から方形信号
が取出され、これらの方形信号は、焦点の所望の位置に
対応して時間的に互いにずれている。並列アドレス指定
とはこの場合、所与の時点においてすべてのメモリ161
〜16nにおいてそれぞれ同一のメモリセルがアドレス指
定されることである。周期的アドレス指定とは、増加方
向および減少方向で順次に続いてメモリ161〜16nのすべ
てのメモリセルがアドレス指定され、この動作が常に繰
返され、この繰返しは、装置が治療モードに切換えられ
るまで続くことである。この場合、前述のように時々、
更新された超音波画像を作成するために短い中断が設け
られている。ビットパターンの中で、周期的アドレス指
定が増加方向で行われるか、減少方向で行われるかが考
慮されなければならないことは自明である。
メモリ161〜16nのデータ出力側から取出される方形信
号は、メモリ161〜16nの周期的アドレス指定が行われる
クロック周波数と、メモリ長との商に相当する周波数を
有し、クロック周波数及びメモリ長は、前述の実施の形
態の場合には40MHz及び16bitである。これにより、前述
の実施の形態の場合には2.5MHzの方形波信号周波数が得
られる。
方形波信号はドライバ段151〜15nを通過してLC回路網
を通過すると正弦波信号に変形され、正弦波信号の周波
数は方形信号の周波数に相当する。
従って超音波変換器５の超音波変換素子51〜5nは、公
知のフェーズドアレイの形式で正弦波信号により制御さ
れ、これらの正弦波信号は互いに位相がずれており、こ
の位相のずれは、超音波変換器５により発生された超音
波が、その都度の所望の位置をとる焦点に集束されるよ
うに実現される。
ビットパターンをメモリ161〜16nの中に書込むために
又はビットパターンをメモリ161〜16nから読出すために
必要なアドレス指定信号及び制御信号はアドレス信号及
びクロック信号発生器26により発生し、アドレス信号及
びクロック信号発生器26にはアドレスバス21、データ線
22、線24及びバス25が接続されている。アドレス信号及
びクロック信号発生器26はユニット20により制御され、
制御ユニット20にアドレス信号及びクロック信号発生器
26はバス19を介して接続されている。
キーボード23により設定可能な第１の作動モードで制
御ユニット20は、その都度にジョイスティック18により
選択された焦点位置に所属するビットパターンを計算す
る。次いで、相応するデータがバス19を介して制御ユニ
ット20に到達し、次いで制御ユニット20からメモリ161
〜16nに到達する。
同様にキーボード23により選択可能な第２の作動モー
ドではアドレス信号及びクロック信号発生器26は、ジョ
イスティック18により選択された焦点位置に所属するビ
ットパターンを、有利には不揮発性メモリとして形成さ
れているデータメモリ、前述の実施の形態ではEPROM28
から取出し、このビットパターンをメモリ161〜16nに書
込む。EPROM28は、マトリクス状に１つの平面の中に配
置されている複数の焦点位置に対するビットパターンを
記憶し、この平面は、超音波装置13により発生される超
音波画像の中に描かれている体内層の中に含まれてい
る。
焦点位置のマトリクス状配置を基準として、EPROM28
の中にビットパターンが記憶されており、この焦点位置
のマトリクス状配置は、焦点寸法を考慮して（実際の上
で点状焦点は発生されず、焦点ゾーンが発生される）、
患者の体内領域が少なくとも実質的に間隙無しに処理さ
れることが可能であるように選択されている。焦点の拡
がりとしていわゆる3dbゾーンが採用される、すなわ
ち、3dbゾーンの領域の中では、超音波の音圧がピーク
音圧の少なくとも50％である。
ジョイスティック18により、ビットパターンがEPROM2
8の中に記憶されていない焦点位置が選択されると、制
御ユニット20とアドレス信号及びクロック信号発生器26
は、次のようなビットパターンをEPROM28からメモリ161
〜16nの中に伝送する、すなわちこれらのビットパター
ンは、ビットパターンがEPROM28の中に記憶されている
位置であり焦点の選択された位置に最も近くに位置する
位置に相当する。
ドライバ段151〜15nは供給線29を介して、電子制御及
び画像形成装置11に所属する給電装置30に接続されてい
る。給電装置30はバス19を介して制御ユニット20に接続
され、給電装置30は、その出力電圧が調整可能であるよ
うに形成されている。この場合の構成は、前述の実施の
形態ではキーボード23を介しての入力により給電装置30
の出力電圧が調整可能であるように実現されている。ド
ライバ段151〜15nは、それらの出力側から取出される方
形波信号の振幅が、給電線29を介して供給される給電電
圧に比例するように形成されている。従って、超音波変
換器５により発生される治療超音波の振幅をその都度の
治療ケースに整合させることが可能となる。
構造的に最も簡単なので、前述の実施の形態の場合に
はすべてののドライバ段151〜15nは同一の電圧が供給さ
れる。しかし、副焦点の形成を阻止するために、超音波
変換器５の端縁の領域内に位置する超音波変換素子、例
えば超音波変換素子51及び52及び5n-1及び5nが、低減さ
れた強度の超音波を放射すると好適である。
これは前述の実施の形態の場合、制御ユニット20が、
超音波変換器５の端縁の領域内に位置する超音波変換素
子に所属するメモリ、例えば161及び162及び16n-1及び1
6nが、対応する超音波が低減した強度を有するようにそ
の他のメモリとは異なってビットパターンを書込むこと
により達成される。
図４は、いくつかの超音波変換素子（上から下へ：超
音波変換素子51及び5n、超音波変換素子52及び5n-1、中
央と端縁の間に位置する超音波変換素子、中央の変換素
子）に対して、対応するメモリの中に記憶されているビ
ットパターンと、対応するメモリのデータ入力側に入力
される方形波信号とを示す。図４から分かるように、超
音波変換器の端縁から離れている超音波変換素子の場合
にはそれぞれ４つの順次のビットがセットされ、これに
対して端縁側の超音波変換素子の場合にはより小さい数
の順次のビットがセットされている。これにより、メモ
リの出力側から取出される方形波信号が正弦波信号に変
換された後に、端縁側の超音波変換素子に所属する正弦
波信号は、小さい振幅を有する。
治療モードで患者の安全のために、過剰に大きい振幅
の治療超音波が発生されるのを防止するために、監視回
路31が設けられ、監視回路31は、略示されている測定線
32と同様に略示されている測定バス33及び34とを介し
て、給電装置30の出力側、ドライバ回路151及び15nの出
力側及びLC回路網141及び14nの出力側から取出される電
圧と、これらの個所に流れる電流とを測定し、対応する
閾値と比較する。複数の閾値のうちの１つを越えると、
監視回路31はこれを、監視回路31にバス19を介して接続
されている制御ユニット20に伝達する。これに次いで制
御ユニット20は、給電装置30から供給される給電電圧を
低減し、この低減は、閾値を越えることがすべて解消す
るまで行われる。
治療を実行するために、ハンドピース１のアプリケー
ション端部２が患者の直腸の中に導入されることが行わ
れる。この場合、まず初めにキー６の作動は行われな
い。従って装置は位置測定モードにある。ハンドピース
１は、治療される対象が超音波画像の中に現れるように
配向される。次いで治療する医者はジョイスティック18
によりマークＦを、治療するゾーンにセットする。次い
で医者は、グリップ３に設けられているキー６を押し、
これにより治療モードに切換えられる。これにより治療
超音波が放射され、治療超音波の作用ゾーンは、治療さ
れる対象の中で、作用ゾーンの中心Ｆが、マークＦ′の
設定された位置に相当する個所の位置をとる。治療の間
に前述の方法で常に短時間にわたり位置測定モードに切
換えられるので使用者は、実時間表示の印象を得、常に
治療の成功に関して知らされる。超音波変換器５はハン
ドピース１の中に位置するので、治療の間に作用ゾーン
を移動することが可能である。何故ならば、超音波画像
の中に挿入表示されるマークに基づいて何時でも作用ゾ
ーンの位置が検出可能であるからである。
治療モードは、キー６を再び開放することにより解除
される。これによりこの装置は自動的に位置測定モード
にて動作する。
別の１つの作動モードでは、図３に示されているライ
トペン35（又はジョイスティック18を介して移動可能な
マーク）により、モニターに表示されている超音波画像
の中で、治療する領域を全体的にマークする。これによ
り焦点位置は、その都度に必要なビットパターンがメモ
り161〜16nの中に書込まれるように制御する制御ユニッ
ト20により徐々に、ライトペンによりマーキングされる
領域の中に位置する体内領域全体が治療超音波により治
療されるまで移動される。この作動モードでは、ハンド
ピース１を固定する手段、例えば図示されていない台架
が設けられていると好適である。即ちこれによりハンド
ピース１が患者の体に対してずれる危険を最小化でき
る。
治療モードで発生される治療超音波の周波数は有利に
は、位置測定モードで発生される診断超音波の周波数に
比して低い。従って、超音波画像を形成する際に高い場
所分解能が達成され、従って治療するゾーンを高い精度
で位置測定し、作用ゾーンをより高い精度で、治療ゾー
ンの中で位置決めすることができる。同時に、治療超音
波が不必要に減衰されないことが保証される。
とりわけ、超音波装置13により、位置測定ためにリニ
アスキャンだけでなくセクタスキャンも行う場合、超音
波変換素子51〜5nの幅ｂを選択する際、幅ｂがそれぞれ
の音響伝搬媒体例えばハンドピース１の中に収容されて
いる伝搬媒体又は治療する生体の生体組織の中の診断超
音波の波長の1/2に比して短く選択すると好適である。
これにより、診断超音波の放射が無指向性で行われるこ
とが保証され、これは、前述の方法で、治療する生物の
セクタ状生体層を走査できるための前提条件である。
これにより、治療超音波を発生するためには、治療超
音波のより長い波長に起因してそれ自体として過剰に大
きい数の超音波変換素子が必要となることがあるので、
治療超音波を発生するためにそれぞれある数の超音波変
換素子を１つの超音波変換素子群に統合されることもあ
る。前述の実施の形態ではこれは、超音波変換素子群に
所属するメモリの中にそれぞれ同一のビットパターンが
書込まれることにより行われる。
１つの超音波変換素子群に所属する超音波変換素子の
数は、設けられている超音波変換素子全部の数と、メモ
リ長との商に相応する。超音波変換素子群の全幅が、そ
の都度の音響伝搬媒体の中の治療超音波の波長の1/2に
比して短いことが保証されなければならないことは自明
である。この場合、治療超音波の放射は無指向性で行わ
れ、これは、作用ゾーンを前述のように移動できるため
の前提条件である。
前述の説明で１つの超音波変換素子について説明した
場合、実際に狭義のただ１つの超音波変換素子であるこ
ともある。しかしドイツ特許第4302538号明細書から公
知のように超音波変換素子を、複数の並列に接続されて
いる超音波変換（部分）素子を形成し、これらの超音波
変換（部分）素子は１つの共通のLC回路網及び１つの共
通のドライバ段を介して１つの共通のメモリに接続され
ていることもある。すなわち例えば256の超音波変換
（部分）素子が16の超音波変換素子に統合され、これら
の超音波変換素子のそれぞれが、それぞれ１つの超音波
変換（部分）素子を有することもある。この場合、それ
ぞれ16の超音波変換（部分）素子から形成されているそ
れぞれの超音波変換素子に対して１つのLC回路網、１つ
のドライバ段及び１つのメモリが必要である。この場合
にも、１つの超音波変換素子に統合されている超音波変
換（部分）素子の数は、その結果の超音波変換素子の幅
が、その都度の音響伝搬媒体の中の治療超音波の波長の
1/2に比して短いように選択されなければならない。
治療超音波の周波数と診断超音波の周波数とは、ドイ
ツ特許第4302538号明細書から公知の方法で、超音波変
換装置５の超音波変換素子51〜5nが治療モードでも位置
測定モードでも共振条件で作動する（基本波／調波）よ
うに選択される。
治療モード及び位置測定モードで良性前立腺肥大の治
療のために適する周波数は前述のドイツ特許第4302538
号明細書に開示されている。
超音波変換素子51〜5nの幅ｂ及び厚さに関しても前述
のドイツ特許第4302538号明細書に開示されている。
前述の実施の形態の場合、メモリ161〜16nの中に書込
まれるビットパターンを選択的にEPROM28から取出すか
又は制御ユニット20により計算させることが可能であ
る。しかし、どちらか一方の方法のみしか使用しない実
施の形態も可能である。
前述の実施の形態の場合の超音波変換器５は超音波変
換素子51〜5nの１次元アレイである。この場合、発生超
音波の焦点は２次元であり、１つの平面の中で移動でき
る。超音波変換器として超音波変換素子の２次元アレイ
を使用することも可能である。この場合、発生治療超音
波の焦点は３次元で移動できる。超音波変換素子の２次
元アレイは例えばマトリクス状に１つの平面の中に配置
されている多数の超音波変換素子を有することもある。
患者の体に対して（例えばハンドピース１の中で）超音
波変換器５を相対的に移動する駆動手段を設けて、焦点
の移動を可能にすることもできる。
前述の実施の形態は、直腸に適用され、すなわち部分
侵襲的に使用され、良性前立腺肥大の治療のために設け
られている装置に関する。しかし、対外的すなわち非侵
襲的に適用される及び／又はその他の疾患の治療のため
に用いられる別の装置を本発明により形成することも可
能である。
前述の実施の形態の場合、メモリのデータ出力側と超
音波変換素子との間にLC回路網及びドライバ段が挿入接
続されている。これらLC回路網及びドライバ段は、メモ
リのデータ出力側と超音波変換素子との間の直接的接続
のために除去できる場合がある、すなわち、メモリのデ
ータ出力側が充分に大きい電流を供給できる場合であ
る。この場合、メモリのデータ出力側から取出される信
号は、超音波変換素子に直接的に超音波発生のために供
給される。
フェーズドアレイとは、多数の超音波変換素子の時間
遅延される制御により電子的に集束可能な装置のことで
ある。リニアアレイは、多数の超音波変換素子の線形配
置装置である。スキャンとは、超音波照射による例えば
線形（リニアスキャン）又はセクタ状（セクタスキャ
ン）走査のことである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平６−269448（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−117956（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−126848（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G10K 11/34 A61B 8/00 A61F 7/00 322 H04R 17/00 332

Claims (22)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】多数の超音波変換素子（51〜5n）から成る
    超音波変換器（５）を具備し、 更に前記超音波変換器（５）を制御する制御装置を具備
    し、前記制御装置はそれぞれの超音波変換素子（51〜
    5n）に対してメモり（161〜16n）を有し、前記メモリ
    （161〜16n）の中には作動の際に、超音波の焦点（Ｆ）
    の所望の位置に対応するビットパターンを記憶し、前記
    制御装置は制御ユニット（20）を有し、前記制御ユニッ
    ト（20）は個々の前記メモリ（161〜16n）を並列に周期
    的にアドレス指定して、前記メモリ（161〜16n）の出力
    側から前記焦点（Ｆ）の所望位置に対応して時間的に相
    互にずれている電気信号を取出し、前記電気信号をそれ
    ぞれの超音波変換器素子（51〜5n）に供給することを特
    徴とする集束超音波による対象治療装置。
  2. 【請求項２】メモリ（161〜16n）として書込み／読出し
    メモリを具備し、前記書込み／読出しメモリの中に制御
    ユニット（20）が、焦点（Ｆ）の所望位置に対応するビ
    ットパターンを書込むことを特徴とする請求項１に記載
    の集束超音波による対象治療装置。
  3. 【請求項３】制御ユニット（20）が、焦点（Ｆ）の所望
    の位置に対応するビットパターンを計算し、メモリ（16
    1〜16n）の中に書込むことを特徴とする請求項１又は請
    求項２に記載の集束超音波による対象治療装置。
  4. 【請求項４】制御ユニット（20）がデータメモリ（28）
    を有し、前記データメモリ（28）の中には焦点（Ｆ）の
    種々の位置に対するビットパターンを記憶し、前記制御
    ユニット（20）は、焦点（Ｆ）のその都度に所望の位置
    に対応するビットパターンをメモリ（161〜16n）の中に
    書込むことを特徴とする請求項１から請求項３のうちの
    いずれか１つの請求項に記載の集束超音波による対象治
    療装置。
  5. 【請求項５】データメモリ（28）の中に、焦点（Ｆ）の
    ２次元又は３次元でマトリクス状に配置されている種々
    の位置に対するビットパターンを記憶することを特徴と
    する請求項４に記載の集束超音波による対象治療装置。
  6. 【請求項６】制御ユニット（20）に対して、焦点（Ｆ）
    の所望の位置を入力する入力手段（18,35）が対応して
    設けられていることを特徴とする請求項１から請求項５
    のうちのいずれか１つの請求項に記載の集束超音波によ
    る対象治療装置。
  7. 【請求項７】位置測定装置を具備し、前記位置測定装置
    により、治療する対象の少なくとも１つの領域の画像が
    形成可能であり、入力手段（18,35）は、焦点（Ｆ）の
    その都度に所望の位置を画像の中で選択可能に形成する
    ことを特徴とする請求項６に記載の集束超音波による対
    象治療装置。
  8. 【請求項８】位置測定装置として超音波位置測定装置
    （5,13,17）を具備することを特徴とする請求項７に記
    載の集束超音波による対象治療装置。
  9. 【請求項９】超音波位置測定装置（5,13,17）が、治療
    する対象の少なくとも１つの領域の断面画像を形成し、
    データメモリ（28）の中に記憶されている焦点（Ｆ）の
    種々の位置が、治療する対象の前記断面画像の中に描か
    れている領域を含む１つの平面の中に位置することを特
    徴とする請求項８に記載の集束超音波による対象治療装
    置。
  10. 【請求項１０】超音波変換器（５）が超音波位置測定装
    置（5,13,17）の構成部分であることを特徴とする請求
    項８又は請求項９に記載の集束超音波による対象治療装
    置。
  11. 【請求項１１】超音波変換器（５）が超音波変換素子
    （51〜5n）の線形配置すなわちリニアアレイを有するこ
    とを特徴とする請求項１から請求項10のうちのいずれか
    １つの請求項に記載の集束超音波による対象治療装置。
  12. 【請求項１２】超音波変換器（５）により、治療する対
    象を、線形走査すなわちリニアスキャンで超音波断面画
    像を形成するために走査することを特徴とする請求項10
    又は請求項11に記載の集束超音波による対象治療装置。
  13. 【請求項１３】メモリ（161〜16n）のデータ出力側と対
    応する超音波変換素子（161〜16n）との間に挿入接続さ
    れている信号変形手段を有し、前記信号変形手段は、前
    記メモリ（161〜16n）のデータ出力側から取出される方
    形波信号を少なくとも実質的に正弦波状信号に変換する
    ことを特徴とする請求項１から請求項12のうちのいずれ
    か１つの請求項に記載の集束超音波による対象治療装
    置。
  14. 【請求項１４】信号変形手段がLC回路網（141〜14n）を
    有することを特徴とする請求項13に記載の集束超音波に
    よる対象治療装置。
  15. 【請求項１５】メモリ（161〜16n）がそれぞれ1bitのメ
    モリ深度を有することを特徴とする請求項１から請求項
    14のうちのいずれか１つの請求項に記載の集束超音波に
    よる対象治療装置。
  16. 【請求項１６】メモリ（161〜16n）がそれぞれ16bitの
    メモリ長を有することを特徴とする請求項１から請求項
    15のうちのいずれか１つの請求項に記載の集束超音波に
    よる対象治療装置。
  17. 【請求項１７】制御ユニット（20）がメモリ（161〜1
    6n）をアドレス指定する際のクロック周波数が、メモリ
    長と超音波周波数との積に等しいことを特徴とする請求
    項１から請求項16のうちのいずれか１つの請求項に記載
    の集束超音波による対象治療装置。
  18. 【請求項１８】メモリ（161〜16n）のデータ出力側と対
    応する超音波変換素子（51〜5n）との間に挿入接続され
    ているドライバ段（151〜15n）を具備することを特徴と
    する請求項１から請求項17のうちのいずれか１つの請求
    項に記載の集束超音波による対象治療装置。
  19. 【請求項１９】ドライバ段（151〜15n）を給電装置（3
    0）に接続し、前記給電装置（30）の出力電圧は制御ユ
    ニット（20）により調整可能であることを特徴とする請
    求項18に記載の集束超音波による対象治療装置。
  20. 【請求項２０】監視手段を具備し、前記監視手段は、ド
    ライバ段（151〜15n）の出力側及び／又は信号変形手段
    の出力側及び／又は給電装置（30）の出力側における電
    圧及び／又は電流を測定し、１つ又は複数の対応する基
    準値と比較することを特徴とする請求項１から請求項19
    のうちのいずれか１つの請求項に記載の集束超音波によ
    る対象治療装置。
  21. 【請求項２１】制御ユニット（20）が、超音波変換器
    （５）の端縁の領域内に位置する超音波変換素子（51及
    び52,5n-1及び5n）に対応するメモリ（161及び162,16
    n-1及び16n）の中に、その他のメモリのビットパターン
    とは次のように、すなわち、超音波変換器（５）の端縁
    の領域内に位置する超音波変換素子（51及び52,5n-1及
    び5n）から放射する超音波が、その他の超音波変換素子
    から放射する超音波に比してより低い強度を有するよう
    に異なるビットパターンを書込むことを特徴とする請求
    項１から請求項20のうちのいずれか１つの請求項に記載
    の集束超音波による対象治療装置。
  22. 【請求項２２】制御ユニット（20）が、超音波変換器
    （５）の端縁の領域内に位置しない超音波変換素子に対
    応するメモリには、それぞれ直接順次連続するセットさ
    れた１つのビット列を有するビットパターンを書込み、
    前記超音波変換器（５）の端縁の領域内に位置する超音
    波変換素子（51及び52,5n-1及び5n）に対応するメモリ
    （161及び162,16n-1及び16n）の中には、少ない数の順
    次連続するセットされたビットを有するビットパターン
    を書込むことを特徴とする請求項21に記載の集束超音波
    による対象治療装置。
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