JP4558504B2 - 超音波治療における組織異常の修正 - Google Patents

Description

発明の属する技術分野
本発明は音響エネルギィを用いた非侵入性の手順を実行するシステムに関するものであり、特に、非均質組織を通して超音波エネルギィをあててその下の組織を治療するシステムに関する。

発明の背景
頭蓋内または身体の他の領域内の良性または悪性腫瘍などの組織は、例えば外科的にその組織を除去するといった侵入的治療を行うか、あるいは、例えば熱凝固療法を用いるなどして非侵入的治療を行うことができる。両取り組み共に、脳内のある特定の場所の状態を効果的に治療することができるが、健康な組織を破壊したり傷つけたりしないことが求められ、デリケートな手順を必要とする。これらの処置は患部組織が健康な組織の中に同化されているような状態では、この健康な組織を傷つけることが神経機能に有意に影響を与えそうにないというような場合でない限り、適当でない。

熱凝固療法は超音波を集束させて行うことができるので、脳内または身体内の深いところにあるその他の組織領域内の組織の治療に特に魅力がある。なぜなら、通常この療法は介在組織または周辺の健康な組織を傷つけないからである。また、集束させた超音波も魅力がある。なぜなら、音響エネルギィは一般的に柔組織をよく貫通するし、特に超音波エネルギィは波長が比較的短いため断面が数ミリメートルの焦点ゾーン（例えば、１ＭＨｚで断面１．５ミリメートルというように小さい）に向けて集束させることができるからである。従って、超音波エネルギィは、がん性腫瘍または他の病変組織など、身体の深いところにある領域に集束させて、周辺の健康な組織をひどく傷つけることなく病変組織を切除することができる。

所望のターゲットに向けて超音波エネルギィを集束させるのに、複数のトランスデューサエレメントを具える圧電トランスデューサを用いることができる。コントローラが各トランスデューサエレメントへ駆動信号を提供し、これによって「焦点ゾーン」で構造的干渉が生じるようにトランスデューサエレメントに音響エネルギィを発信させる。焦点ゾーンでは、十分な音響エネルギィを送り込んで組織の壊死が生じるまで、すなわち、その組織が破壊されるまで焦点ゾーン内の組織を熱する。音響エネルギィが焦点ゾーン外を通過する経路（「通過ゾーン」）に沿った組織は最小限に加熱されるだけであることが好ましく、加熱するにしても焦点ゾーンの外の組織のダメージが最小限に抑えられる。

音響エネルギィが組織を通過する場合、この音響エネルギィは、伝播、散乱、吸収、反射、屈折といった様々なプロセスで組織と相互作用することがある。一般的にはトランスデューサアレイから送られる音響エネルギィの強度が、治療上の有効性、すなわち、焦点ゾーン内で破壊される組織の大きさ（音響エネルギィがトランスデューサと焦点ゾーン間に介在する組織と相互作用する場合いくらかロスが生じることもある）を決定する。焦点ゾーンのサイズは、組織の異質性などの患者に関するパラメータと同じ様に、トランスデューサエレメントの特性、音響エネルギィの周波数、焦点深度（トランスデューサから焦点ゾーンまでの距離）といったシステムパラメータにも依存する。

トランスデューサが活性化されるときに、焦点ゾーンからの各トランスデューサエレメントの距離に基づいて各トランスデューサエレメントに送出される駆動信号の相対位相を調整するようにしてもよい。通常、音の平均速度を用いて音響エネルギィが組織を通過する速度、すなわち、１５４０メートル／秒（ｍ/ｓ）を概算し、焦点ゾーンの位置を予測する。

所定のトランスデューサアレイについてのシステムパラメータは通常決まっているが、組織の均質性は患者によって異なり、また同じ患者でも組織領域が異なれば有意に変化することがある。組織の異質性は、焦点ゾーンでの音響エネルギィの強度を減少させることがあり、患者の身体内で焦点ゾーンの位置が動いてしまうことすらある。特に、音速は様々な組織の型によって異なるので、音響エネルギィビームの各部分が焦点ゾーンに向けて様々な経路に沿って通過する場合に相対的な位相シフトあるいは時間遅れが生じることがあり、これらが焦点ゾーンで強度を変化させ、及び／又は焦点ゾーンの位置を移動させることがある。

例えば、脂肪を通過する音速は約１４６０メートル／秒（ｍ／ｓ）であるが、筋肉を通過する音速は約１６００メートル／秒（ｍ／ｓ）である。骨組織を通過する音速はもっと速く、例えば、頭蓋骨組織については約３０００メートル／秒（ｍ／ｓ）である。音速はいろいろな器官によっても変化する。例えば、脳組織における音の速度は約１５７０メートル／秒（ｍ／ｓ）、肝臓を通過する音の速度は約１５５５メートル／秒（ｍ／ｓ）、腎臓は約１５６５メートル／秒（ｍ／ｓ）である。

音響エネルギィビームは口径が比較的広いので、身体に入射するときに音響エネルギィの部分が様々な組織の通過ゾーンを通り、従って様々な組織型を通過することがある。従って、音響エネルギィが組織を通って伝送されるときに、音響エネルギィの部分によって音速が異なり、各トランスデューサエレメントから伝送される音響エネルギィの相対位相をシフトさせることがある。この位相シフトが焦点ゾーンでの音響エネルギィの構造的干渉を減少させ、治療効果を低減させたり、あるいは予想できない態様で焦点ゾーンを動かしてしまうこともある。例えば、筋肉組織内のわずか７ミリメートル（７ｍｍ）の脂肪層が、周波数１ＭＨｚの超音波に１８０°の位相シフトを起こすことがあり、これが焦点ゾーンにおいて所望の構造的干渉を破壊的干渉に変えてしまうであろう。

組織の異質性も音速が異なる組織領域の境界において音響エネルギィの屈折を起こすことがある。屈折は構造的干渉を減少させ、従って、特に、音響エネルギィが骨を通過するときに焦点ゾーンにおける音響エネルギィの強度を低減させる。従って、異質組織構造は焦点を歪ませ強度を低減するビーム収差と屈折を生むことがあり、従って治療効果に影響する。

発明の概要
本発明の一実施例によれば、介在組織を通って組織領域内のターゲット部位に音響エネルギィを送出するシステムが提供される。このシステムは、例えば、超音波エネルギィなどの音響エネルギィを各通過ゾーンに沿って介在組織を介してターゲット部位へ送出するように構成された複数のトランスデューサエレメントを具えるトランスデューサアレイを具える。

本システムは組織領域の画像を作る画像生成器を具え、この画像生成器は介在組織の組織型を含む画像データを生成する。具体的な実施例では、この画像生成器は磁気共鳴画像生成器、コンピュータ断層撮影画像生成器、あるいは超音波画像生成器であってもよい。この画像生成器は、各組織型の相対密度を含む強度データを含む一又はそれ以上の画像を生成することができる。この画像生成器は、例えば画像スライスなど介在組織を含む複数の二次元画像、あるいは一次元または三次元画像を生成することができる。

画像データを受信して介在組織内の複数の組織型間の境界を決定するプロセッサが画像生成器に接続されており、このプロセッサはトランスデューサエレメントが各通過ゾーン内の組織型間の境界で生じる屈折を補償する各補正ファクタを生成する。これに加えて、あるいは代替として、各補正ファクタは各通過ゾーン内の組織型の音速の変化を補正するものであっても良い。

一の実施例では、このプロセッサは複数の二次元画像を介在組織を含む一又はそれ以上の三次元レンダリングに変換するように構成されていても良い。このプロセッサはこの三次元レンダリングに基づいて介在組織内が異なる組織型間の境界を自動的に決定することができる。例えば、画像データは各々の組織型の相対密度を同定することができる強度データを具えていても良く、プロセッサはこの強度データを解析して様々な組織型を含む領域を同定するように構成することができる。様々な組織型である領域が一旦同定されると、プロセッサが異なる組織型の領域間の同定された境界を自動的に決定し、補正ファクタを生成するように構成することができる。

代替として、このシステムは三次元レンダリング及び／又は二次元画像を表示するディスプレイと、このレンダリング及び／又は画像と相互に作用して介在組織内の組織型を手動で同定するユーザインターフェースを具えていても良い。更なる代替では、プロセッサを画像生成器で取得した二次元画像に基づいて複数の組織型間の境界を自動的に決定するように構成しても良い。

更に、このシステムはプロセッサに接続したコントローラと、プロセッサから補正ファクタを受信してこの補正ファクタに基づいてトランスデューサエレメントに励起信号を提供するように構成されたトランスデューサアレイを具えていても良い。例えば、この補正ファクタは、各トランスデューサエレメントに関連する位相補正ファクタを含むものであっても良く、また、コントローラが位相補正ファクタに基づいてトランスデューサエレメントに提供される励起信号の位相を調整する、連続波モードに必要な同定された位相調整器を具えるものであっても良い。これは連続波モードで必要なことがある。代替的に、プロセッサが各トランスデューサエレメントの送信時間を調整するように構成されていても良い。これはパルス送信モードで必要なことがある。これに加えて、あるいは代替的に、励磁ファクタはトランスデューサエレメントに関連する振幅補正ファクタを具えるものであっても良く、コントローラがこの振幅補正ファクタに基づいてトランスデューサエレメントに提供される励磁信号を増幅する一又はそれ以上の増幅器を含むものであっても良い。

この他の本発明の目的および特徴は、添付図面と共に以下の説明を考慮することによって明らかになる。

実施例の詳細な説明
図面を参照すると、図１は本発明に係る集束超音波システム１０の一実施例を示す図であり、画像生成器１２、音響トランスデューサ１４、ビーム形成器あるいは信号調整器１８、コントローラ２０、周波数発生器２２、およびシステム画像およびディスプレイコンピュータ４０を具える。選択的に、システム１０は、タッチスクリーン、キーボード、及び／又はマウス（図示せず）、などのユーザインターフェース２５、及び／又はディスプレイ１７を具えていても良い。システム１０は、以下に述べるように患者３０の頭蓋２８内の特性を決定する、及び／又は、頭蓋２８内の組織に音響エネルギィを送出することができる。好ましくは、本システムは例えば１０ＫＨｚ（０．０１ＭＨｚ）から１０ＭＨｚ間で超音波エネルギィを頭蓋あるいは他の組織領域内の組織に送出するように構成されている。

トランスデューサ１４は、複数のｎ個のトランスデューサエレメント１６（“ｎ”は１より大きい整数）を具え、これによって複数エレメントトランスデューサアレイを提供する。トランスデューサアレイ１４は頭蓋２８の形状に合致する可撓性のあるまたは半硬質の基板又はパネルを具えていても良い。トランスデューサ１４は図１に示すように、予め曲げられており（例えば、球形またはそれ以外の凹形状にバイアスをかける）、トランスデューサ１４を頭蓋２８の一部にまたはこの近傍に配置できるようにしてもよい。代替として、トランスデューサ１４は平面状、放物線状、また、例えば円形、楕円形など他の好適な形状であっても良い。

トランスデューサエレメント１６は、トランスデューサ１４の基板上に予め決められたパターンで装着されているか、または配置されていても良い。例えば、トランスデューサエレメント１６は中心軸に対してほぼ対称的に、または直交するグリッドパターン（図示せず）内に配置されていても良い。トランスデューサエレメント１６はシリコーンラバー、あるいは、トランスデューサエレメント１６間のあらゆる機械的結合を緩衝するのに好適な他の材料内に装着されていても良い。具体的な実施例では、トランスデューサエレメント１６は一平方センチメートル（１ｃｍ^２）の圧電セラミック素子であってもよい。他の材料を使用することもできる。例えば、トランスデューサエレメント１６はピエゾ複合材料又は電気エネルギィを音響エネルギィに変換する他の材料でできた一又はそれ以上の片で形成されていても良い。トランスデューサエレメント１６に最大パワーを確実に送信するのを助けるために、トランスデューサエレメント１６は、増幅器２４ｉへの負荷が主に抵抗性であるような特定の周波数または複数の周波数で電気共振するように構成されていてもよい。

トランスデューサ１４のトランスデューサエレメント１６は信号調整器１８に電気的に接続されており、この調整器は周波数発生器２２に電気的に接続されている。周波数発生器２２は信号調整器１８への入力信号として通常の無線周波数（ＲＦ）信号を提供することができる。周波数発生器２２は信号調整器１８に用の適宜の信号を生成できるものであればどのような生成器でも良い。周波数発生器２２と信号調整器１８は共に個々のトランスデューサエレメント１６を励起信号で駆動し、トランスデューサエレメント１６が音響エネルギィを発信するようにする。各トランスデューサエレメント１６に提供される励起信号は、音響エネルギィを頭蓋２８を通過させ、このエネルギィを例えば患者の脳（図示せず）などの頭蓋２８内の選択された領域に集束させるために、同じ周波数であるが、異なる位相及び／又は振幅を持つことが好ましい。

信号は、Daum et al., “Design and Evaluation of a Feedback Based Phased Array System for Ultrasound Surgery”, IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control 45(2): 431-4, 1998に報告されているのと同様の駆動設定であるが、約１００ｋＨｚから約１０ＭＨｚの間で選択された駆動周波数でトランスデューサ１４のトランスデューサエレメント１６に提供される。

好ましくは、信号調整器１８は増幅器２４と位相シフタ２６の各セットに接続されている複数の“ｎ”個の増幅器２４_１〜２４_ｎと“ｎ”個の位相シフタ２６_１〜２６_ｎ（ここで、“ｎ”は信号調整器１８に接続されているトランスデューサエレメント１６の数に対応する）とを具える。周波数発生器２２からの入力信号は、各位相シフタ２６が周波数発生器２２から信号を受信するように分かれている。各位相シフタ２６と増幅器２４のセットは、各トランスデューサエレメント１６に接続された信号調整器１８のチャンネルを表す。位相シフタ２６は、周波数発生器２２から入ってくる信号の位相を各位相シフトファクタα_１〜α_ｎで調整することができる。多くのアプリケーションに低い位相解像度が好適であるが、位相シフタ２６は約１度の精度（８ビット解像度）を提供するのが好ましい。

増幅器２４は位相シフタ２６からの信号を増幅して、例えば増幅器２４と各トランスデューサエレメント１６を別個に接続することができる同軸ケーブル、あるいはその他の接続を介して、増幅した励起信号をトランスデューサエレメント１６に提供する。各トランスデューサエレメントの通過ゾーンがエアポケットを含む場合、ビームの入射角が小さすぎる場合、あるいは他のファクタに照らして、個々のトランスデューサエレメント１６は、選択的に、スイッチをオフにする（増幅度０に設定する）ことができる。信号調整器１８の内部電力計（図示せず）は、増幅器２４に供給される電力をモニタすることができる。

位相シフタ２６の位相シフトファクタα_１〜α_ｎによって、トランスデューサエレメント１６から送信される音響エネルギィを操ることができる。すなわち、「焦点ゾーン」（音響エネルギィが集束する方向の空間内の領域）を例えば“ｚ”軸（トランスデューサ１４の送信面から頭蓋２８内へ直交して延在する軸、図示せず）、及び／又は“ｘ”軸あるいは“ｙ”軸に沿って移動させることができる。各位相シフトファクタのステアリングに関連する成分は例えば身体内の平均音速と各トランスデューサエレメント１６から対象となるターゲット部位までの距離（組織領域内の意図した焦点ゾーン）を用いるなど、公知の技術を用いて計算することができる。

更に、位相シフトファクタは頭蓋２８内の組織を超音波エネルギィが通過するときに生じる各トランスデューサ１６によって送信される超音波エネルギィの位相歪みを補償することもできる。各位相シフトファクタα_１〜α_ｎの位相歪に関連する成分は、頭蓋骨、皮膚／頭蓋インターフェース、硬膜／頭蓋インターフェースによって、頭蓋の厚さの変動によって、及び／又は頭蓋２８内の空気が満たされたあるいは液体が満たされたポケットなどの構造的な理由によって（全て図示せず）生じる摂動と歪を補償する事ができる。位相シフトファクタα_１〜α_ｎを構成している二つの成分、すなわち、ステアリング成分と位相歪成分を足して、“ｚ”軸に対する所望のステアリング角度で、及びトランスデューサ１４からの所望の距離（焦点距離）で、超音波エネルギィを集束させるために各チャンネルごとに複合位相シフトファクタα_１〜α_ｎを決定する。

位相シフトファクタα_１〜α_ｎはコントローラ２０と画像生成器１２に接続されたシステム画像とディスプレイコンピュータ４０によって決定される。代替的に、コンピュータ４０を別に設ける代わりに、コントローラ２０自体が位相シフトファクタα_１〜α_ｎを決定するのに必要な全てのハードウエア成分及び／又はソフトウエアモジュールを有していても良い。システム画像及びディスプレイコンピュータ４０は、一又はそれ以上のソフトウエアモジュール、ハードウエア成分、ファームウエア、ハードワイヤリング、あるいはこれらの組み合わせを具えるものであっても良い。例えば、システム画像及びディスプレイコンピュータ４０は、位相シフトファクタα_１〜α_ｎを生成するために従来の方法でソフトウエアをプログラムした一般的あるいは特定の目的のデジタルデータプロセッサであっても良い。位相シフトファクタα_１〜α_ｎは位相シフタ２６に順次転送するためにコントローラ２０に転送する、あるいは画像生成器１２から受信した画像に基づいて位相シフタに直接転送するようにしても良い。

システム画像およびディスプレイコンピュータ４０は、自動的に画像を分析し、画像から興味のある組織の特性を同定することによって位相シフトファクタα_１〜α_ｎを決定することができる。画像生成器１２によってシステム画像およびディスプレイコンピュータ４０に十分な情報が提供され、位相シフトファクタα_１〜α_ｎを決定する。代替的に、ユーザが手動で画像を解析して、組織の特性を同定することもできるし、あるいは自動および手動解析を組み合わせて用いることもできる。
まず、画像生成器１２は頭蓋２８の内部画像を得るようにして、頭蓋骨組織の境界、および選択的に頭蓋内の他の組織領域の境界を決定することができる。画像生成器１２は、例えば、磁気共鳴影像法（ＭＲＩ）装置、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置、あるいは超音波映像（ＵＩＳ）装置（図示せず）であっても良い。画像は、一次元画像あるいは好ましくは対象部位を通る断面の二次元画像であっても良い。代替的に三次元画像を画像生成器１２から受信することができる。画像生成器１２がＣＴ装置である場合、画像生成器１２は画像生成器１２で提供される画像中の各ピクセルのＣＴ数（ハウンズフィールド数ともいう）を決定して提供することができる。超音波プローブを用いて画像を取得するシステムの具体的な実施例が、米国特許出願１０／１９０，７８７号に開示されている。

システム画像及びディスプレイコンピュータ４０は、画像生成器１２から受信した画像から頭蓋２８の三次元レンダリングを生成し、この三次元レンダリングから頭蓋骨の境界を決定することができる。例えば、システム画像およびディスプレイコンピュータ４０は三次元レンダリングを「ｖｏｘｅｌｓ」（三次元画像のボリュームピクセル）に分解することができる。次いで以下に説明するように、画像化された組織の組織境界を三次元レンダリングに基づいて決定することができる。代替として、組織の境界を二次元画像から決定及び／又は推論することができる。画像生成器１２から受信した画像及び／又は三次元レンダリングは、外科医、技術者、その他のオペレータによる観察及び／又は分析用にディスプレイ２７上に表示することもできる。

図２を参照すると、本発明のシステムで用いることができる、例えば、組織領域内のターゲット部位への治療用のエネルギィの送出をコントロールするための治療すべき組織領域の画像を分析する具体的な手順が示されている。この手順は、集束させた超音波治療と共に使用される、すなわち、組織領域近傍に配置され組織領域への音響エネルギィをターゲット部位へ送出するのに使用される複数エレメントのトランスデューサアレイを含むことが好ましい。具体的な実施例では、組織領域は患者の頭蓋であり、ターゲット部位は患者の脳内の腫瘍またはその他の組織構造である。

ステップ６０において、図１に示す画像生成器１２のような画像生成器が患者の頭蓋内部などのターゲット領域の一又はそれ以上の画像を獲得することができる。上述したように、画像生成器はＭＲＩ装置、ＣＴ装置、あるいはＵＬＳ装置など、様々な画像生成装置のいずれでも良い。画像は、例えば複数のベクトルなど少なくとも一次元のものであり、好ましくは、興味のある組織領域を通るスペースを空けた複数の画像面または「スライス」などの二次元画像である。例えば、組織領域は頭蓋であり、画像は、患者の脳内の腫瘍あるいは他の組織構造を同定するのに使用できる頭蓋を通る多重スライスであってもよい。

ステップ６２において、画像を表す画像データが、図１に示すシステム画像及びディスプレイコンピュータ４０などのプロセッサに転送される。一の実施例では、画像生成器１２とシステム画像およびディスプレイコンピュータ４０が互いに直接接続されている。すなわち、同じ位置にあっても良い。代替の実施例では、画像生成器１２（および続いて患者３０）がある位置にあり、画像生成器１２からの画像データが複合画像生成器（図示せず）からのデータを受信する遠隔のシステム画像及びディスプレイコンピュータ４０に転送されても良い。このような転送は、電話ネットワークまたはインターネットなどの有線あるいは無線ネットワークを介して行うことができる。従って、中央のシステム画像及びディスプレイコンピュータ４０は、例えば病院または他の治療施設など、複数の遠隔サイトでデータを交換することができる。

例えば患者を治療中の場合は、患者の画像を獲得すると直ちに画像データの転送が生じるようにしても良い。代替的に、この画像データを画像生成器の位置、すなわち、メモリ、コンパクトディスク（ＣＤ）あるいは他の持ち運び可能な保存装置内に保存するようにしても良い。従って、組織領域の参照画像セットを、治療を実行する前に取得することが可能である。この転送は、自動的に完了するか、あるいは外科医または他のオペレータからの指示があったときにのみ生じるようにしても良い。

プロセッサ、すなわちシステム画像およびディスプレイコンピュータ４０が一旦画像データを受信すると、この画像データは一又はそれ以上の三次元レンダリングを生成する及び／又は治療パラメータを生成するように操作することができる。例えば、ステップ６４において、組織領域内の少なくともある組織の三次元レンダリングが生じるようにし、これを組織型に分けるようにしても良い。この解析は通過ゾーン、すなわち患者の治療に用いられているトランスデューサと治療のターゲットとされている組織構造との間にある組織領域の一部を含んでいても良い。好ましくは、この解析はトランスデューサアレイの各トランスデューサエレメントの通過ゾーン、すなわち、各トランスデューサから介在組織を通ってターゲット部位までの音響エネルギィが通る通路を含む。三次元レンダリングは、例えば、隣接するスペースを空けた画像スライス間のギャップを埋めるために複数の二次元画像から加工されたものであっても良く、これによってその後の解析に使用することができる三次元画像を生成する。代替的に、二次元画像を直接解析しても良い。

ステップ６６において、三次元レンダリング（または、代替的に二次元画像）を分割して、例えば画像を得た組織領域内の異なる組織型間の境界を決定するために、組織型に分類しても良い。このレンダリングあるいは画像は、個々の「ｖｏｘｅｌｓ」（三次元画像のボリュームピクセルまたは二次元画像の領域ピクセル：volume pixels of a three-dimensional image or area pixels of a two-dimensional image）によって規定することができる。この画像の各ｖｏｘｅｌは、自動的に位置データセットにマッピングされ、組織型に関連付けるようにしても良い。例えば、各ｖｏｘｅｌは、空間内の位置を同定する座標、すなわち二次元位置データセットについての（Ｘ、Ｙ）と、三次元位置データセットについての（Ｘ、Ｙ、Ｚ）、と組織型（Ｔ）に振り分けられ、各ｖｏｘｅｌについて（Ｘ、Ｙ、Ｔ）または（Ｘ、Ｙ、Ｚ、Ｔ）座標を含むデータセットとなる。

システム画像及びディスプレイコンピュータ４０などのプロセッサは公知のアルゴリズムを用いて組織型を自動的に決定することができる。例えば、画像生成器（または三次元レンダリング自体）から受信された画像部分の強度を、解剖学的テンプレートマッチングなどの公知の方法を用いて異なる組織型に関連付けることができる。代替として、オペレータがレンダリング及び／又は画像を再考して、異なる組織型を同定して個々のｖｏｘｅｌｓに割り振るようにしてもよい。

ｖｏｘｅｌデータセットを与えることにより、例えば、画像データ内に画像を取り込んだ組織領域内の一又はそれ以上の異なる組織型間の境界を決定するために分類が行われる。組織領域が患者の頭蓋である例では、皮膚／頭蓋インターフェース間、及び／又は硬膜／頭蓋インターフェース間における頭蓋骨内の組織層間の境界の決定を含んでいても良い。

この手順は、自動、半自動、あるいは手動で行うことができる。例えば、外科医またはその他のオペレータは、ディスプレイ上のレンダリング及び／又は画像を再考して一又はそれ以上の組織型間の境界を追跡すること、スレッシュホールドを変えること、などによってこれらを手動で分類することができる。このレンダリングや画像を示すディスプレイ上のポインタをコントロールするタッチスクリーンあるいはマウスなどの好ましいインターフェース装置を用いて組織型を同定することができる。

半自動分類技術では、画像の強度の変化に基づいてユーザが指定したレンダリング及び／又は画像の各領域を埋めるのに拡大領域アルゴリズムを使用することができる。例えば、第１の強度を有する画像あるいは特定の組織型を有する画像の一部にポインタを位置させてマウスをクリックすることで拡大領域アルゴリズムを実行して、ポインタで同定した部分の強度又は組織型を有する領域全体を埋めることができる。代替的に、全自動分類アルゴリズムを用いて、画像内の強度の変化あるいはクラス分けした別のパラメータに基づいて各組織領域を分類するようにしても良い。

二次元画像を分類する場合、組織領域の一又はそれ以上の三次元レンダリングかあるいは画像を、分類が終了した後にスペースを空けた複数の二次元画像から補間することができる。有効三次元レンダリングの加工に必要な二次元画像の数は、当業者には明らかなとおり、組織領域の変化のジオメトリックなレートおよび、所望の加工精度に基づく。

ステップ６８で、二次元画像または三次元レンダリングに基づいて補正ファクタを決定して、組織領域で行われる治療を補助するのに使用することができる。これらの補正ファクタを決定する具体的なシステムは、米国特許出願第０９／７３８，５１４号に記載されている。一の実施例では、この補正ファクタは、各分類された組織領域における異なる組織型を通過する音響エネルギィによって生じる異なる音速を計算する。更に、あるいは代替的に、この補正ファクタは以下に説明する分類した組織領域の境界で生じる音響エネルギィの屈折を計算することができる。

結果としての補正ファクタ、例えば位相シフトファクタ及び／又は振幅ファクタは、特定の治療コースを補助するのに使用することができ、音響エネルギィを画像化した組織領域内のターゲット部位に良好に集束させる。例えば、ステップ７０では、この補正ファクタを図１に示すコントローラ２０、信号調整器１８、トランスデューサ１４などの集束超音波システムに転送することができる。

ステップ７２では、集束超音波システムがこの補正ファクタを用いて、ビーム形成器又は図１に示す信号調整器１８のような信号調整器を制御することができ、補正ファクタに基づいて励起信号又は駆動信号をトランスデューサに送信する。例えば、図１を参照すると、上述したとおり一又はそれ以上のベース信号が例えば周波数生成器２２によって信号調整器１８へ供給されている。このベース信号は複数のチャンネル、好ましくはトランスデューサ１４の各トランスデューサエレメント１６に対応する個々のチャンネルに分けることができる。各チャンネルについての信号の位相は、コントローラ２０で受信された位相補正ファクタに基づいて信号調整器１８で調整するようにしても良い。例えば、異なる組織型を通過する、及び／又は一又はそれ以上の組織境界に遭遇する各トランスデューサエレメント１６からの音響エネルギィを補償するように位相を調整することができる。これは、当業者には公知であるように他の位相調整に加えて、特別な位置または特別な形状の焦点ゾーンにおいて音響エネルギィを集束させ、あるいはトランスデューサエレメントの誤差を保証するために提供されるものであっても良い。位相調整信号は、例えば励起信号を増幅する増幅器２４によって、振幅補正ファクタに基づいて増幅するようにしても良い。代替的に、各チャンネルについての信号を位相調整後に増幅するようにしてもよい。

ステップ７４では、増幅され位相を調整し励起信号をトランスデューサに送出して各トランスデューサエレメント１６を駆動することができる。トランスデューサエレメント１６はこの励起信号を音響エネルギィに変換し、この音響エネルギィはトランスデューサ１４のトランスデューサエレメント１６から患者３０の画像化した組織領域へ、すなわち、介在組織から例えば頭蓋２８内などの組織領域内のターゲット部位へ送信される。

治療中に例えば基準画像データを獲得したのと同じ画像生成器を用いて画像を得て、治療の手順をモニタすることができる。例えば、図１のシステム画像及びディスプレイコンピュータ４０などのプロセッサに、リアルタイムで、あるいはほぼリアルタイムでのモニタリング用に画像を転送することができる。獲得した治療画像を、すでに獲得されている基準画像と比較するようにしても良い。必要があれば、例えば更なる振幅及び／又は位相補正ファクタを提供して治療パラメータを調整して、例えば上述した同じ手順を用いて組織領域に送出されたエネルギィを加減してエネルギィが展開するときのイベントを反映するようにしても良い。これによって、治療を制御されたプロセスにすることができる。

図３を参照すると、音響エネルギィが組織の境界に対して垂直あるいはほぼ垂直である頭蓋組織を通過する音響エネルギィの位相シフトを補償するための励起補正ファクタの決定に本発明のシステムで使用できるプロセスが記載されている。図に示すように、頭蓋２８は皮質骨の二つの層５０と５４、および柱状骨の中間層５２とを具える。トランスデューサエレメント１６_ｘが、頭蓋２８の近傍に示されており、これはポイントｒ_０で頭蓋と直交するベクトル９６によって同定される伝播方向で頭蓋２８内へ音響エネルギィを出射することができる。頭蓋２８の三次元レンダリングから、頭蓋２８の表面に沿って頭蓋表面３８上の対象ポイントｒ_０からそれぞれｘおよびｙ方向へ延びている二つの直交するベクトル８８、９０を、あるいはその他の画像座標システムを決定することができる。ベクトル８８、９０は公知の方法を用いて表面３８に対して垂直方向にあるベクトル９４を計算するのに使用することもできる。入射角を同定するベクトル８４とベクトル９６のスカラ積を計算するようにしても良い。

各層５０、５２、５４の厚さＤ_１、Ｄ_２、Ｄ_３はそれぞれ、頭蓋表面上の位置ｒ_０＝（ｘ_０、ｙ_０、ｚ_０）で始まり、次の層５２上のポイントｒ＝（ｘ、ｙ、ｚ）の位置まで続く強度の変化を用いて求める。

このプロセスは入射面からはじまり層ｎへ、入射面へ、又次の層へと連続する層の間で繰り返される。上述の事項は、ほぼ垂直方向の頭蓋骨を通る伝播を仮定しており、頭蓋骨組織の異なる層５０、５２，５４がそれぞれ均質であることを前提としている。各層５０、５２、５４を各々超音波伝播速度の意味で単一層として扱い、単純な関係式を用いて頭蓋上の所定のポイントを通る伝播による位相シフトを表すことができる。

ここで、ｆは駆動周波数であり、ｃ_０は組織内の平均音速、ｃ_Ｓは頭蓋骨組織内の音速、Ｄは頭蓋の厚さである。

組織の非均質性が通路を、従って、その通路に沿って通過する超音波エネルギィが通る距離を変化させる屈折を引き起こすことがあり、トランスデューサエレメントから送られる超音波エネルギィの位相は、これによって焦点ゾーンで更にシフトされ、構造的干渉と、従って焦点ゾーンに送られる超音波エネルギィの強度が減少することがある。

略垂直方向の伝播は仮定されていない（図３に関するものなので）のであれば、一又はそれ以上の境界層における超音波エネルギィの屈折を考慮してトランスデューサエレメントの励起ファクタ（図２のステップ６８に記載されている）を決定することができ、焦点ゾーンにおける超音波エネルギィ構造的干渉が最大となる。

超音波ビームの屈折は、スネルの法則で表される。

ここで、θ_１、θ_２は、表面に対して垂直な線と各組織領域における入射及び屈折光線間の角度であり、C₁、C₂は各組織領域内の音速である。柔組織と骨との間の境界での屈折が有意なことがあるため、屈折を考慮して組織の収差を補正することは、超音波を用いて脳を治療するにあたって特に有益である。

図４はトランスデューサアレイ１４と、脳組織６９内の腫瘍あるいはその他の組織構造などのターゲット領域（焦点ゾーンP1で同定されている）間に延在する通過ゾーンZ1の断面図である。この単純化した図面において、トランスデューサアレイ１４は一列のトランスデューサエレメント１６を具え、頭蓋骨組織７２を覆う患者の皮膚７０近傍に配置されている。図に示すとおり、トランスデューサ１４と皮膚７０間の音響結合を改善するために、例えば水または音響ジェルなどの結合材料層７４をトランスデューサ１４と皮膚７０間に配置してもよい。

上述したとおり、頭蓋骨組織７２は通常皮質骨でできた二つの層の間に柱状骨でできた中間層を具える。柱状骨と皮質骨は密度が異なり、それぞれの音速が変化する。しかしながら、一次近似として頭蓋骨組織７２は均質であると考えられ、３０００メートル／秒（３０００ｍ/ｓ）の頭蓋骨内の平均音速が骨組織領域７２全体について用いてもよい。代替的に、焦点空間ピークパワー（焦点ゾーンに送られる音響エネルギィの最大パワー強度）の改善が所望されるか、あるいは必要な場合、頭蓋７２内の骨組織の多重層を分類して（図示せず）、音速と分類した各領域を通過する距離を本発明の教示に従って別々に考慮するようにしても良い。

図４を参照すると、組織内に屈折がなければ、トランスデューサアレイ１４の具体的なトランスデューサエレメント１６a、１６ｂは線B1、B2でそれぞれ示すように、意図する焦点ゾーンP1に直接的に集束させて音響エネルギィを送るであろう。音響エネルギィは（少なくとも）二つの位置、すなわち、皮膚７０と骨７２の境界と、骨７２と脳組織６９の境界で屈折するので、これらの線はトランスデューサエレメント１６ａ、１６ｂから送られる音響エネルギィが追跡する実際の通路を反映しないことがある。なお、組織領域の境界に対して垂直方向にある音響エネルギィは、この境界で屈折しない。

例えば、線R1は皮膚組織７０と骨組織７２間での屈折によるトランスデューサエレメント１６ａから送られる音響エネルギィから生じる実際の通路を表している。更に線R2は、骨組織７２と脳組織６９間の境界での屈折による、脳組織６９を通って実際の焦点ゾーンP1’を通る音響エネルギィの実際の通路を現している。屈折があるために、音響エネルギィは予想と異なる距離を通過することになり、従って、音響エネルギィの位相が争点ゾーンP1での期待値からトランスデューサエレメント１６ａから焦点ゾーンＰ１への新しい通路の結果としての実際の値へシフトすることになる（明確にするために、フェーズドアレイにおいては、エレメントに送られている電子位相マップによって焦点が規定される。図４の場合は、線Ｒ３、Ｒ４を用いて以下に説明するように、異なる位相マップでＰ１’からＰ１へ焦点をシフトする。）

組織の非均一性によって生じる屈折を補償する為に、一又はそれ以上の線の計算をトランスデューサエレメント１６と意図した焦点ゾーンＰ１との間で、各トランスデューサエレメント１６から送られる音響エネルギィの屈折を考慮して実行することができる。例えば、図４は、線Ｒ３，Ｒ４を示しており、これはこの屈折を考慮して、トランスデューサエレメント１６ａから送られた音響エネルギィを焦点ゾーンＰ１で収束させるのに必要な移動経路を表す。これらの線は、前進線の計算から補間することができる。すなわち、各トランスデューサエレメントの送信ポイントから、遭遇する様々な組織領域を通って、焦点ゾーンで所望の位相シフトが得られるまでの音響エネルギィの経路を決定し所望の構造的干渉をつくる。代替的に、逆方向の線を計算するようにしても良い。これは、焦点ゾーンＰ１で始まって様々な組織領域を通り、各トランスデューサエレメント１６への線の計算である。これらの線の計算は、当業者には明らかであり、式（３）について上述したようにスネルの法則を考慮する。

次いで各トランスデューサエレメントから送られる音響エネルギィの通過距離に対応する各線の長さを計算する。例えば、頭蓋骨組織７２を通って延在する線Ｒ３の距離Ｌ３は、線Ｒ３で遮られる境界上のｖｏｘｅｌ座標軸を同定することによって計算することができる。皮膚７０と頭蓋骨７２間の分割された境界は、ｖｏｘｅｌ座標（Ｘａ、Ｙａ、Ｚａ）を有し、頭蓋骨組織７２と脳組織６９間の分割された境界はｖｏｘｅｌ座標（Ｘｂ、Ｙｂ、Ｚｂ）を有する。この境界間の線Ｒ３が通過する距離Ｌ３は：

となる。式４の距離Ｌ３は、頭蓋骨組織７２によって生じる位相シフトを決定し、必要な位相シフトファクタα_１−α_ｎを決定するのに用いられる。

位相シフトファクタα_１−α_ｎを決定するのに通常用いられる身体組織内の平均音速と脳組織６９内の実際の音速との間に差があるため、脳組織６９も音響エネルギィの位相シフトを引き起こす。第２の線Ｒ４が脳組織６９内を通って焦点ゾーンＰ１まで通過する距離Ｌ４が計算され、頭蓋骨組織７２と焦点ゾーンＰ１のｖｏｘｅｌ座標との間の境界のｖｏｘｅｌ座標に基づいて、更なる位相シフトの補正を求める。

超音波治療に用いられる音響エネルギィは、不連続線ではなく、通常は連続波であるが、線の使用は波自体を適切に表すものであり、正確な計算を手ごろに実行することができる。トランスデューサエレメントはサイズが有限であるため、各エレメントについて複数の光線を用いて各光線についての所望の位相を計算して、そのエレメントの平均位相を用いることによって精度を高めることができる。この結果、反復プロセスとなり、ターゲット部位に音響エネルギィの焦点ゾーンを位置させる適当な補正ファクタが決まるまで連続する組織層の境界を通る仮想線が投影される。

励起補正ファクタは、位相またはタイミングのいずれかを用いて計算することができる。位相シフトファクタを計算する代わりに送信タイミング制御を用いる場合、励起補正ファクタは一又はそれ以上の分割された組織領域を通過する屈折した音響エネルギィの実際の伝播時間に基づくものであっても良い。この実伝播時間は各トランスデューサエレメント１６についての補正伝送時間をトランスデューサエレメント１６から伝送される音響エネルギィが争点ゾーンＰ１で構造的に干渉が生じるように決定するのに使用することができる。

組織領域を通る光線Ｒの伝播時間Ｔは：

であり、ここで、Ｖは組織を通る音速（例えば、頭蓋骨組織については３０００ｍ／秒）でり、Ｌは組織における線Ｒの長さ、すなわち、代表的な線が組織領域を通過する距離である。

図４に関して上述した例では、トランスデューサ１４を用いて脳６９で集束する集束超音波治療を行うときに、実際の軌道と各トランスデューサエレメントから取り出した音響エネルギィの伝播時間を決定するようにしても良い。例えば、線Ｒ３によって表されるトランスデューサエレメント１６ａから頭蓋骨７２を通過する音響エネルギィの伝播時間は、例えば３０００メートル／秒（ｍ／ｓ）である骨組織を通る音速を用いて決定して、補正遅延時間を計算するのに使用することができる。脳組織６９を通る通路に起因する位相を補正するために、代表的な線Ｒ４の伝播時間を式４と１５７０メートル／秒（ｍ／ｓ）の脳組織内の音速を用いて決定することができる。次いで、線Ｒ３、Ｒ４の伝播時間を足し合わせて、トランスデューサエレメント１６ａから送られる音響エネルギィの屈折を含む組織の非均質性を補正する伝播時間を出すことができる。

トランスデューサエレメント１６ｂと他のトランスデューサエレメント１６から焦点ゾーンＰ１へ送られた屈折した線の補正伝播時間も同様に計算することができる。各トランスデューサエレメント１６の補正伝播時間を、トランスデューサ１４に接続されたコントローラ２０あるいはシステム画像およびディスプレイコンピュータ４０（図示せず、図１参照）などのプロセッサに提供して、トランスデューサ１４が送る集合的な音響エネルギィが焦点ゾーンＰ１で構造的に干渉するように各トランスデューサエレメント１６に送る励起信号の補正時間遅れを決定するようにしても良い。

上述したとおり、所望であれば図３に示す三つの骨組織層５０、５２、５４などの多重骨組織層内の屈折を、三層モデルの一部としての各組織層を通過する距離による位相補償を決定する場合に考慮することができる。三層モデルには、別々の均質層からなる頭蓋と、例えばＣＴまたは超音波撮像で測定されるような骨密度にリニアに関係する音速（およびこれに従った音速）を想定できる。一例として、中央の層５２の音速が約２５００メートル／秒（ｍ／ｓ）、内側及び外側層５０、５４の音速が約２９００メートル／秒（ｍ／ｓ）である。この三層モデルを用いて頭蓋２８を横切るときの予測される位相シフトは：

である。ここでｃ_ｎはｎ番目の層における音速、Ｄ_ｎはｎ番目の層の厚さである。

頭蓋２８の局部密度が頭蓋２８を通る伝播に影響することがあるため、頭蓋の密度に基づく位相補正は、アレイ１４からの超音波エネルギィの集束を改善するのに有益である。単一層の均質性期待値（上述の式２から計算されるような）からのずれに対する内部密度の変動の影響の査定には、伝達の超音波軸（例えば図３におけるベクトル９６）に沿った平均ＣＴ画像強度と音速が相互に関連する。例えば、二次元ＣＴ画像から構築した三次元画像を用いる場合は、各ｖｏｘｅｌを強度値に振り当てて、その強度が骨密度に直線的に比例しており、画像内の空気と水を用いた強度を基準強度としてＭＫＳ単位で測定されると仮定してもよい。平均強度は、骨２８内部の伝達軸９６に沿ってＣＴ強度値を足し合わせることと、足し合わせたｖｏｘｅｌの総数で決定することができる。ｖｏｘｅｌは気体を満たしたポケットまたは液体を満たしたポケットを含んでいてもよい。液体で満たしたｖｏｘｅｌ用の音速は、水中の音速であると仮定される。音響エネルギィが気体を満たしたポケットに遭遇した場合は全反射が生じると仮定される。

頭蓋の強度による位相補正は、例えば、頭蓋を通過する音響エネルギィから実際に測定した位相シフトと、式（単層モデル用）で与えられる理論上の位相シフトとの差として、経験的に計算することができる。経験的な補正ファクタは、百分率誤差を平均強度を関数としてフィッティングする（多項式の曲線のフィットを用いて）によって得られている。すなわち：

ここで、Ｎ次の度数フィット用にＮ＋１の係数Ａｎが決定され、ρは密度である。１１７のポイントデータセットと５つの頭蓋を用いた０．５１ＭＨｚでの３次のフィッティングを適用すると、ＭＫＳ単位で以下の係数が得られる：

これらの係数は式７で用いても良く、結果としての式７の補正ファクタは、補正位相シフト：

を算出する単一層均質モデルの一部であるので、式２に適用することができる。ここで、Φは式２を用いて得た初期位相の値を含む。

密度と厚さの測定は、頭蓋の音速の調整に適用することもできる。単一層の音速値を調整するためには、以下の式による密度を関数として速度を当てはめることができる：

ここで、φ（ρ）は密度を関数とする測定位相シフトである。式７に示すような多項式フィットを音速値を見つけるのに使用することができる。三層モデル用には、二つの音速を計算する。これらの二つの速度は、皮質層の速度ｃ_ｉと柱状（中央）骨の速度ｃ_ｉｉである。三つの骨層５０、５２、５４にそれぞれの厚さＤ１、Ｄ２及びＤ３が与えられると、皮質層の速度ｃ _ｉ が、密度を関数として以下の式によって適合する。

ｃ_ｉ（ρ）の多項式フィットは一連のｃ_ｉｉの試算関数に式７を用いて実行される。最終音速は、標準偏差によってあるいは多数の頭蓋のサンプルにフィットさせることによって得られる直接的な頭蓋測定と共に他の方法によって最も密接に相関ｃ_ｉ（ρ）とｃ_ｉｉ（ρ）である。

患者の頭蓋へ供給される電力は治療の種類によって異なる。複数エレメントトランスデューサアレイを用いた集束超音波切除が行われる間に、約１ないし３キロワット（１−３ｋＷ）の電力が約１０ないし３０秒間送り出される。血脳関門を開くためには、例えば、対象領域内でのパーフォームドガスバブルを用いるなどして、切除に使用される電力より約１００倍少ない電力を用いるようにしても良い。切除パワーは、パーフォームドガスバブルによって低減される。エネルギィのバーストの使用も、トランスデューサエレメント１６が連続的にエネルギィを送っている場合に生じるであろう定在波による位相への影響を、なくさないまでも低減する。

図５を参照すると、ここに記載したシステムと方法を、例えば、脂肪層の後にあるような柔組織内のターゲット部位へ音響エネルギィを送るのに使用することができる。超音波治療システム１０は、図１に示すシステム１０と同一または同様であっても良く、したがって、同じ構成要素には同じ符号が付されている。複数のトランスデューサエレメント１６を有するトランスデューサ１４を、患者３０の外部表面上あるいはその近傍に配置することができる。トランスデューサ１４は例えば、曲線状、平面状、及び／又は、パラボリック形状を含むどのような好適な形状であっても良い。好ましくは、トランスデューサ１４はアレイ１４の表面から所望の焦点距離で、すなわち患者３０内へ超音波エネルギィを集束させるように構成されている。

通過ゾーンが一又はそれ以上の脂肪組織領域などの、柔組織領域を含む場合、超音波エネルギィの位相シフトを、通過ゾーンの脂肪組織領域によって補正するようにしても良い。柔組織（すなわち、骨組織は含まない）内では、脂肪組織が筋肉や細胞などの他の柔組織より大きな位相シフトをおこすことがある。例えば、脂肪組織内の音速は約１４６０メートル／秒（ｍ／ｓ）であり、これは従来の手順において通常使用されている平均音速（約１５４０ｍ／ｓ）からかけはなれている。上述したとおり、この局部的な音速の差は、トランスデューサエレメントによって集合的に送られる音響エネルギィの低減された構造的干渉により、焦点ゾーンに送られる音響エネルギィの強度を大幅に減らしてしまう。

他の柔組織の種類のうち、筋肉組織が平均音速からの差が次に大きく、１６００メートル／秒（約１６００ｍ／ｓ）である。筋肉組織は構造的干渉を減らすような位相シフトを起こすが、一般にインパクトが脂肪組織領域のインパクトより実質的に小さく、従ってほとんどの場合無視することができる。細胞組織のうちで、肝臓内の音速が１５５５メートル／秒（ｍ／ｓ）であり、腎臓での音速は１５６５メートル／秒（ｍ／ｓ）である。このような平均音速からの僅かの差異は、僅かなあるいは無視できるような逸脱を起こすだけであり、焦点ゾーンへ最も高い超音波エネルギィが送信される場合を除いて無視しても良い。

脂肪組織領域による収差の補正が焦点ゾーンへのエネルギィ送信を最も改善するので（他の柔組織に比べて、及び通過ゾーン内に骨組織が存在しない、あるいは通過ゾーン内の骨組織について位相補正がなされていると仮定して）、上述した骨組織についての方法と同様に実際の音速と脂肪組織領域で生じる屈折とに基づいて計算した励起補正ファクタと脂肪組織領域を用いても良い。

選択的に、更なる補正の改善、すなわちエネルギィ転送の更なる改善を、筋肉組織領域を分割して、筋肉組織領域内の音速と筋肉組織領域によって生じる屈折を用いて得るようにして、励起補正ファクタを計算するようにしても良い。残りの柔組織領域（脂肪および筋肉組織領域のほか）は、筋肉組織領域の一部であると考えることができ、必要であれば、別個に分割して解析するようにしても良い。

組織領域のセグメントの形状によっては、トランスデューサから送られる音響エネルギィが所望の焦点ゾーンに対して空間的にシフトした実焦点ゾーンで構造的に干渉する。例えば、図６は、トランスデューサ１４と所望の焦点ゾーンＰ２との間に位置する通過ゾーンＺ２内に分割した脂肪組織領域１８０を含む具体的な組織領域を示す。トランスデューサ１４と脂肪組織領域１８０間の残りの組織１８２は筋肉組織であると仮定される。通過ゾーンＺ２内の他の組織領域は、この例を簡単にするために示していない。具体的な分割された脂肪組織領域１８０は、トランスデューサ１４で規定される平面に略平行に延びる平面に対して均一に変化する厚さを有する。距離に対する深さの変化率は単調（連続的に増加あるいは低減する）であり、リニア（すなわち、境界が式Ｙ＝ａ＋ｂｘで規定できる）である。このような組織領域はプリズムとしてモデル化することができる。

２本の音響エネルギィの具体的な線Ｂ３、Ｂ４が、トランスデューサエレメント１６ａ、１６ｂの各々からトランスデューサ１４の反対側端部へ送られているところが示されている。線Ｂ３、Ｂ４は、破線で示すように所望の焦点ゾーンＰ２上で集束するようになっている。所望の焦点ゾーンＰ２は、上述したとおり治療を行うオペレータによって、例えば画像システムを用いて選択することができる。しかしながら、図に示すように、屈折が二本の光線Ｂ３、Ｂ４（同様に、トランスデューサ１４の他のトランスデューサエレメント１６によって送られる音響エネルギィも）を所望の焦点ゾーンＰ２と異なる位置の新しい焦点ゾーンＰ４上に集束させる。

ビームＢ３、Ｂ４が脂肪組織１８０を通過した後の実際の通路が、実線Ｂ３’、Ｂ３”、Ｂ４’、Ｂ４”（屈折がなければ音響エネルギィが追跡するであろう通路を表示する破線に比べて）で示されている。組織領域１８０の深さの変化率は単調でリニアであるので、音響ビームが組織領域１８０を通過するように音響エネルギィは音響ビームを横切って比例的に屈折する。ビームの位相は、ビームが実際の焦点ゾーンＰ４で構造的に干渉するように操縦されるという方法で比例的にシフトさせる。エネルギィ送出の所望の強度が所望の焦点ゾーンＰ２で生じないかもしれないが、シフトした焦点ゾーンＰ４での構造的干渉は、目に見えるほど低減しない。

組織領域１８０による屈折に起因する焦点ゾーンの変位を、例えば、図２に関する上述の方法論を使用して補正し、所望の焦点ゾーンＰ２に戻るように音響エネルギィビームを操縦することができる。位相シフトファクタα_１−α_ｎまたは各トランスデューサエレメントについての補正伝達時間は、上述した前進線あるいは戻り線の計算を用いて決定することができる。

スネルの法則（上述の式３）、組織領域１８０の分割した境界、組織領域１８０と近傍（筋肉）の組織領域内の音速を考慮して、上述の方法と同様にトランスデューサエレメント１６ａから送られる音響エネルギィに必要な実際の通路として新しい線Ｒ６、Ｒ７、Ｒ８が示されている。同様の線と、結果として生じる位相補正ファクタがトランスデューサ１４の他のトランスデューサエレメント１６について計算され、焦点ゾーンＰ２上で集束する音響エネルギィのビームを提供する。

ここで述べたように屈折を考慮した場合の焦点ゾーンシフトの補正は補正プロセスにおいて固有のものであるが、補正プロセスをインプリメントしたソフトウエアでは、焦点ボケの補正（すなわち、実際の焦点ゾーンにおける構造的な干渉の減少）と焦点ゾーンのシフトの補正を分離して行うことができる。ある状況では、一方だけの補正、あるいは他方の補正が要求されるか、あるいは必要である。例えば、トランスデューサの電気的なステアリング能力がそれを超えて補正できる（例えば、エレメントが十分に小さくないため）位置に組織の切除は焦点ゾーンを再度向けることができる。この場合、補正アルゴリズムは焦点ゾーンを所望の焦点ゾーンに戻すようにしようとするが、できないので、エネルギィのほとんどが所望の位置に届かないことがある。この場合は、トランスデューサを例えば組織構造の表面に沿って機械的に移動させて、焦点ゾーンをターゲット部位に向けて再度位置決めする。

図７を参照すると、分割した組織領域１９０の別の例が示されておりプリズムとしてモデル化されている。ここではプリズムの面１９２ａと１９２ｂおよび頂点１９４がトランスデューサ１４から送られる音響エネルギィと交差している。この例では図面にするために、各面１９２ａ、１９２ｂを通る距離に対する深さの変化率が単調でリニアであると仮定されている。組織領域１９０は、トランスデューサ１４から送られる音響エネルギィが実質的に二等分されるように配置されている。

音響エネルギィの三本の具体的な線Ｂ６、Ｂ７、Ｂ８が、トランスデューサエレメント１６ａ、１６ｂ、１６ｃの各々から送られているところが示されている。線Ｂ６、Ｂ７、Ｂ８によって与えられる音響エネルギィは、焦点ゾーンＰ６上に集束しようとしている。しかしながら、プリズム形状の組織領域１９０での屈折によって線Ｂ７とＢ８（及び組織領域１９０の境界１９２ｂに当たるトランスデューサエレメント１６から送られる他の音響エネルギィ）は実際の焦点ゾーンＰ８に向けて集束する。線Ｂ６（および境界１９２ａにあたるトランスデューサエレメント１６から送られる別の音響エネルギィ）は焦点ゾーンＰ１０で焦点を結び、これによってトランスデューサ１４で送られる音響エネルギィを効率よく二等分する。

焦点ゾーンＰ８およびＰ１０は所望の焦点ゾーンＰ６について対称的に位置していても良い。各シフトした焦点ゾーンＰ８、Ｐ１０は所望の焦点ゾーンＰ６について意図された音響エネルギィの約半分を受け取ることができる。音響エネルギィが分割されて所望の争点ゾーンＰ６に対してほぼ対称的に位置している焦点ゾーンＰ８，Ｐ１０に送出される一方で、各焦点ゾーンＰ８、Ｐ１０上に集束した音響エネルギィが公知の誤差内で構造的に干渉する。組織領域１９０の各境界に当たる音響エネルギィビームは上述したとおり補正され、所望の焦点ゾーンＰ６に向けてトランスデューサ１４から送り出す音響エネルギィを集束させる。

図１及び５に示すトランスデューサ１４は、図に示すものとトランスデューサエレメント１６の数が異なっていても良い。コントローラ２０で位相シフトファクタα_１−α_ｎを、提供する代わりに、信号調整器１８のチャンネル内に予め保存しておくようにしても良い。更に、このファクタを例えば密度の計算、組織の種類及び／又は組織の境界の決定、及び／又はコントローラ２０及び／又は信号調整器１８へ例えば位相シフトファクタα_１−α_ｎ及び／又はトランスデューサエレメント１６を駆動するのに使用される励起信号の振幅などの補正データを提供するといった上述した機能は、画像生成器１２、信号調整器１８、システム画像及びディスプレイコンピュータ４０、及び／又は、システム１０を使用するオペレータによって実行するようにしても良い。

図１は本発明に係る超音波治療システムの構成を示す図である。 図２は、本発明よる励磁補正ファクタを決定し、この決定したファクタを用いてトランスデューサエレメントを駆動するプロセスのフローチャートである。 図３は患者の頭蓋の一部の断面斜視図である。 図４は、患者の頭蓋の断面図であり、超音波が頭蓋を通って送信されるときに屈折する超音波エネルギィの代表的な線を示す。 図５は、図１に示す超音波治療システムを用いて処置されている患者の身体の一部の断面図である。 図６は、トランスデューサアレイで送信され、プリズム形状組織領域によって屈折された音響エネルギィビームを示す図である。 図７は、トランスデューサアレイで送信され、頂点がトランスデューサアレイに対向しているプリズム形状組織領域によって屈折された音響エネルギィビームを示す図である。

Claims (11)

1. 介在組織を通って組織領域内のターゲット部位へ音響エネルギィを送出するシステムにおいて：
   前記介在組織を通って前記ターゲット部位へ向けて各通過ゾーンにそって音響エネルギィを送信するように構成された複数のトランスデューサエレメントを具えるトランスデューサアレイと；
   前記組織領域の画像を作る画像生成器であって、前記介在組織の組織型を示す画像データを生成する画像生成器と；
   前記画像データを受信するべく前記画像生成器に接続されたプロセッサであって、前記介在組織内で複数種類の組織型間の境界を決定し、前記画像データ及び特定した前記境界に基づいて前記トランスデューサエレメントについての補正ファクタを生成し、前記音響エネルギィが前記介在組織内の前記組織型及び当該組織型間の境界を通過する際に生じる屈折を補償し、前記音響エネルギィが前記各通過ゾーン内の前記複数種類の組織型を通過する際の音速の変化を補償するように構成されたプロセッサと；
   前記プロセッサと前記トランスデューサアレイに接続されたコントローラであって、前記プロセッサから前記補正ファクタを受け取り、前記各補正ファクタに基づいて前記トランスデューサエレメントに励起信号を提供して、前記トランスデューサエレメントで送られる音響信号を前記ターゲット部位に集束させるように構成したコントローラと；
   を具えることを特徴とするシステム。
2. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記画像生成器が磁気共鳴画像生成器と、コンピュータ断層撮影画像生成器と、超音波画像生成器の少なくとも一つを具えることを特徴とするシステム。
3. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記画像生成器が各組織型の組織密度に比例する画像強度データを生成するように構成されており、前記プロセッサが複数の組織型を同定するために前記画像強度データを解析するように構成されていることを特徴とするシステム。
4. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記画像生成器が前記介在組織を具える複数の二次元画像を生成するように構成されていることを特徴とするシステム。
5. 請求項４に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが前記複数の二次元画像を、前記介在組織を含む一又はそれ以上の三次元レンダリングに変換するように構成されていることを特徴とするシステム。
6. 請求項５に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが前記介在組織内の前記複数の組織型間の境界を前記一又はそれ以上の三次元レンダリングに基づいて自動的に決定するように構成されていることを特徴とするシステム。
7. 請求項５に記載のシステムが更に：
   前記一又はそれ以上の三次元レンダリングを表示するよう構成されたディスプレイと；
   前記一又はそれ以上の三次元レンダリングと相互作用して前記介在組織内の組織型を同定するよう構成されたユーザインターフェースと；
   を具えることを特徴とするシステム。
8. 請求項４に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが前記二次元画像に基づいて前記複数の組織型間の境界を自動的に決定するように構成されていることを特徴とするシステム。
9. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記補正ファクタが各トランスデューサエレメントに関連する位相ファクタを具え、前記コントローラが前記補正ファクタに基づいて前記各トランスデューサエレメントに提供される励起信号の位相を調整するよう構成された位相調整器を具えることを特徴とするシステム。
10. 請求項９に記載のシステムにおいて、前記励起信号が各トランスデューサエレメントに関連する振幅補正ファクタを具え、前記コントローラが更に、前記振幅補正ファクタに基づいて各トランスデューサエレメントに提供される前記励起信号を増幅するよう構成された前記位相調整器に接続された一又はそれ以上の増幅器を具えることを特徴とするシステム。
11. 複数のトランスデューサエレメントを含んでいるトランスデューサアレイを有する超音波治療システムを動作させるソフトウエアにおいて、前記ソフトウエアがコンピュータで読み取り可能な媒体上にあり、前記システムに：
    ターゲット部位と前記トランスデューサアレイと前記ターゲット部位間の介在組織を具える組織領域の一又はそれ以上の画像を獲得させ；
    前記一又はそれ以上の画像に基づいて前記介在組織内の複数の組織型間の境界を決定させ；
    音響エネルギィが各トランスデューサエレメントから前記介在組織を通って前記ターゲット部位へ延びる通過ゾーン内の前記複数の組織型を通過する際の前記音響エネルギィの音速の変化を補償し、前記音響エネルギィが前記通過ゾーン内の前記組織型及び当該組織型間の境界を通過する際に生じる屈折を補償するために、前記一又はそれ以上の画像及び特定した前記組織型間の境界に基づいて、前記トランスデューサエレメントの励起補正ファクタを生成する；
    指令を具えることを特徴とするソフトウエア。

Images