JP6043092B2

JP6043092B2 - 超音波医用装置

Info

Publication number: JP6043092B2
Application number: JP2012119646A
Authority: JP
Inventors: 望月　剛; 剛望月; 木原　泰三; 泰三木原; 敏雄千葉
Original assignee: Nihon University
Current assignee: Nihon University
Priority date: 2012-05-25
Filing date: 2012-05-25
Publication date: 2016-12-14
Anticipated expiration: 2032-05-25
Also published as: JP2013244168A

Description

本発明は、生体内の温度情報を得る超音波医用装置に関する。

強力集束超音波（ＨＩＦＵ：High Intensity Focused Ultrasound）を例えば生体に照射し、その音響エネルギーを利用して、生体組織を焼灼し、組織を穿孔し、または血管を閉塞するなどして、治療を行う技術が開発されている。このような治療では、組織の変化を監視し治療が目的通りに達成出来たことを実時間で評価することが重要である。特に治療部の温度の管理は、例えば癌組織を焼灼治療する場合に極めて重要である。例えばもし焼灼温度が目的の温度まで上昇せずに温度の低い部位が存在すると、その部位の癌細胞が死滅せずに残ってしまう可能性がある。逆に温度が高すぎて生体内で例えばセ氏１００度以上に達すると、水の沸騰が起こり癌組織を周辺に吹き飛ばしてしまう恐れがある。そのため、例えば癌組織の焼灼においては、癌組織全体に亘って、セ氏７０度からセ氏８０度程度に温度を制御する必要があり、ＨＩＦＵ照射時に組織温度を実時間で観測する技術が必要とされる。

生体内の温度を計測するにあたり、核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）を利用する技術が知られている。例えば、生体内部組織の温度を核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）により計測しながら、ＨＩＦＵ治療を行う方法が開発されているが、この方法はＭＲＩでの生体情報収集時間が必要であるので、必ずしも実時間ではなかった。また、温度管理にＭＲＩを使用することは装置価格を巨額にすることや、装置の設置場所を広く用意するなど、例えば病院等における負担が多くなり、治療費の増大等につながってしまう。

そこで、超音波診断装置で使用されている微弱超音波を用いて、治療部位からのエコー信号が組織の反射係数や音速が温度により変化することを利用して組織の温度を推定する方法が開発された。しかし、音速に基づいた方法では温度の推定精度が不十分であり、予め知り得た経験的な変化量を元にＨＩＦＵ治療が完了しているかどうかの目安としていたにとどまっていた。

一方において、超音波の生体内における非線形特性の温度依存性が知られている。例えば、特許文献１には、被検体組織にポンピング波を照射し、同時に非線形パラメータを計測するプローブ波を透過型で用いる方法が示されている。しかし、透過型であるために生体応用では乳房組織などへの応用と、その応用範囲が限定されてしまう欠点があった。これに対し、特許文献２には、非線形パラメータを反射法で求める方法が提案されている。すなわち、ポンピング波とプローブ波を送波する振動子を同じ方向に設置し、それらの波を同時に送信することを特徴としている。しかし、この方法では被検体組織内での音響減衰の影響は考慮されていないために、正確な非線形パラメータが得られていなかった。さらに、特許文献３には、ポンピング波を用いたときとポンピング波なしのときの２つプローブ波の情報を用い、減衰と非線形パラメータを同時に推定する方法が提案されている。しかし、観測系にポンピング波とプローブ波の２種類の超音波を用いなくてはならない点と、ＨＩＦＵ照射を受けて組織の反射係数や反射組織構造が大きく変化する対象物での温度推定には対応していない問題点があった。

特開昭５９−５５２４５号公報特開昭６０−１１９９２６号公報特開平０２−２６４６４７号公報

上述した背景技術に鑑み、本願の発明者は、超音波を利用して生体内の温度情報を得る技術について研究開発を重ねてきた。特に、超音波の非線形特性を用いて生体内の温度情報を得る技術に注目した。

本発明は、その研究開発の過程において成されたものであり、その目的は、超音波の非線形特性を用いて得られる温度情報の精度を高めることにある。

上記目的にかなう好適な超音波医用装置は、計測用超音波を送受する計測用振動子と、計測用振動子を制御することにより生体内から超音波の受信信号を得る送受信部と、超音波の受信信号に含まれる基本波成分と高調波成分を抽出するフィルタ処理部と、超音波の非線形特性に起因する前記高調波成分に加えて前記基本波成分を用いることにより、正規化された非線形特性を得る非線形特性処理部と、正規化された非線形特性に基づいて生体内の温度情報を得る温度情報処理部と、を有する、ことを特徴とする。

上記構成において、計測用振動子は、例えば一般的な超音波診断装置における診断用の振動子であり、診断用に送受される超音波を計測用超音波として利用することができる。生体内において伝搬する超音波には非線形特性があり、そのため、生体内から得られる超音波の受信信号には、送信時の周波数に対応した基本波成分に加え、送信時の周波数の整数倍に対応した高調波成分が含まれる。つまり、２次，３次さらにそれ以上の次数の高調波が含まれる。その高調波成分から超音波の非線形特性を解析することができ、その非線形特性に基づいて生体内の温度情報を得ることができる。ところが、高調波成分は、超音波の反射率の影響も受けており、さらにその反射率が温度に応じて変化する。そこで、上記構成においては、高調波成分に加えて基本波成分を用いることにより、正規化された非線形特性を得ている。これにより、反射率の影響が軽減され、望ましくは、反射率の影響が除去されて、温度情報の精度が高められる。

望ましい具体例において、前記非線形特性処理部は、前記高調波成分と前記基本波成分の比である正規化された非線形係数を算出し、前記温度情報処理部は、前計測と後計測のそれぞれから得られる前記非線形係数を互いに比較することにより生体内の温度情報を得る、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記温度情報処理部は、前計測と後計測の両計測から得られる前記非線形係数の比である非線形係数比に基づいて、生体内の温度変化を示した超音波画像を形成する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記温度情報処理部は、前計測と後計測の両計測から得られる前記非線形係数の比である非線形係数比に基づいて、生体内における温度の推定値を得る、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記プローブは、生体内の治療箇所に対して治療用超音波を送波する治療用振動子をさらに備え、前記非線形特性処理部は、前記高調波成分と前記基本波成分の比である正規化された非線形係数を算出し、前記温度情報処理部は、治療用超音波の送波前と送波後のそれぞれにおいて得られる前記非線形係数を互いに比較することにより、生体内の治療箇所における温度情報を得る、ことを特徴とする。

本発明により、超音波の非線形特性を用いて得られる温度情報の精度が高められる。

本発明の実施において好適な超音波医用装置の全体構成を示す図である。超音波の特性と温度との関係を説明するための図である。超音波の非線形特性を説明するための図である。生体内における超音波の伝搬を説明するための図である。振動子から送波されて振動子に戻る超音波の非線形特性を示す図である。治療部における温度変化の影響を説明するための図である。生体内における温度変化を示した超音波画像の具体例を示す図である。非線形係数比κと組織温度との対応関係を示す図である。

図１は、本発明の実施において好適な超音波医用装置（本超音波医用装置）の全体構成図である。本超音波医用装置は、超音波プローブ１０を備えており、その超音波プローブ１０は、治療用振動子１０Ｔと計測用振動子１０Ｄで構成されている。

治療用振動子１０Ｔは、強力集束超音波（ＨＩＦＵ）を送波する振動子であり、例えば二次元的に配列された複数の治療用振動素子を備えている。治療用振動子１０Ｔは、例えば癌や腫瘍などの治療箇所Ｐに治療用の強力集束超音波（治療用超音波Ｔ）を送波して、その治療箇所Ｐを例えば焼灼するなどして治療するために利用される。

一方、計測用振動子１０Ｄは、例えば二次元的に配列された複数の計測用振動素子を備えており、例えば治療箇所Ｐを有する被検体（患者）に対して、超音波画像を形成するための比較的弱い超音波を送受する。つまり、公知の一般的な超音波診断装置と同じ程度の強度（エネルギー）の超音波を送受する。また、計測用振動子１０Ｄにおいて送受される比較的弱い超音波は、被検体内の温度情報を得るための計測用超音波として利用される。

なお、超音波プローブ１０は、例えば、お椀（どんぶり）状に凹ませた内部の表面を振動子面とする。そして、例えば、お椀状に凹んだ内部の中央に位置する底の部分に計測用振動子１０Ｄが設けられる。但し、超音波プローブ１０の振動子面の形状は、お椀状に限定されず、用途等に応じた形状とされることが望ましい。また、全ての振動素子またはいくつかの振動素子が、治療用と計測用の両用途に利用されてもよい。

送信ビームフォーマ（送信ＢＦ）１２は、超音波プローブ１０が備える複数の振動素子の各々に対応した送信信号を出力して超音波プローブ１０を制御する。つまり、送信ビームフォーマ１２は、計測用振動子１０Ｄの複数の振動素子を制御し、計測用の送信ビームを計測領域Ｄ内で走査する。また、送信ビームフォーマ１２は、治療用振動子１０Ｔの複数の振動素子を制御して治療用の送信ビームを形成する。

受信ビームフォーマ（受信ＢＦ）１４は、計測用振動子１０Ｄが備える複数の振動素子の各々から得られる受信信号に対して整相加算処理などを施すことにより、計測領域Ｄ内で走査される送信ビームに対応した受信ビームを形成し、受信ビームに沿って得られるエコーデータ（受信信号）を後段へ出力する。その後段の処理においては、超音波の非線形特性を用いて、被検体内の温度情報が得られる。

図２は、超音波の特性と温度との関係を説明するための図である。図２＜Ａ＞は、超音波の速度（音速）の温度特性を示しており、水中における超音波の音速と温度との関係を示している。水中における音速はセ氏７０度から８０度程度で頂点に達し、その温度範囲の前後で音速が下がる特性である。従ってこの近辺では温度特性がフラットとなり、温度推定の精度が悪い。セ氏３７度から８０度までの音速変化率は１〜２パーセント程度であり、音速を高精度で計測するには技術的な課題が多く存在する。

一方、図２＜Ｂ＞は、超音波の非線形性の温度特性を示しており、水中を伝搬する超音波の非線形係数と温度との関係を示している。図２＜Ｂ＞に示すように、セ氏３７度から８０度までの非線形係数の変化が約７〜８パーセントと比較的大きく、また、その特性は単調増加関数となり、本超音波医用装置の温度計測において特に重要なセ氏７０度から８０度付近においても特性が飽和することがないので、音速に比べて非線形特性を利用する方が高精度な温度測定が可能である。そこで、非線形特性を利用した温度測定の原理について説明する。

図３は、超音波の非線形特性を説明するための図である。超音波振動子から生体組織内に正弦波を短時間継続したパルス波、いわゆるバースト波を送波する場合の、そのバースト波の波形とその各周波数スペクトラムの様子が図３に示されている。このバースト波の中心角周波数をω_１とすると、送波直後の超音波スペクトラムは角周波数ω_１付近の周波数成分を有する。ところが、この超音波パルスが非線形特性を有する音響伝播媒質中を伝搬すると、同図下に示すように波形が変形してくる。そしてこの波形のスペクトラムは同図下の右のスペクトラムのように、角周波数ω_１の付近のみならず、その２倍の周波数に当たる高調波成分ω_２を発生することになる。これは生体組織などのように音響伝搬媒質中では音圧変化に対する組織の密度変化が線形関係ではなく非線形であることによる。

生体内を伝搬する超音波は疎密波であり、音圧により組織の密度が高くなる密のところでは音速が速くなり、逆に疎のところでは音速が相対的に遅くなる現象が現れる。その結果として図３の左下の波形のように音圧が高い正弦波のプラスの位置では音速が速いので右側へ、反対に負の位置では音速が遅くなるので左側へ正弦波形が崩れて俗にＮ字波形と呼ばれる波形に近づき、この波形のスペクトラムでは２次高調波成分が発生することになる。なお、実際には３次以上の高調波成分も発生するが、ここでは２次の成分に比較して３次以上の高調波成分が十分に小さいので、これを省略している。

図４は、生体内における超音波の伝搬を説明するための図である。数１式で表される送信波を図４に示すように生体内にｘ軸方向に送波する。数１式において、ｐ_０は送信時の音圧であり、ρ_０は静圧時の媒質の密度であり、ｃ_０は静圧時の音速であり、ω_１は基本波の角周波数である。

ｘ＝ｌ（エル）の深さに位置する治療部位に到達した波は、その伝搬中に減衰を受けるため、数２式のように表される。α_１は超音波の基本波（角周波数ω_１）についての伝搬媒質の減衰率である。

また、目的の組織から反射して計測用振動子に戻ってきた仮想的なエコー信号は数３式のように表現される。ｒ_１はＨＩＦＵ照射前（温度変化前）の治療部位での超音波音圧反射率である。

数３式では、計測用振動子から治療部位までの距離をｌ（エル）とすると、エコー信号となる超音波は往復の距離、すなわち２ｌの道のりで減衰を受けることを考慮している。ここで、仮想的なエコー信号と呼んだ理由は、正確には伝播媒質の非線形特性により、波形が歪み、以下に述べる高調波成分が発生する。これにより基本波成分の信号振幅も小さくなるが、その影響は無視できると仮定したためである。

また、数３式の信号振幅を纏めると数４式のように表現でき、数４式で表現される信号振幅Ａ_１は、計測用振動子を利用して得られる超音波の受信信号の信号振幅に相当する。

一方、音響伝搬媒質が非線形性を有する場合には、超音波が治療部位に到達した時点において、数２式で示した基本角周波数を有する音波の他に、非線形特性により生じた高次高調波成分を含む波が重畳されている。この信号成分は基本角周波数の整数倍の角周波数を有することが知られているが、２次の高調波成分に比べて３次以上の高調波成分は無視できる程度に小さいため、ここでは２次の高調波成分のみを扱う。

治療部に到達した超音波のうちで、２次の角周波数成分の信号振幅は、数５式のように表現できることが知られている。α_２は、角周波数ω_２の超音波に関する伝搬媒質の減衰率である。また、βは音響伝搬媒質が一様な場合の単位長さ当たりの非線形係数である。距離ｌでは非線形効果が蓄積されるのでβｌとなる。

なお、位置ｘにおける非線形係数をβ（ｘ）とすると、距離ｌまでに蓄積される非線形効果はβ（ｘ）をｘについて０からｌまで積分することにより得られる。そして、特に位置ｘによらずにβ（ｘ）が一定値βであれば、数６式のように表現できる。

さて、数５式の２次高調波も基本波と同様に反射率ｒ_１で反射して計測用振動子まで戻る。このとき復路では２次角周波数帯での減衰を受けるが、生体組織等では反射率ｒ_１が１よりも十分に小さく、また、２次高調波信号成分の反射波成分は、基本角周波数のエコー信号振幅Ａ_１と比較して十分に小さいために、この２次高調波信号成分の反射波成分がエコーとして振動子に戻るまでに生じる非線形効果は無視できる。従って、エコー信号の２次高調波成分は往路のみで生じたものが、復路ではその各周波数に対応する減衰のみを受けて振動子に到達することになり、その信号振幅Ａ_２は数７式のように表現できる。

図５は、振動子から送波されて振動子に戻る超音波の非線形特性を示す図である。図５には、振幅Ａ_０で角周波数ω_１の送信波（数１式）が振動子ＴＤから送波され、減衰率α_１（数２式）で減衰しつつ、非線形特性により角周波数ω_２の２次高調波を発生させ、反射率ｒ_１（数３式）の媒体で反射され、振幅Ａ_１（数４式）の基本波と、振幅Ａ_２（数７式）の２次高調波が振動子ＴＤに受波される様子が示されている。なお、非線形特性により発生する角周波数ω_２の２次高調波成分は、送信波が目的の部位に到達するまでに徐々に発生しているため、図５ではその徐々に発生する様子を破線で表している。

本超音波医用装置では、治療用振動子から送波される強力集束超音波（ＨＩＦＵ）により治療部位を加熱して治療を行うが、その加熱前の時間帯をＴ_Ｂ、加熱後の時間帯をＴ_Ａとそれぞれを表すことにする。時間帯Ｔ_Ａでは治療部位の組織の温度がＨＩＦＵのエネルギーを受けて上昇する。これに伴って非線形係数βも変化する。そこで、温度変化前の非線形係数をβ_Ｂとし、温度変化後の非線形係数をβ_Ａと表現する。この時に注目すべき点は、ＨＩＦＵ照射により変化する非線形係数の位置は治療部のみであり、逆にその他の位置での非線形係数は変化しない。したがって、ＨＩＦＵ照射前後で２次高調波信号が変化したとすると、その変化は治療部の非線形係数が変化したためであることが分かる。換言すると、受信信号の高調波信号は、非線形伝搬媒質中の往路全体で非線形の影響を受けているが、ＨＩＦＵ照射前後における変化は、治療部のみの非線形係数が変化したためであると考えることができる。

図６は、治療部における温度変化の影響を説明するための図である。図６において横方向（横軸）は深さ方向に対応している。図６（１）は、基本波成分（角周波数ω_１）と２次高調波成分（角周波数ω_２）の複数の深さにおける様子を示している。また、図６（２）は、非線形係数βと、その深さ方向に関する微分値Δβが、深さに応じて変化する様子を示している。なお、Ｔ_Ｂは加熱前（温度上昇前）における波形であり、Ｔ_Ａは加熱後（温度上昇後）における波形である。また、微分値Δβは、例えば、互いに隣接する深さｎとｎ−１との間における非線形係数βの差分であってもよい。

図６（２）に示すように、治療部の位置で比較的大きな温度変化があると、その治療部の位置において非線形係数の微分値Δβが局所的に大きく変化し、治療部以外の位置では微分値Δβの変化が小さい。一方、非線形係数βは、Δβが深さ方向に沿って蓄積された（積分された）値であり（数６式参照）、治療部における温度変化が治療部よりも深い位置に影響を与えている。

このように、治療部において温度変化があると、その治療部において局所的に非線形係数（特に微分値）が大きく変化する。したがって、ＨＩＦＵ照射前後での高調波信号の変化を観測すれば、組織（治療部）の温度変化を捉えることが可能となる。そこで、加熱前後における２次高調波成分の振幅をそれぞれＡ_２Ｂ，Ａ_２Ａと表現し、これらの比を算出すると数８式が得られる。但し、正確には加熱後の２次高調波成分Ａ_２Ａについて、加熱部位の減数係数α_１，α_２がともに変化しているものの、加熱部位の範囲が超音波伝播路の距離に比較して十分に短いことと、それぞれの温度変化が非線形係数の温度変化に比較して十分に小さいことから、数８式においては変化がないと仮定している。

数８式に示すように、生体組織では、ＨＩＦＵ照射による組織の温度上昇により、非線形係数がβ_Ｂからβ_Ａに変化すると同時に、音圧反射率もｒ_Ｂからｒ_Ａに変化してしまう。したがって、加熱前後における２次高調波成分の振幅比では、数８式に示すように、その変化が組織の非線形係数によるものか、組織の反射係数の変化によるものかの判別ができないことになる。

そこで、本超音波医用装置では、高調波成分に加えて基本波成分を用いることにより、正規化された非線形特性を得て、反射率の影響を取り除いている。つまり、２次高調波成分の振幅Ａ_２（数７式）を基本波成分の振幅Ａ_１（数４式）で除して、２次高調波を基本周波数成分で正規化している。正規化により得られる比をηとすると、ＨＩＦＵ照射前（加熱前）におけるその比は数９式のように算出される。

生体内における減衰率は周波数に比例するため、α_２＝２α_１となり、数９式は、数１０式のように簡潔に表現できる。

さらに、ＨＩＦＵ照射前における数１０式の結果に倣って、ＨＩＦＵ照射後におけるηが数１１式により得られる。

加熱の前後において、同じ位置にある組織からのエコー信号を使用するならば、数１０式と数１１式において、非線形係数βのみが変化するので、加熱後の２次高調波比を加熱前のもので除すれば、非線形係数の比の極めて単純な式になる。つまり、数１２式の非線形係数比κが得られる。

ただし、数１２式で得られるκは、非線形係数が一様な媒質中の深さｌ（エル）からの反射波から求めたものであるが、実際の生体組織では非線形効果は音波が進むに連れて蓄積されるので、前述のとおり生体の深さ方向をｘ軸にとり、超音波が伝搬する生体の各深さ（各位置）における非線形係数をβ（ｘ）とすると、加熱前の非線形係数β_Ｂと加熱後の非線形係数β_Ａが数１３式のように表現できる。

なお、本超音波医用装置においては、データを離散値で処理するので、数１３式における微分演算が、数１４式に示す差分演算で扱われる。ΔＴは、深さｎに対応したデータと深さｎ−１に対応したデータの間のサンプリング間隔である。

したがって、本超音波医用装置においては、数１２式における非線形係数比κも離散値となる。生体内の任意の深さ（位置）ｎにおける非線形係数比は数１５式のように表現される。

生体内（被検体内）の各位置において非線形係数比κを得て、各位置における非線形係数比κをマッピングした画像を表示することは、ユーザ（検査者）にとって、どの部位の組織がどの程度温度の上昇を生じているかを視覚的に把握し易い点で有効である。そこで本超音波医用装置では、生体内の各位置における非線形係数比κに基づいて、生体内の各位置における温度変化を示した超音波画像を形成する。

照射前における信号処理の流れで説明すると、前述のとおり基本波成分と高調波成分の比がη_Ｂ（数１０式）であり、この比の深さ方向での離散化された値をη_Ｂ（ｎ）と表すと、この比の深さ方向の変化、つまり深さｎと深さｎ−１との間の変化は数１６式のように表現される。

また、数１６式に対して対数変換を行うと数１７式となり、深さｎ（位置ｎ）における非線形係数値βを含む項とその他の変数の項の和に分離できる。

本超音波医用装置では、例えばＨＩＦＵ照射前に被検体内で超音波ビームを走査させ、数１７式により断層領域内の各位置ｎにおいて算出される値をメモリ等に記憶し、断層領域内の各位置ｎにその値に応じた輝度や色をマッピングした超音波画像を形成する。さらに、ＨＩＦＵ照射前における数１７式の結果に倣って、ＨＩＦＵ照射後における各位置ｎの値が数１８式により得られる。

図７は、生体内における温度変化を示した超音波画像の具体例を示す図である。図７において、Ｔ_Ｂは、ＨＩＦＵ照射前（加熱前）に断層領域内の各位置において数１７式から得られる値をマッピングした画像である。また、Ｔ_Ａは、ＨＩＦＵ照射後（加熱後）に断層領域内の各位置において数１８式から得られる値をマッピングした画像である。そして加熱前におけるＴ_Ｂの画像と加熱後におけるＴ_Ａの画像との差分により、生体内における温度変化を示した温度変化画像ＩＭが得られる。

ＨＩＦＵ照射前後における数１７式と数１８式を比較すると、非線形係数値βを含まない項は、同一の位置ｎにおいて互いに同じ値となるため、数１７式と数１８式の差を算出することにより、数１９式に示すように各位置ｎにおける非線形係数比κを得ることができる。

したがって、図７に示す具体例のように、照射前の画像と照射後の画像の差分である温度変化画像ＩＭを形成することにより、各位置ｎにおける非線形係数比κの値を反映させた温度変化画像ＩＭを得ることができる。なお、数１９式では対数変換された非線形係数比κを得ているが、対数変換前の非線形係数比κから得られる画像を形成してもよい。

非線形係数比κ（数１５式，数１９式参照）は、組織温度が上昇するときの位置ｎでの非線形係数の変化の度合いを示しているので組織温度上昇の関数となる。この関数をＴ（κ）と表し，予めこの関数の曲線を実験等により得ておくことにより、非線形係数比κの値から組織の温度推定が可能となる。

非線形係数βは、液体中の縦波では、一般的に知られる非線形パラメータ（Ｂ／Ａ）との関係が、β＝１＋（Ｂ／Ａ）であることが知られている。ところで、生体内の軟部組織では水分が７０〜８０パーセント含まれており、この水の非線形パラメータは、図２＜Ｂ＞のように、温度上昇に応じて単調増加することが知られているので、生体組織の温度上昇も非線形係数比κにより単調増加するものと予想できる。従って、非線形係数比κが分かれば生体組織の温度推定が可能となる。

図８は、非線形係数比κと組織温度との対応関係を示す図である。図８には、横軸を非線形係数比κとして縦軸を組織温度としたグラフが示されている。図８のグラフは、水の非線形係数比κを利用して得られたものであり、温度変化前（例えばＨＩＦＵ照射前）の温度（水温）をセ氏４０度としている。セ氏４０度は生体の体温（セ氏３７度程度）に相当する。そして、図８のグラフは、温度変化後（例えばＨＩＦＵ照射後）における温度と非線形係数比κとの対応関係を示しており、例えば、予め実験等により確認される。

図８に示す具体例において、温度に変化がなく変化後の温度がセ氏４０度であれば、非線形係数比κが１となる。つまり、温度変化の計測時に得られる非線形係数比κが１であれば、その計測時における組織温度がセ氏４０度であることが分かる。また、計測時に得られる非線形係数比κが１よりも大きければ、計測時における組織温度がセ氏４０度よりも上昇しており、さらに、その非線形係数比κの値から、図８のグラフを利用して、上昇後の温度を推定することができる。

図１に戻り、本超音波医用装置は、上述した超音波の非線形特性と被検体内の温度との関係に基づいて、温度情報として、被検体内における温度変化を示した温度変化画像ＩＭ（図７）や被検体内の治療部位における温度の推定値などを得ている。

図１に示す本超音波医用装置内の各部は、制御部７０により集中的に制御される。例えば、治療用振動子１０Ｔから強力集束超音波（ＨＩＦＵ）を送波する前に、計測用振動子１０Ｄを利用して計測領域Ｄ内で計測用の超音波ビームが走査され、受信ビームフォーマ（受信ＢＦ）１４により超音波ビームに沿って受信信号が収集される。

ハイパスフィルタ処理部（ＨＰＦ処理部）１６は、受信信号に含まれる２次高調波成分（数７式参照）を抽出し、ローパスフィルタ処理部（ＬＰＦ処理部）１８は、受信信号に含まれる基本波成分（数４式参照）を抽出する。そして、正規化処理部２０は、２次高調波成分の振幅Ａ_２を基本波成分の振幅Ａ_１で除して、正規化された非線形係数η（数９式参照）を算出する。正規化処理部２０は、超音波ビーム上の各位置ｎごとに、正規化された非線形係数ηを算出する。

離散値処理部３０は、正規化された非線形係数ηについて、深さｎと深さｎ−１における値の差（数１６式参照）を算出する。例えば、深さｎの非線形係数η（ｎ）が一時的に記憶（遅延）され、深さｎ−１の非線形係数η（ｎ−１）が得られた時点で、非線形係数値の差η（ｎ）−η（ｎ−１）が算出される。そして、対数変換部４０において、非線形係数値の差が対数変換される（数１７式参照）。こうして、ＨＩＦＵ照射前に、計測領域Ｄ内の各位置ｎから、数１７式により算出される値がメモリ４２に記憶される。

また、治療用振動子１０Ｔから、例えば治療箇所Ｐを焦点として強力集束超音波（ＨＩＦＵ）を送波し、治療箇所Ｐを加熱して治療する際には、例えば治療中に定期的にＨＩＦＵの照射が中断され、その中断された期間において、計測用振動子１０Ｄを利用して計測領域Ｄ内で計測用の超音波ビームが走査され、受信ビームフォーマ（受信ＢＦ）１４により超音波ビームに沿って受信信号が収集される。こうして、ＨＩＦＵの照射が中断された期間を利用して、その時点におけるＨＩＦＵ照射後の受信信号が収集される。

そして、ＨＩＦＵ照射後の受信信号についても、ハイパスフィルタ処理部（ＨＰＦ処理部）１６から対数変換部４０までの処理が実行され、計測領域Ｄ内の各位置ｎにおいて数１８式により算出される値がメモリ４２に記憶される。

画像形成部５０は、メモリ４２に記憶されたデータに基づいて、ＨＩＦＵ照射前後における各位置ｎの値（数１７式と数１８式）の差を算出することにより、各位置ｎにおける非線形係数比κ（数１９式参照）を得る。画像形成部５０は、各位置ｎにおける非線形係数比κの値を反映させた温度変化画像ＩＭ（図７参照）を形成して、モニタ等に表示させる。

また、温度推定部６０は、メモリ４２に記憶されたデータに基づいて、各位置ｎにおける非線形係数比κ（数１９式参照）を算出し、予め実験等により確認されている関数（例えば図８のグラフ）を利用して、各位置ｎにおける照射後の組織温度を推定する。例えば治療用超音波Ｔのフォーカス点における治療箇所Ｐの温度や、温度変化画像ＩＭを確認したユーザ（検査者）によって指定された箇所における温度の推定値が算出される。もちろん、計測領域Ｄ内の全域に亘って各位置ｎにおける温度の推定値が算出されてもよい。算出された推定値は、モニタ等に表示される。

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態によれば、例えば、ＨＩＦＵによる治療中に治療箇所の温度を計測できるため、例えば、治療箇所が適切な温度で焼灼できているかどうかを治療中に確認することができる。なお、上述した実施形態はあらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。

１０超音波プローブ、１２送信ビームフォーマ、１４受信ビームフォーマ、１６ハイパスフィルタ処理部、１８ローパスフィルタ処理部、２０正規化処理部、３０離散値処理部、４０対数変換部、５０画像形成部、６０温度推定部。

Claims

計測用超音波を送受する計測用振動子と、
計測用振動子を制御することにより生体内から超音波の受信信号を得る送受信部と、
超音波の受信信号に含まれる基本波成分と高調波成分を抽出するフィルタ処理部と、
超音波の非線形特性に起因する前記高調波成分に加えて前記基本波成分を用いることにより、前記高調波成分と前記基本波成分の比である正規化された非線形特性を得る非線形特性処理部と、
正規化された非線形特性に基づいて生体内の温度情報を得る温度情報処理部と、
を有する、
ことを特徴とする超音波医用装置。
請求項１に記載の超音波医用装置において、
前記非線形特性処理部は、前記高調波成分と前記基本波成分の比である正規化された非線形係数を算出し、
前記温度情報処理部は、前計測と後計測のそれぞれから得られる前記非線形係数を互いに比較することにより生体内の温度情報を得る、
ことを特徴とする超音波医用装置。
請求項２に記載の超音波医用装置において、
前記温度情報処理部は、前計測と後計測の両計測から得られる前記非線形係数の比である非線形係数比に基づいて、生体内の温度変化を示した超音波画像を形成する、
ことを特徴とする超音波医用装置。
請求項２または３に記載の超音波医用装置において、
前記温度情報処理部は、前計測と後計測の両計測から得られる前記非線形係数の比である非線形係数比に基づいて、生体内における温度の推定値を得る、
ことを特徴とする超音波医用装置。
請求項１から４のいずれか１項に記載の超音波医用装置において、
生体内の治療箇所に対して治療用超音波を送波する治療用振動子をさらに備え、
前記非線形特性処理部は、前記高調波成分と前記基本波成分の比である正規化された非線形係数を算出し、
前記温度情報処理部は、治療用超音波の送波前と送波後のそれぞれにおいて得られる前記非線形係数を互いに比較することにより、生体内の治療箇所における温度情報を得る、
ことを特徴とする超音波医用装置。