JPH05131011A - 超高速超音波高温治療装置 - Google Patents
超高速超音波高温治療装置Info
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- JPH05131011A JPH05131011A JP3182598A JP18259891A JPH05131011A JP H05131011 A JPH05131011 A JP H05131011A JP 3182598 A JP3182598 A JP 3182598A JP 18259891 A JP18259891 A JP 18259891A JP H05131011 A JPH05131011 A JP H05131011A
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- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00137—Details of operation mode
- A61B2017/00154—Details of operation mode pulsed
Abstract
(57)【要約】
【目的】 局所化された超高速超音波高温治療装置を実
現すること。 【構成】 周波数が０．５〜１０ＭＨｚで、ピークパワ
ーが数百ワット〜十ＫＷ２である超音波列の集束した放
射を可能にするようにされた体外超高速超音波高温治療
装置。組織の深さと性質には無関係に、温度上昇を時間
の関数として示すカーブの直線部分中に、目標の大きな
破壊、好ましくは前破壊、を可能にする程度の治療時間
が得られるように、焦点における治療ビームの集中度と
パワーを定めるパラメータが決定される。
現すること。 【構成】 周波数が０．５〜１０ＭＨｚで、ピークパワ
ーが数百ワット〜十ＫＷ２である超音波列の集束した放
射を可能にするようにされた体外超高速超音波高温治療
装置。組織の深さと性質には無関係に、温度上昇を時間
の関数として示すカーブの直線部分中に、目標の大きな
破壊、好ましくは前破壊、を可能にする程度の治療時間
が得られるように、焦点における治療ビームの集中度と
パワーを定めるパラメータが決定される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は体外超高速超音波高温治
療装置に関するものである。
療装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】とくに、１９８４年５月３日出願のフラ
ンス特許第８４０６８７７号「局所化された超音波高温
治療装置を設けられた超音波手段による腫瘍を検査し、
場所を決定する装置から、腫瘍を破壊するために生物学
的組織の極めて局所的な加熱を行わせるために、集束さ
せられた超音波ビ−ムを使用することが知られている。
ンス特許第８４０６８７７号「局所化された超音波高温
治療装置を設けられた超音波手段による腫瘍を検査し、
場所を決定する装置から、腫瘍を破壊するために生物学
的組織の極めて局所的な加熱を行わせるために、集束さ
せられた超音波ビ−ムを使用することが知られている。
【０００３】上記フランス特許明細書に記載されている
装置においては、高い周波数（たとえば、０．５〜５Ｍ
Ｈｚ、体内のより深い構造を破壊するにはより低い周波
数が用いられる）で、比較的低いピークパワー（およそ
１０〜１００ワット、より深い構造を破壊するためには
より高いパワーが用いられる）の波列の形でビームが放
射される。
装置においては、高い周波数（たとえば、０．５〜５Ｍ
Ｈｚ、体内のより深い構造を破壊するにはより低い周波
数が用いられる）で、比較的低いピークパワー（およそ
１０〜１００ワット、より深い構造を破壊するためには
より高いパワーが用いられる）の波列の形でビームが放
射される。
【０００４】この波列はある間隔をおいて隔てられる。
その間隔の期間中に、目標に対する焦点の位置（呼吸に
より引き起こされる組織の自然の動きにより影響され
る）を再び決定するために実時間（通常はＢ型）超音波
操作を行うこと、または治療されている領域内の組織が
受けた損害を調べることが可能である。
その間隔の期間中に、目標に対する焦点の位置（呼吸に
より引き起こされる組織の自然の動きにより影響され
る）を再び決定するために実時間（通常はＢ型）超音波
操作を行うこと、または治療されている領域内の組織が
受けた損害を調べることが可能である。
【０００５】目標区域の深さに依存する、採用されるパ
ワーレベルおよび周波数により、目標の温度が約４５℃
へ上昇させられる。この温度は悪性細胞を破壊するため
におおむね十分に高い温度である。目標領域の温度が過
度に高くなると、熱拡散の結果にしたがって、周囲の領
域内重い火傷を引き起こすことがある。
ワーレベルおよび周波数により、目標の温度が約４５℃
へ上昇させられる。この温度は悪性細胞を破壊するため
におおむね十分に高い温度である。目標領域の温度が過
度に高くなると、熱拡散の結果にしたがって、周囲の領
域内重い火傷を引き起こすことがある。
【０００６】その結果、治療時間は比較的長く、おそら
く数十分または数時間にもなる。
く数十分または数時間にもなる。
【０００７】本発明は、用いられる超音波のピークパワ
ーを、目標領域の深さと呼吸パワーとに応じて、１０〜
１００倍にすることにより、超高速温度上昇を引き起こ
すこによって、熱拡散の影響を大幅に減少し、１秒のオ
ーダーの時間内に目標領域を破壊することを可能にす
る、という発見を基にしている。
ーを、目標領域の深さと呼吸パワーとに応じて、１０〜
１００倍にすることにより、超高速温度上昇を引き起こ
すこによって、熱拡散の影響を大幅に減少し、１秒のオ
ーダーの時間内に目標領域を破壊することを可能にす
る、という発見を基にしている。
【０００８】
【発明の概要】本発明は０．５〜１０ＭＨｚの周波数
で、ピークパワーが数百ワット〜１０ＫＷである超音波
列が集束して放射可能にせしめられ、組織の深さおよび
性質と無関係に、治療時間が、時間の関数として増大す
る温度を示すカーブの直線部分中に目標の大きな破壊、
好ましくは全面的な破壊を可能にする時間のオーダーと
なるように、集束点における治療ビームの全集中度とパ
ワーとを規定するパラメーターが定められることを特徴
とする上記のような種類の装置にある。
で、ピークパワーが数百ワット〜１０ＫＷである超音波
列が集束して放射可能にせしめられ、組織の深さおよび
性質と無関係に、治療時間が、時間の関数として増大す
る温度を示すカーブの直線部分中に目標の大きな破壊、
好ましくは全面的な破壊を可能にする時間のオーダーと
なるように、集束点における治療ビームの全集中度とパ
ワーとを規定するパラメーターが定められることを特徴
とする上記のような種類の装置にある。
【０００９】周波数と、前記装置の放出面の直径と、周
波数の直径とは、全治療ビーム焦中度が最高にされるよ
うに、目標の性質と深さにしたがって決定され、それか
ら、５８℃附近の湿度に０．５〜３秒さらすことにより
目標が破壊されるように、周波数の与えられた値と、選
択された直径とに対してパワーが決定されるから有利で
ある。
波数の直径とは、全治療ビーム焦中度が最高にされるよ
うに、目標の性質と深さにしたがって決定され、それか
ら、５８℃附近の湿度に０．５〜３秒さらすことにより
目標が破壊されるように、周波数の与えられた値と、選
択された直径とに対してパワーが決定されるから有利で
ある。
【００１０】発明者の行った試験によれば、非常に高い
ピークパワーにおいて擬似連続放射を行うための手段の
実現を要する、この装置の構造が健康な細胞の破壊を最
小にでき、しかも目標を破壊する効果が、特に目標の細
胞に対する付加の機械的破壊効果の結果として、高めら
れて、この明細書における「超高速高温治療」という用
語の今後の使用を正当化する、新しい局所化された超音
波高温治療技術がられることが判明している。
ピークパワーにおいて擬似連続放射を行うための手段の
実現を要する、この装置の構造が健康な細胞の破壊を最
小にでき、しかも目標を破壊する効果が、特に目標の細
胞に対する付加の機械的破壊効果の結果として、高めら
れて、この明細書における「超高速高温治療」という用
語の今後の使用を正当化する、新しい局所化された超音
波高温治療技術がられることが判明している。
【００１１】超高速高温治療装置の別の利点は、治療中
に目標に対する変化をエコーグラフ検査を大幅に向上さ
せることである。
に目標に対する変化をエコーグラフ検査を大幅に向上さ
せることである。
【００１２】本発明の別の特徴によれば、エコーグラム
すなわち映像が、波列の動きにより引き起こされる偽の
変更によりマスク（従来の高温治療技術における場合）
されない、検出可能な変更を行う時間（これは、超高速
高温治療においては数十秒を意味することがある）を映
像が待つように、与えられた割合での治療ビームの中断
中にＡ型またはＢ型エコーグラフィーによりその検査が
行われる。
すなわち映像が、波列の動きにより引き起こされる偽の
変更によりマスク（従来の高温治療技術における場合）
されない、検出可能な変更を行う時間（これは、超高速
高温治療においては数十秒を意味することがある）を映
像が待つように、与えられた割合での治療ビームの中断
中にＡ型またはＢ型エコーグラフィーによりその検査が
行われる。
【００１３】本発明は、目標が破壊されたら治療をただ
ちに終わることができるように目標により引き起こされ
る変化の超高速検出を用意にする特定のＡ型またはＢ型
エコーグラフ技術にも関する。
ちに終わることができるように目標により引き起こされ
る変化の超高速検出を用意にする特定のＡ型またはＢ型
エコーグラフ技術にも関する。
【００１４】
【実施例】図１は１点鎖線により表されている伝動装置
を介してモータ１３により振動させられる圧電素子１２
を含んでいる、実時間プローブ１を備える従来の種類の
エコ−グラフィー装置のブロック図である。
を介してモータ１３により振動させられる圧電素子１２
を含んでいる、実時間プローブ１を備える従来の種類の
エコ−グラフィー装置のブロック図である。
【００１５】たとえば、このプローブは、１９８０年７
月２９日に出願されたフランス特許Ｎｏ８０ １６７１
８「機械的な扇形に走査されるエコーグラフプローブ
（Mechanical sector scanned echographic prove ）」
明細書に記載されているようなものとすることができ
る。
月２９日に出願されたフランス特許Ｎｏ８０ １６７１
８「機械的な扇形に走査されるエコーグラフプローブ
（Mechanical sector scanned echographic prove ）」
明細書に記載されているようなものとすることができ
る。
【００１６】圧電素子１２はパルス発生器２により励振
され、治療すべき領域を扇形に走査するために鋸歯状走
査信号発生器（図２に示されている波形（Ａ）を発生す
る）によってモーター１３が制御される。走査は治療ビ
ーム発生器の焦点を通る。
され、治療すべき領域を扇形に走査するために鋸歯状走
査信号発生器（図２に示されている波形（Ａ）を発生す
る）によってモーター１３が制御される。走査は治療ビ
ーム発生器の焦点を通る。
【００１７】生物学的構造から反射されたパルスは受信
器４により増幅される。この受信機の出力端子はアナロ
−グデジタル（Ａ／Ｄ）変換器５へ接続される。
器４により増幅される。この受信機の出力端子はアナロ
−グデジタル（Ａ／Ｄ）変換器５へ接続される。
【００１８】電子スイッチ６がＡ／Ｄ変換器５の出力端
子を２つのメモリ６１と６２の一方または他方へ接続す
る。各走査ごとにスイッチングが行われる。電子スイッ
チ６１はこの目的のために鋸歯状信号発生器３の適切な
出力端子へ接続される。
子を２つのメモリ６１と６２の一方または他方へ接続す
る。各走査ごとにスイッチングが行われる。電子スイッ
チ６１はこの目的のために鋸歯状信号発生器３の適切な
出力端子へ接続される。
【００１９】各メモリにおいて、書き込み動作のアドレ
ッシングが、プローブにより放射されたビームの角度位
置と、各放射の開始以後の経過時間とにしたがって記憶
装置のやり方で行われるから、治療される領域の完全な
映像が、各走査ごとに２つのメモリの一方へ書き込まれ
る。
ッシングが、プローブにより放射されたビームの角度位
置と、各放射の開始以後の経過時間とにしたがって記憶
装置のやり方で行われるから、治療される領域の完全な
映像が、各走査ごとに２つのメモリの一方へ書き込まれ
る。
【００２０】それらのメモリは知られているやり方で読
み出され、読み出された信号はスイッチ７１を介してデ
ジタル減算器へ供給される。スイッチ７１はそれの入力
端子Ｅ１、Ｅ２と、それの入力端子Ｓ１、Ｓ２との間の
接続を各走査ごとに反転する（そのために鋸歯状信号発
生器３の適切な出力端子へ接続されている）。
み出され、読み出された信号はスイッチ７１を介してデ
ジタル減算器へ供給される。スイッチ７１はそれの入力
端子Ｅ１、Ｅ２と、それの入力端子Ｓ１、Ｓ２との間の
接続を各走査ごとに反転する（そのために鋸歯状信号発
生器３の適切な出力端子へ接続されている）。
【００２１】反転が行われてないとすると、２つの映像
の引き続く点を定める直列数字の間の差を計算する減算
器が、以前の映像から現在の映像を引き、次に現在の映
像から以前の映像を引き、この走査を反復して、各走査
ごとに現在の映像から以前の映像が常に引かれるように
反転が要求される。
の引き続く点を定める直列数字の間の差を計算する減算
器が、以前の映像から現在の映像を引き、次に現在の映
像から以前の映像を引き、この走査を反復して、各走査
ごとに現在の映像から以前の映像が常に引かれるように
反転が要求される。
【００２２】減算器７の出力端子はＤ／Ａ変換器７２へ
接続され、このＤ／Ａ変換器は表示器８の陰極線管の輝
度を変調するための電圧を供給する。
接続され、このＤ／Ａ変換器は表示器８の陰極線管の輝
度を変調するための電圧を供給する。
【００２３】スイッチ７１のしＳ２が第２のＤ／Ａ変換
器７３へ接続される。ポテンショメータ７４が、差の映
像を表すＤ／Ａ変換器７２の出力電圧と、記憶さている
最近の映像を表すＤ／Ａ変換器７３の出力電圧とを可能
的に混合する。
器７３へ接続される。ポテンショメータ７４が、差の映
像を表すＤ／Ａ変換器７２の出力電圧と、記憶さている
最近の映像を表すＤ／Ａ変換器７３の出力電圧とを可能
的に混合する。
【００２４】そうすると、医師は、治療される領域の通
常の映像を観察して関連する構造の予備識別を可能にす
ること、または治療される領域の差の映像を観察して、
治療中に構造がどのように変化するかの観察を可能にす
ることができる。
常の映像を観察して関連する構造の予備識別を可能にす
ること、または治療される領域の差の映像を観察して、
治療中に構造がどのように変化するかの観察を可能にす
ることができる。
【００２５】治療には高いピークパワーを用いるから、
治療ビームの放射中は映像を形成できない。関連する構
造から反射された治療ビームのエネルギーはエコーグラ
フのトランスデューサの「目をくらます」のに十分であ
る。この作用は放射が終わってから１マイクロ秒ないし
それ以上続くことがある。したがって、エコーグラフ走
の持続時間、たとえば１／２０秒、より僅かに長い時間
間隔だけ分離された波列（図２の波形（Ｂ）を放射し、
かつそれを放射に同期されることが必要である。
治療ビームの放射中は映像を形成できない。関連する構
造から反射された治療ビームのエネルギーはエコーグラ
フのトランスデューサの「目をくらます」のに十分であ
る。この作用は放射が終わってから１マイクロ秒ないし
それ以上続くことがある。したがって、エコーグラフ走
の持続時間、たとえば１／２０秒、より僅かに長い時間
間隔だけ分離された波列（図２の波形（Ｂ）を放射し、
かつそれを放射に同期されることが必要である。
【００２６】また、連続する２つの映像の間に過大な違
いを生じさせないように、呼吸の結果として組織の自然
の動きよりも十分に高い速度で映像を形成することも必
要である。その理由は、治療による組織の変化の結果と
しての作動的な作用がマスクされるからである。たとえ
ば、少なくとも０．５秒ごとに映像を得るために放射時
間を選択できる。これは、治療放射ビームのピークパワ
ーが目標領域の細胞の大きな破壊が数分の１秒以内で起
こるのに十分であることを意味する。
いを生じさせないように、呼吸の結果として組織の自然
の動きよりも十分に高い速度で映像を形成することも必
要である。その理由は、治療による組織の変化の結果と
しての作動的な作用がマスクされるからである。たとえ
ば、少なくとも０．５秒ごとに映像を得るために放射時
間を選択できる。これは、治療放射ビームのピークパワ
ーが目標領域の細胞の大きな破壊が数分の１秒以内で起
こるのに十分であることを意味する。
【００２７】図２は（Ｃ）でメモリ６１の書き込み期間
を示し、（Ｅ）でメモリ６１の読み出し機関を示し、
（Ｆ）でメモリ６２の読み出し期間を示し、（Ｇ）と
（Ｈ）で出力Ｓ１とＳ２の結果としての状態を示す。メ
モリ内の映像の数が示されている。これは・現在の映像
から以前の映像が常に引かれることを示す。
を示し、（Ｅ）でメモリ６１の読み出し機関を示し、
（Ｆ）でメモリ６２の読み出し期間を示し、（Ｇ）と
（Ｈ）で出力Ｓ１とＳ２の結果としての状態を示す。メ
モリ内の映像の数が示されている。これは・現在の映像
から以前の映像が常に引かれることを示す。
【００２８】図１を再び参照して、球面上に示されてい
るパワートランスデューサＴが治療ビーム放射器１０に
より励振されている。トランスデ−サＴの上に圧電素子
が置かれる。このトランスデューサとしてはフランス特
許Ｎｏ８４ ０６８７７明細書に記載されているものを
用いると有利である。プローブ１は、別々に示されてい
るが、実際にはトランスデューサＴの中心部に取り付け
られ、そのフランス特許に示されているように、トラン
スデューサの軸に沿って向けられる。
るパワートランスデューサＴが治療ビーム放射器１０に
より励振されている。トランスデ−サＴの上に圧電素子
が置かれる。このトランスデューサとしてはフランス特
許Ｎｏ８４ ０６８７７明細書に記載されているものを
用いると有利である。プローブ１は、別々に示されてい
るが、実際にはトランスデューサＴの中心部に取り付け
られ、そのフランス特許に示されているように、トラン
スデューサの軸に沿って向けられる。
【００２９】図１は、これまでに説明してきた本発明の
実施例には用いられず、以下に述べる実施例のみに用い
られる装置も示す。
実施例には用いられず、以下に述べる実施例のみに用い
られる装置も示す。
【００３０】それらの装置は可変比分周器９と、アンド
ゲート１１と、メモリ２２と、表示器２３と、スイッチ
１４とである。
ゲート１１と、メモリ２２と、表示器２３と、スイッチ
１４とである。
【００３１】スイッチ１４が位置ａにある時は、分周器
９は鋸歯状信号発生器３へ接続される。この鋸歯状信号
発生器は、プローブの軸が治療ビーム放射器の焦点を通
った時に同期信号を発生するようになっている（治療ビ
ームの焦点は、トランスデューサＴが一部を構成してい
る球面の中心である）。分周器９の分周比は例えば１〜
５に定められる。
９は鋸歯状信号発生器３へ接続される。この鋸歯状信号
発生器は、プローブの軸が治療ビーム放射器の焦点を通
った時に同期信号を発生するようになっている（治療ビ
ームの焦点は、トランスデューサＴが一部を構成してい
る球面の中心である）。分周器９の分周比は例えば１〜
５に定められる。
【００３２】したがって、それは、短い信号をＮ回の走
査ごとに治療ビーム放射器１０へ供給する。その信号
は、それの持続時間である約１ミリ秒の間、治療ビーム
放射器１０を動作不能にする。
査ごとに治療ビーム放射器１０へ供給する。その信号
は、それの持続時間である約１ミリ秒の間、治療ビーム
放射器１０を動作不能にする。
【００３３】その短い信号はゲート１１へも加えられ
る。したがって。ゲート１１は１ミリ秒の間開かれて、
Ａ／Ｄ変換器５からのデジタル信号をメモリ１２へ通
す。走査線の持続時間は僅かに０．２ミリ秒のオーダー
である（完全な映像を得るための０．２〜０．０２秒と
比較して）。
る。したがって。ゲート１１は１ミリ秒の間開かれて、
Ａ／Ｄ変換器５からのデジタル信号をメモリ１２へ通
す。走査線の持続時間は僅かに０．２ミリ秒のオーダー
である（完全な映像を得るための０．２〜０．０２秒と
比較して）。
【００３４】したがって、この実施例においては、治療
ビームは、それの持続時間中の１つの１ミリ秒の間中断
され、この中断は例えば１／２０秒ごとに行われるか
ら、その結果として、中断されない治療ビームのパワー
と比較して、平均パワーの減少は非常に僅か（たとえば
２％）である。
ビームは、それの持続時間中の１つの１ミリ秒の間中断
され、この中断は例えば１／２０秒ごとに行われるか
ら、その結果として、中断されない治療ビームのパワー
と比較して、平均パワーの減少は非常に僅か（たとえば
２％）である。
【００３５】このようにして、１〜５回の操作ごとに
「ただちに」得られるラインは焦点を通る。この実施例
はＡ型超音波走査を用い、１つの方向だけで集められる
情報で十分である。目標を通る特定の方向でプローブを
動かなくすることにより、等しい結果を得ることができ
る。
「ただちに」得られるラインは焦点を通る。この実施例
はＡ型超音波走査を用い、１つの方向だけで集められる
情報で十分である。目標を通る特定の方向でプローブを
動かなくすることにより、等しい結果を得ることができ
る。
【００３６】メモリ２２に記憶されているエコー信号は
例えば５０Ｈｚの早さで読み出され、表示器１３のスク
リーン上に連続表示される。
例えば５０Ｈｚの早さで読み出され、表示器１３のスク
リーン上に連続表示される。
【００３７】この読み出し周波数は視覚的快適さを促進
する。
する。
【００３８】オペレータの眼は、超音波走査の振幅の変
化を知覚できるような速さで、治療中に集められた情報
のデジタル減算と等価な技能を行う。Ａ型エコーグラム
を得るためにＢ型超音波プローブを用いると、同じプロ
ーブを、目標の治療前にＢ型超音波走査を使用すること
（ここでは、「目標」という用語は、焦点の寸法とまっ
たく同じ寸法である腫瘍の部分を指し、その腫瘍の完全
な治療にはその腫瘍を構成する主々の目標領域にビーム
を集束することを必要とする）前記フランス特許Ｎｏ８
４０６８７７において述べられているように、その目標
領域の場所を決定することが可能にされる、という利点
がえられることを理解すべきである。目標の治療中に、
映像を得るために十分な時間（１／２０秒）の間治療ビ
ームを中断することにより、Ｂ型超音波走査を同じプロ
ーブによって場所の再決定を行うこともできる。
化を知覚できるような速さで、治療中に集められた情報
のデジタル減算と等価な技能を行う。Ａ型エコーグラム
を得るためにＢ型超音波プローブを用いると、同じプロ
ーブを、目標の治療前にＢ型超音波走査を使用すること
（ここでは、「目標」という用語は、焦点の寸法とまっ
たく同じ寸法である腫瘍の部分を指し、その腫瘍の完全
な治療にはその腫瘍を構成する主々の目標領域にビーム
を集束することを必要とする）前記フランス特許Ｎｏ８
４０６８７７において述べられているように、その目標
領域の場所を決定することが可能にされる、という利点
がえられることを理解すべきである。目標の治療中に、
映像を得るために十分な時間（１／２０秒）の間治療ビ
ームを中断することにより、Ｂ型超音波走査を同じプロ
ーブによって場所の再決定を行うこともできる。
【００３９】次に、超高速高温治療装置の他の特徴を図
３を参照して説明する。
３を参照して説明する。
【００４０】図３は、小さい熱源（この例では直径の小
さい焦点）に対して、２種類のパワーレベル（カーブＩ
とＩＩ）について、超音波ビームが照射された領域の温
度Ｔの照射の時間の関数としての、実験的に決定された
上昇を示すグラフである。温度上昇はある時間の間直線
的であることが分かる。その時間は両方のカーブでほぼ
同じであるが、それぞれ異なる温度Ｔ01、Ｔ02に対応す
る。それからカーブに勾配は５×Ｔ0 の等しい時間の経
過後に最高温度まで低くなる。最高温度は、カーブ１で
はほぼ３×Ｔ0 、カーブ１１ではほぼ２−６×Ｔ02であ
る。ｔｏは加えられるパワーとは独立しており、しんの
直径に正比例することに注目されたい。実験においては
図３に示すカーブを生じ、ｔｏ＝０．５秒である。本発
明の好ましい実施例においては、たかだかｔｏの時間後
に細胞が完全に破壊されるように、この装置は構成され
る。
さい焦点）に対して、２種類のパワーレベル（カーブＩ
とＩＩ）について、超音波ビームが照射された領域の温
度Ｔの照射の時間の関数としての、実験的に決定された
上昇を示すグラフである。温度上昇はある時間の間直線
的であることが分かる。その時間は両方のカーブでほぼ
同じであるが、それぞれ異なる温度Ｔ01、Ｔ02に対応す
る。それからカーブに勾配は５×Ｔ0 の等しい時間の経
過後に最高温度まで低くなる。最高温度は、カーブ１で
はほぼ３×Ｔ0 、カーブ１１ではほぼ２−６×Ｔ02であ
る。ｔｏは加えられるパワーとは独立しており、しんの
直径に正比例することに注目されたい。実験においては
図３に示すカーブを生じ、ｔｏ＝０．５秒である。本発
明の好ましい実施例においては、たかだかｔｏの時間後
に細胞が完全に破壊されるように、この装置は構成され
る。
【００４１】これにより、目標の周囲の領域における組
織に対する損傷が最小であることが発明者により見出だ
された。
織に対する損傷が最小であることが発明者により見出だ
された。
【００４２】この実験結果は、カーブの直線部において
は、拡散による損失を熱入力と比較して無視できる、と
いう事実により説明できる。直線部をこえると、目標と
周囲の組織の間の温度勾配に損失は比例し、したがって
入力に等しくなるまで（再高温度において）損失は急激
に増大する。熱入力が終わると、目標の温度は、それら
の実験においては（３〜６）×ｔｏのオーダーの時間の
経過後にほぼそれ以上破壊を生じない値まで、指数関数
的に低下する。この時間（この場合には１．５〜３秒）
は治療ビーム波の連続する２つの波列の間に好ましい間
隙をほぼ定めるから、全ての波列の拡散による損失は最
小である。
は、拡散による損失を熱入力と比較して無視できる、と
いう事実により説明できる。直線部をこえると、目標と
周囲の組織の間の温度勾配に損失は比例し、したがって
入力に等しくなるまで（再高温度において）損失は急激
に増大する。熱入力が終わると、目標の温度は、それら
の実験においては（３〜６）×ｔｏのオーダーの時間の
経過後にほぼそれ以上破壊を生じない値まで、指数関数
的に低下する。この時間（この場合には１．５〜３秒）
は治療ビーム波の連続する２つの波列の間に好ましい間
隙をほぼ定めるから、全ての波列の拡散による損失は最
小である。
【００４３】図２においては、波列の持続時間が０．５
秒より少し短く、０．０５秒だけ隔てらている連続する
波列が腫瘍の中の種々の目標へ加えられ、波列の照射前
と後ろにおける各目標の反射状態を比較するために１つ
の波列で十分である。波列の持続時間を０．５秒より少
し短い値に選択する理由は、それがｔｏに対応するから
である。
秒より少し短く、０．０５秒だけ隔てらている連続する
波列が腫瘍の中の種々の目標へ加えられ、波列の照射前
と後ろにおける各目標の反射状態を比較するために１つ
の波列で十分である。波列の持続時間を０．５秒より少
し短い値に選択する理由は、それがｔｏに対応するから
である。
【００４４】腫瘍細胞を破壊するために要する時間は、
しきい値温度ｔｒ、たとえば４３℃、からの、それらの
細胞が受ける温度Ｔに比例する。Ｔ＝５８℃の場合に
は、時間ｔの値は０．５秒であるから、目標内の温度を
５８℃にするように装置は設定される。照射時間ｔは４
３℃より上の温度では１℃の温度の各増分に対してほぼ
半分であるから、たとえば、５０℃から６０℃への温度
上昇ではその時間は１０００で除される。
しきい値温度ｔｒ、たとえば４３℃、からの、それらの
細胞が受ける温度Ｔに比例する。Ｔ＝５８℃の場合に
は、時間ｔの値は０．５秒であるから、目標内の温度を
５８℃にするように装置は設定される。照射時間ｔは４
３℃より上の温度では１℃の温度の各増分に対してほぼ
半分であるから、たとえば、５０℃から６０℃への温度
上昇ではその時間は１０００で除される。
【００４５】目標温度を常温より約２０℃高い温度へ
０．５秒で上昇させるために（これは４０℃／秒の温度
上昇率を表す）、下記のパラメーターが適用される。
０．５秒で上昇させるために（これは４０℃／秒の温度
上昇率を表す）、下記のパラメーターが適用される。
【００４６】第１に、目標の深さにより焦点距離が決定
される。この装置は３種類の焦点距離値、すなわち、４
〜１５cm（深い腫瘍を破壊するため）、３〜４cm（中間
の深さの腫瘍を破壊するため）、および１〜１．５cm
（例えば眼の治療）を提供するための装置は設定され
る。
される。この装置は３種類の焦点距離値、すなわち、４
〜１５cm（深い腫瘍を破壊するため）、３〜４cm（中間
の深さの腫瘍を破壊するため）、および１〜１．５cm
（例えば眼の治療）を提供するための装置は設定され
る。
【００４７】焦点への超音波エネルギーの集中が最大に
されるように、各焦点距離に対して動作周波数が決定さ
れる。
されるように、各焦点距離に対して動作周波数が決定さ
れる。
【００４８】この第１の条件が充されると、与えられた
放射パワーに対して、焦点におけるエネルギー密度を最
高にしても、周囲の組織が損傷を受けるおそれは最小で
あることが経験により判明している。
放射パワーに対して、焦点におけるエネルギー密度を最
高にしても、周囲の組織が損傷を受けるおそれは最小で
あることが経験により判明している。
【００４９】これについての可能な説明は、ｋａを周波
数に正比例したがって、増大する減衰率（減衰は、ビー
ム経路の長さ１cmよび周波数１ＭＨｚ当り、１℃のオー
ダーであることが経験により判明している）、ｋｇを
（Ｄｏ／ｄｏ）2 に等しいとして、積ｋｇ／ｋａであ
る。ここに、Ｄｏとｄｏはそれぞれ放射面と真の直径で
ある。
数に正比例したがって、増大する減衰率（減衰は、ビー
ム経路の長さ１cmよび周波数１ＭＨｚ当り、１℃のオー
ダーであることが経験により判明している）、ｋｇを
（Ｄｏ／ｄｏ）2 に等しいとして、積ｋｇ／ｋａであ
る。ここに、Ｄｏとｄｏはそれぞれ放射面と真の直径で
ある。
【００５０】幾何学的集束係数ｋｇは、ビームの経路に
減衰がない場合の、放射源において得られる強さと、焦
点において得られる強さとの比を表すから、ビームか通
る組織内でのエネルギー損失を避けるために最小にしな
ければならないのは係り数ｋａである。これは、組織に
より吸収されて、熱に変えられる唯一の部分である、エ
ネルギーの低い割合だけを考慮にいれる。
減衰がない場合の、放射源において得られる強さと、焦
点において得られる強さとの比を表すから、ビームか通
る組織内でのエネルギー損失を避けるために最小にしな
ければならないのは係り数ｋａである。これは、組織に
より吸収されて、熱に変えられる唯一の部分である、エ
ネルギーの低い割合だけを考慮にいれる。
【００５１】集中度と、焦点における残留エネルギー
と、目標における温度上昇率とは、焦点距離と、組織へ
のビームの入射直径と、ビームの一定開口角度に対する
周波数と、放射パワー１ＫＷとの関数として発明者によ
って計算された。
と、目標における温度上昇率とは、焦点距離と、組織へ
のビームの入射直径と、ビームの一定開口角度に対する
周波数と、放射パワー１ＫＷとの関数として発明者によ
って計算された。
【００５２】それらの計算により、残留エネルギーは周
波数に逆比例するが、最大残留エネルギーは最大集中度
にしたがって最も速い温度上昇を反映しないことが示さ
れている。
波数に逆比例するが、最大残留エネルギーは最大集中度
にしたがって最も速い温度上昇を反映しないことが示さ
れている。
【００５３】このことは、周波数が係数ｋｇと、温度上
昇とに対して、周波数が係り数ｋｇに対して及ぼす影響
とは逆の向きに、影響を及ぼす。
昇とに対して、周波数が係り数ｋｇに対して及ぼす影響
とは逆の向きに、影響を及ぼす。
【００５４】たとえば、放射パワー１ＫＷに対して、焦
点距離が１０cmと１２cm、組織へのビームの入射直径が
１０cmと１２cmの場合に、この方法で決定される最適周
波数は１ＭＨｚであって、この場合における温度上昇率
はそれぞれ３３．９７℃／Ｓ、２１．４３℃／Ｓであ
る。したがって、求められている温度上昇率４０℃／Ｓ
を達成するために必要なパワーは、理論的には１，２Ｋ
Ｗおよび１，９ＫＷにそれぞれ等しい。安全を見込ん
で、それらの値よりはるかに高いパワー（たとえば、１
０ＫＷ）が用いられて、治療ビームの各パルスが終わる
までには５８℃の温度に達しないという事実を許容す
る。
点距離が１０cmと１２cm、組織へのビームの入射直径が
１０cmと１２cmの場合に、この方法で決定される最適周
波数は１ＭＨｚであって、この場合における温度上昇率
はそれぞれ３３．９７℃／Ｓ、２１．４３℃／Ｓであ
る。したがって、求められている温度上昇率４０℃／Ｓ
を達成するために必要なパワーは、理論的には１，２Ｋ
Ｗおよび１，９ＫＷにそれぞれ等しい。安全を見込ん
で、それらの値よりはるかに高いパワー（たとえば、１
０ＫＷ）が用いられて、治療ビームの各パルスが終わる
までには５８℃の温度に達しないという事実を許容す
る。
【００５５】他の条件が等しい場合に、焦点距離が３c
m、５cm、およびビーム入射距離が３cm、５cmである
と、最適周波数はそれぞれ３ＭＨｚおよび１．５ＭＨ
ｚ、温度上昇率はそれぞれ３８４，８９Ｃ／Ｓ、１３
５．Ｃ／Ｓである。そうすると、理論的に要求される熱
パワーは一ＫＷより十分に低い。しかし、用心のために
２〜５ＫＷのパワーが用いられる。
m、５cm、およびビーム入射距離が３cm、５cmである
と、最適周波数はそれぞれ３ＭＨｚおよび１．５ＭＨ
ｚ、温度上昇率はそれぞれ３８４，８９Ｃ／Ｓ、１３
５．Ｃ／Ｓである。そうすると、理論的に要求される熱
パワーは一ＫＷより十分に低い。しかし、用心のために
２〜５ＫＷのパワーが用いられる。
【００５６】焦点距離が１．５cmでは、最適周波数は６
ＭＨｚであり、温度上昇は１５３９．５７℃で、実験に
数百ワットのオーダーのパワーレベルを必要とする。
ＭＨｚであり、温度上昇は１５３９．５７℃で、実験に
数百ワットのオーダーのパワーレベルを必要とする。
【００５７】一般的にいえば、とくに、深い腫瘍を治療
するために、超高速高温治療に用いられるピークパワー
は、装置の構造に特別な備えをすることを要する。とく
に、そのように高いピークパワーを指示でき、かつ迅速
に冷却できる圧電セラミック材料を使用する必要があ
る。発電機への電力の供給は補助電源の使用を要するこ
とがある。
するために、超高速高温治療に用いられるピークパワー
は、装置の構造に特別な備えをすることを要する。とく
に、そのように高いピークパワーを指示でき、かつ迅速
に冷却できる圧電セラミック材料を使用する必要があ
る。発電機への電力の供給は補助電源の使用を要するこ
とがある。
【００５８】周囲への組織に影響を及ぼす病変の危険を
避けるために、指定される最適パワー値を大幅にこえて
はならないことに注目すべきである。パワーの照射が終
わったときに焦点領域に蓄積された熱エネルギーの拡散
の結果としての温度上昇が、細胞を破壊するのに十分に
高いままであるような領域の直径が焦点領域における温
度上昇の平方根に比例して比較的急速に増大することが
示されている。その温度上昇はパワーに比例する。
避けるために、指定される最適パワー値を大幅にこえて
はならないことに注目すべきである。パワーの照射が終
わったときに焦点領域に蓄積された熱エネルギーの拡散
の結果としての温度上昇が、細胞を破壊するのに十分に
高いままであるような領域の直径が焦点領域における温
度上昇の平方根に比例して比較的急速に増大することが
示されている。その温度上昇はパワーに比例する。
【００５９】最後に、超音波はその伝わる間に次第に大
幅に変換され、その結果として元のビームよりも高い周
波数の成分が現れることになる。
幅に変換され、その結果として元のビームよりも高い周
波数の成分が現れることになる。
【００６０】それらの高い周波数の成分は組織に一層強
く吸収されるから、より大きな熱的影響を及ぼす。
く吸収されるから、より大きな熱的影響を及ぼす。
【００６１】選択された周波数とパワーは、組織の外側
の層を、損傷をほとんど及ぼさずに通ること、および焦
点に熱的な影響を及ぼすことを可能にする。更に、治療
の効果を高めるために、ビームはその熱作を補う機械的
作用も及ぼす。
の層を、損傷をほとんど及ぼさずに通ること、および焦
点に熱的な影響を及ぼすことを可能にする。更に、治療
の効果を高めるために、ビームはその熱作を補う機械的
作用も及ぼす。
【図１】治療中に目標に対する変化を超高速で検出する
ために手段が設けられている超高速高温治療装置を示す
ブロック図
ために手段が設けられている超高速高温治療装置を示す
ブロック図
【図２】前記検出手段の動作を示すタイミング図
【図３】時間の関数としての生物学的組織の温度上昇を
表すカーブを示す
表すカーブを示す
１ プローブ ２ パルス発生器 ３ 歯状信号発生器 ４ 受信器 ５ Ａ／Ｄ変換器 ６ 電子スイッチ ７ 減算器 ８ 表示器 ９ 分周器 １０ ビーム放射器 １１ アンドゲート １２ 圧電素子 １３ モータ １４ スイッチ ２２，６１，６２ メモリ ２３ 遅延器 ７２，７３ Ｄ／Ａ変換器
Claims (8)
- 【請求項１】 ０．５〜１０ＭＨｚの周波数で、ピーク
パワーが数百ワット〜１０ＫＷである超音波列が集束し
て放射可能にせしめられ、組織の深さおよび性質と無関
係に、治療時間が、温度が時間の関数として増大するこ
とを示すカーブの直線部分中に目標の大きな破壊、好ま
しくは全面的な破壊を可能にするような時間となるよう
に、集束点における治療ビームの全集中度とパワーとを
規定するパラメーターが定められることを特徴とする体
外超高速超音波高温治療装置。 - 【請求項２】 周波数と、前記装置の放出面の直径と、
周波数の直径とは、全治療ビーム焦中度が最高にされる
ように、目標の性質と深さにしたがって決定され、それ
から、５８℃附近の温度に０．５〜３秒さらすことによ
り目標が破壊されるように、周波数の与えられた値と、
選択された直径とに対してパワーが決定されることを特
徴とする請求項１記載の装置。 - 【請求項３】 同じ目標へ順次加えられる波列は１．
５．３秒のオーダーの時間だけ分離されることを特徴と
する請求項１記載の装置。 - 【請求項４】 周波数距離が１０ｃｍおよび１２ｃｍ
で、最適周波数が１ＭＨｚである、放射パワーが１０ｋ
Ｗと、焦点距離がそれぞれ３ｃｍおよび５ｃｍ、最適周
波数がそれぞれ３ＭＨｚおよび１．５ＭＨｚである。放
射パワーが数百ワットのオーダーとを用いることを特徴
とする請求項１記載の装置。 - 【請求項５】 治療中に目標の損傷をエコーグラフ検査
する手段を備え、この手段は目標のＢ型エコーグラフィ
を行い、かつ少なくとも１つ治療波列の前と後ろにとっ
た２つの連続映像を比較するようにされることを特徴と
する請求項１記載の装置。 - 【請求項６】 連続する映像をデジタル情報の形で記憶
し、記憶されている情報を点ごとに差し引くことにより
差の映像を形成する手段とを備えることを特徴とする請
求項５記載の装置。 - 【請求項７】 記憶されている映像を差の映像に重上す
る手段を備えることを特徴とする請求項６記載の装置。 - 【請求項８】 検査ビームが所定の向きを通った時に、
治療ビームの極めて短い中断中にエコーを捕えるため
に、Ｂ型エコ−グラフプローブを用いて、治療中に目標
が受けた損傷を調べるＡ型エコーグラフ手段を備えるこ
とを特徴とする請求項１記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR9009717 | 1990-07-23 | ||
| FR9009717A FR2664819B1 (fr) | 1990-07-23 | 1990-07-23 | Appareil d'hyperthermie ultrasonore extracorporelle ultrarapide. |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05131011A true JPH05131011A (ja) | 1993-05-28 |
| JP3063923B2 JP3063923B2 (ja) | 2000-07-12 |
Family
ID=9399239
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3182598A Expired - Fee Related JP3063923B2 (ja) | 1990-07-23 | 1991-07-23 | 体外超音波高温治療装置およびそのパラメーターを設定する方法 |
Country Status (11)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0468847B1 (ja) |
| JP (1) | JP3063923B2 (ja) |
| CN (1) | CN1058539A (ja) |
| AT (1) | ATE144123T1 (ja) |
| BR (1) | BR9103126A (ja) |
| CA (1) | CA2047609A1 (ja) |
| DE (1) | DE69122691T2 (ja) |
| DK (1) | DK0468847T3 (ja) |
| FR (1) | FR2664819B1 (ja) |
| IL (1) | IL98855A0 (ja) |
| TW (1) | TW232658B (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007181698A (ja) * | 2005-12-28 | 2007-07-19 | Medison Co Ltd | 病変を検出するための超音波診断システム |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2685872A1 (fr) * | 1992-01-07 | 1993-07-09 | Edap Int | Appareil d'hyperthermie ultrasonore extracorporelle a tres grande puissance et son procede de fonctionnement. |
| SE501409C2 (sv) * | 1992-01-15 | 1995-02-06 | Rasmussen Kurt Hegelund | Anordning för framställning av gasisolerade fönster |
| CN1039786C (zh) * | 1992-03-04 | 1998-09-16 | 卢受益 | 电子超声针灸多用仪 |
| US5733315A (en) * | 1992-11-13 | 1998-03-31 | Burdette; Everette C. | Method of manufacture of a transurethral ultrasound applicator for prostate gland thermal therapy |
| US6537306B1 (en) | 1992-11-13 | 2003-03-25 | The Regents Of The University Of California | Method of manufacture of a transurethral ultrasound applicator for prostate gland thermal therapy |
| CN1058905C (zh) * | 1998-01-25 | 2000-11-29 | 重庆海扶(Hifu)技术有限公司 | 高强度聚焦超声肿瘤扫描治疗系统 |
| CN1157239C (zh) * | 2001-11-05 | 2004-07-14 | 北京源德生物医学工程股份有限公司 | 用于体外高能聚焦超声波治疗机波源的传导介质容纳结构 |
| CN1164341C (zh) * | 2001-11-05 | 2004-09-01 | 北京源德生物医学工程股份有限公司 | 一种聚焦超声波波源 |
| CN1166422C (zh) * | 2001-11-05 | 2004-09-15 | 北京源德生物医学工程股份有限公司 | 用于体外高能聚焦超声波治疗机的坐位架 |
| CN1169588C (zh) * | 2001-11-05 | 2004-10-06 | 北京源德生物医学工程股份有限公司 | 体外高能聚焦超声波治疗机 |
| CN1160136C (zh) * | 2001-11-28 | 2004-08-04 | 北京源德生物医学工程股份有限公司 | 超声波热疗机及其焦点温度的预测方法 |
| CN113648551A (zh) * | 2013-03-08 | 2021-11-16 | 奥赛拉公司 | 用于多焦点超声治疗的装置和方法 |
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|---|---|---|---|---|
| JPS4911583U (ja) * | 1972-04-27 | 1974-01-31 | ||
| JPH02161936A (ja) * | 1988-12-14 | 1990-06-21 | Toshiba Corp | 衝撃波治療装置 |
| JPH02177957A (ja) * | 1988-10-27 | 1990-07-11 | Edap Internatl | 収斂／発振圧電セラミックを用いる超音波治療器 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB820814A (en) * | 1955-12-22 | 1959-09-30 | Univ Illinois | Apparatus for treating living tissue |
| US3735755A (en) * | 1971-06-28 | 1973-05-29 | Interscience Research Inst | Noninvasive surgery method and apparatus |
| EP0045265B1 (fr) * | 1980-07-29 | 1986-10-08 | Jacques Dory | Sonde d'échographie à balayage sectoriel mécanique |
| FR2563725B1 (fr) * | 1984-05-03 | 1988-07-15 | Dory Jacques | Appareil d'examen et de localisation de tumeurs par ultrasons muni d'un dispositif de traitement localise par hyperthermie |
-
1990
- 1990-07-23 FR FR9009717A patent/FR2664819B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-07-01 DK DK91401936.9T patent/DK0468847T3/da active
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- 1991-07-01 EP EP91401936A patent/EP0468847B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1991-07-01 AT AT91401936T patent/ATE144123T1/de not_active IP Right Cessation
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- 1991-08-05 TW TW080106209A patent/TW232658B/zh active
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|---|---|---|---|---|
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| JPH02177957A (ja) * | 1988-10-27 | 1990-07-11 | Edap Internatl | 収斂／発振圧電セラミックを用いる超音波治療器 |
| JPH02161936A (ja) * | 1988-12-14 | 1990-06-21 | Toshiba Corp | 衝撃波治療装置 |
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| JP2007181698A (ja) * | 2005-12-28 | 2007-07-19 | Medison Co Ltd | 病変を検出するための超音波診断システム |
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|---|---|
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