JPH06315541A

JPH06315541A - 画像診断装置を用いた治療装置

Info

Publication number: JPH06315541A
Application number: JP5228744A
Authority: JP
Inventors: Satoshi Aida; 聡相田; Takuji Suzuki; 琢治鈴木; Kazuya Okamoto; 和也岡本; Mariko Shibata; 真理子柴田
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1993-03-12
Filing date: 1993-09-14
Publication date: 1994-11-15

Abstract

(57)【要約】【目的】画像診断装置によって得られる画像情報を利
用して、被検体内の治療目標に対しエネルギーの照射治
療を行う画像診断装置を用いた治療装置を提供すること
を目的とする。【構成】被検体内の第１の画像情報を収集する手段
と、治療照射前にこの治療照射と異なる出力でエネルギ
ーを照射目標に照射する照射手段と、この照射手段の照
射に伴って被検体内の第２の画像情報を収集する手段
と、第１及び第２の画像情報を比較し、温度変化に伴う
変化分を検出する手段と、この検出する手段のの検出結
果に基づいて前記被検体を治療する治療手段とを具備す
ることを特徴とする画像診断装置を用いた治療装置。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は画像診断装置から得られ
た情報に基づき被検体外からエネルギーを照射して治療
を行う画像診断装置を用いた治療装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、医療分野において最少侵襲治療
（ＭＩＴ：Minimum Invasive Treatment）が注目されて
いる。これは、患者の障害・副作用を最少にしながら従
来と同等以上の治療効果を目指すものであり、具体的に
は衝撃波による結石の破砕治療や内視鏡を用いた外科手
術等がある。特に、体外衝撃波を用いた結石破砕治療
は、患者自身を全く切開することなく外科的な治療が可
能であるので、現在の秘尿器系結石治療のほとんどにお
いて主流となっている。このように体外から体内の一部
にエネルギーを集束させて患部を治療しようという試み
は、泌尿器科のみならず脳外科におけるガンマナイフや
集束超音波による癌の加熱治療等で実用化あるいは研究
がなされている。

【０００３】これらの治療方法は、上述のようにメス等
で開腹しないので直接目視することができず、治療に際
し体内の必要な情報及び治療目標の位置等を得るための
手段が必要となる。

【０００４】従って、上記従来の結石破砕装置では、Ｘ
線テレビや超音波診断装置が用いられており、ガンマナ
イフではＸ−ＣＴを用いた定位手術になっていた。例え
ば、集束超音波を用いたハイパーサーミアの場合は、治
療したい部位（例えば、癌等）全体を確実に治療温度
（１２．５℃）以上に加温しなければならず、しかもそ
れを約１時間程モニタする必要があり、高温加熱治療の
際にも、患部が正確に加熱されているか否かを正確に確
認することが、治療効果を上げるためとともに、副作用
を抑制するために重要となる。このため従来は、体深部
の温度はは熱電対等の温度プローブを刺入することによ
りポイント測定されてきたが、この方法は患者に肉体的
・精神的苦痛を与えると同時に病理的組織の正常組織へ
の転移を助長していた。

【０００５】そこで、最近では、生体内部の温度計測を
非侵襲的に測定する方法として、各画像診断装置として
例えば、Ｘ−ＣＴ，超音波診断装置を用いて温度分布の
無侵襲な画像化が提案されてきている（特開昭５９−１
９６４３１号公報）。

【０００６】例えばＭＲＩのパラメータとしては、プロ
トンのスピン密度、緩和時間Ｔ１，Ｔ２，化学シフト，
拡散係数などがあり、それぞれ温度依存性を持つので、
これらを画像化することで温度変化の分布の画像化が可
能である。

【０００７】特に、化学シフトによる温度計測とは、水
の磁気共鳴信号のピーク周波数が、温度依存性を持つこ
とを利用したものである。通常は化学シフト軸を周波数
エンコードし、位置情報はすべて位相エンコードした４
次元イメージングを行い（３次元データ取得時）、脂肪
のスペクトルとの間のズレから絶対温度を算出するとい
うものである。また、化学シフトを位相信号に反映させ
ることで、通常のイメージングで相対的な温度変化を得
ることができる。

【０００８】ところで、高温加熱治療においては、ホッ
トスポットの温度が通常の体深部の温度よりも数１０℃
高くなるため、従来のハイパーサーミア時のような約１
℃のオーダーの正確な温度の制御は必要なく、空間分解
能を高くできる。

【０００９】しかしながら、従来の超音波加熱治療装置
は、ＭＲＩ画像撮像時にアプリケータを患者から取り外
し、ＭＲＩガントリ中に送り込むようにする必要があ
り、強力超音波照射前後のＭＲＩ画像を撮像する場合、
照射前の画像と、照射後の画像との時間差がかなりでき
てしまうという欠点があった。また、強力超音波を照射
したときの熱は、数秒で拡散してしまうため、照射前後
で時間差があると、温度係数の変化は測定できなくなる
という問題があった。さらに、高温加熱治療によって瞬
時に組織が熱変性してしまうため、後でズレが判明して
もすでに障害が発生してしまっているという結果を招く
ことになる。

【００１０】これに加えて、ＭＲＩの撮像場所が変化し
てしまうと、正しく差分をとれないため測定精度が低下
してしまうが、治療とＭＲＩ撮像を繰り返すときにアプ
リケータを患者につけたりはずしたりしていると、患者
の体動を引き起こす危険性が高くなるという欠点があっ
た。

【００１１】また、測定対象に温度変化が起こった場合
には、測定しているＭＲパラメータが、それ自体の持つ
温度依存性によって変化してしまい、変性による画像の
変化と重なるおそれがあり、これにより正確に治療効果
を判定することができなくなって、十分な治療を施さな
いまま治療を終了したり、治療が十分なされている部位
にさらに治療を施したりして治療の効率を低減したり、
正常組織にまで影響がでる等の問題がある。

【００１２】さらに、移動する患部への追従についても
考慮する必要がある。即ち、頭部の治療装置であるガン
マナイフでは患部の固定が容易なため大きな問題ではな
いが、胸部・腹部など呼吸性や心拍性の移動が著しい部
位では、治療用エネルギーの焦点が治療部位を大きく外
れて周囲の正常組織を損傷させてしまう危険性がある。

【００１３】また、ある程度大きな患部（例えば癌）を
相対的に著しく小さい焦点で全体を走査するように治療
するような場合では、患部の移動により走査の計画（治
療計画）が狂ってしまい、照射を行わない部分が存在す
るおそれがある。これを避けるためには、焦点を移動す
る患部に追従させて移動させるか、又は焦点と患部が一
致したときのみ治療エネルギーを投入することが必要と
していた。

【００１４】また、超音波診断装置のガイド下の治療装
置ではリアルタイム連続モニタリングは可能ではある
が、画像情報が２次元であるため断層面を外れる方向の
移動には対応できなかった。また超音波画像では分解能
・鑑別能が低いため高い精度での焦点設定が困難で、Ｍ
ＲＩガイド下に体外から超音波治療を行う装置において
も、前述のような優れた特性はあるものの、移動する軟
部組織内の狭い領域を正確にトレースすることは非常に
困難であった。

【００１５】

【発明が解決しようとする課題】上述のように、温度に
依存する磁気共鳴パラメータを用いた体深部の温度計測
は、臓器の位置関係、臓器による温度係数等の全てのデ
ータが揃っている必要がある。さらに、温度に対する精
度を上げようとするとＳＮを向上させるために空間分解
能が低下してしまうため、高い空間・温度分解能を必要
とするハイパーサーミアでは、実現は極めて困難であっ
た。

【００１６】また、測定対象に温度変化が起こると、測
定しているＭＲパラメータが、それ自体の持つ温度依存
性によって変化してしまい、変性による画像の変化と重
なるおそれがあり、正確に治療効果を判定することがで
きなくなって、十分な治療を施さないまま治療を終了し
たり、治療が十分なされている部位にさらに治療を施し
たりして治療の効率を低減したり、正常組織にまで影響
がでる等の問題がある。

【００１７】さらに、治療装置を臨床上使用する際の移
動する患部への追従に対する問題もあった。即ち、胸部
・腹部など呼吸性や心拍性の移動が著しい部位では、治
療用エネルギーの焦点が治療部位を大きく外れて周囲の
正常組織を損傷させてしまう危険性がある。また、ある
程度大きな患部（例えば癌）を相対的に著しく小さい焦
点で全体を走査するように治療するような場合では、患
部の移動により走査の計画（治療計画）が狂ってしま
い、照射を行わない部分が存在するおそれがあった。

【００１８】しかも、上述の超音波診断装置のガイド下
の治療装置ではリアルタイム連続モニタリングが可能で
はあるが、画像情報が２次元であるため断層面を外れる
方向の移動には対応できなかった。また超音波画像では
分解能・鑑別能が低いため高い精度での焦点設定が困難
であり、またＭＲＩガイド下に体外から超音波治療を行
う装置においても、前述のような優れた特性はあるもの
の、移動する軟部組織内の狭い領域を正確にトレースす
ることは非常に困難であった。

【００１９】そこで、第１発明は、強力超音波を照射し
て高温加熱治療を行う際の空間分解能の高いホットスポ
ットの位置決定が可能で、設定されたホットスポットと
実際のホットスポットの位置ズレを防ぐことができる超
音波治療装置を提供することを目的とする。

【００２０】また、第２発明は、画像の変化が温度の変
化によるものか、変性によるものか区別・分離し、温度
変化の影響を受けずに変性しているかどうかを撮像でき
る磁気共鳴モニタリングによる超音波治療装置を提供す
ることを目的とする。さらに、第３発明は、移動する治
療部位を正確にトレースしながら治療を行うことができ
る超音波治療装置を提供することを目的とする。

【００２１】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、第１の発明は、画像診断装置によって収集された被
検体の画像から得られる情報に基づいて、被検体内の照
射目標を確認し、エネルギー発生手段からのエネルギー
を被検体内の前記照射目標に治療照射する画像診断装置
を用いた治療装置において、被検体内の第１の画像情報
を収集する手段と、治療照射前にこの治療照射と異なる
出力でエネルギーを照射目標に照射する照射手段と、こ
の照射手段の照射に伴って被検体内の第２の画像情報を
収集する手段と、第１及び第２の画像情報を比較し、温
度変化に伴う変化分を検出する手段とを具備することを
特徴とするものである。

【００２２】更に、第１の発明において、予め求められ
た温度変化に伴う画像情報の変化に関する情報を記憶す
る手段と、治療照射前にこの治療照射と異なる出力でエ
ネルギーを照射目標に照射する照射手段と、照射手段に
伴い被検体内の第１の画像情報を収集する手段と、予め
求められた温度変化に伴う画像情報の変化に関する情報
に基づいて、第１の画像情報から温度変化に伴う変化分
を検出する手段する手段と、を具備することを特徴とす
るものである。

【００２３】第２の発明は、画像診断装置によって収集
された被検体の画像から得られる情報に基づいて、被検
体内の照射目標を認識し、エネルギー発生手段からのエ
ネルギーを被検体内の照射目標に治療照射する画像診断
装置を用いた治療装置において、エネルギーの照射に基
づいて照射目標の変性を判定し表示する手段と、照射に
基づいて画像診断装置が収集する画像信号のタイミング
を制御する手段とからなることを特徴とするものであ
る。第３の発明は、画像診断装置によって収集された被
検体の画像から得られる画像情報に基づいて、被検体内
の照射目標を認識し、エネルギー発生手段からのエネル
ギーを被検体内の照射目標に治療照射する画像診断装置
を用いた治療装置において、エネルギーの照射に基づい
て照射目標の変性を判定する手段と、この手段により判
定された照射目標の変性に基づいてエネルギー発生手段
を制御する手段とからなることを特徴とするものであ
る。

【００２４】第４の発明は、画像診断装置によって収集
された被検体の画像から得られる情報に基づいて、被検
体内の照射目標を認識し、エネルギー発生手段からのエ
ネルギーを被検体内の照射目標に治療照射する画像診断
装置を用いた治療装置において、エネルギーの照射位置
を設定する手段と、被検体内の所定位置を選択的に励起
可能なパルスシーケンスを印加する手段と、照射位置と
被検体内の所定位置との位置関係を算出する手段と、こ
の手段によって算出された値に基づいて前記照射位置を
再設定する手段とからなることを特徴とするものであ
る。

【００２５】

【作用】第１発明によれば、エネルギーの出力を設定す
る手段と、画像を収集する手段と、前記画像の情報を処
理する手段を用いて、エネルギー照射前に収集された画
像情報と、出力を抑え、組成損傷がおきない程度にエネ
ルギーを照射し加温された状態の被検体内の画像情報と
の比較からホットスポットを求め、エネルギー照射の設
定点と、実際のホットスポットが生じて加温された点の
間のズレを検出することができる。

【００２６】また、このズレの大きさを判断し、許容範
囲であれば治療レベルのエネルギーを照射し、許容範囲
外であれば警告を発するという機能を持つことを特徴と
することにより、また、そのズレを補正するように照射
位置を制御することで正常組織等への誤照射を防ぐこと
ができる。

【００２７】ここでホットスポットは治療位置が治療対
象に重なっていることを確認するためのものなので、治
療位置が正常組織上にある可能性もある。よってホット
スポットの生成のための超音波照射のパワー等の条件は
組織に損傷の起きない程度にコントロールされるべきで
ある。ハイパーサーミアの分野において、加温の温度と
時間と、細胞の治療効果（生存率）の関係が次式のよう
な定式化されている。

【００２８】

【数２】ここにＴｏはエネルギー照射前の温度、ΔＴ(t) は温度
変化の時間プロファイル、Ｅａは実験的活性化エネルギ
ー、Ａは比例定数、Ｒは気体定数、Ｓは加温終了時の細
胞の生存率を示す。実験的活性化エネルギーＥａは変性
のエンタルピーΔＨと関係づけられ

【００２９】

【数３】として対象細胞固有の変性反応のエンタルピーを得るこ
とでＥａは求められる。もしくは細胞を用いた実験で対
象の細胞のＥａとＡを測定してもよい。これらは細胞の
種類で異なる。過去の実験より５０kcal/mol＜Ｅａ＜２
００kcal/mol，１０⁹⁰＜Ａ＜１０⁷⁸⁰ の程度の値を持つ
と言われる。

【００３０】これより最終的な生存率Ｓを十分に高く設
定しておいて、これ以下にならないように照射をコント
ロールすることで、ホットスポット生成による正常細胞
への損傷を防ぐことができる。たとえば、０．７以上で
あればよい。

【００３１】次に、第２発明では、瞬間的な治療を用い
ると、加熱後の治療部位の温度の平温へ戻る時間を短く
なること、例えば、Vallancien等の動物実験では、豚の
肝臓について０．２５秒の超音波照射によって焦点温度
が１０８℃まで上昇した後８秒程度で平温へ戻ること
（Eur. Urol. 1991;20:211-219）を利用して、これによ
り加熱条件に対する温度の平温に戻る時間を事前に把握
しておくことにより、加熱治療後温度変化による影響の
十分に収まった状態の画像を取得するように磁気共鳴画
像取得時間を制御することで、温度変化の影響を受けな
い熱変性の画像が得られ、治療効果の判定ができる。特
に、瞬間的な治療により、温度変化の平温へ戻る時間を
短縮することで準リアルタイムな状態で治療効果を確認
することができる。

【００３２】また、第３の発明によればその治療効果の
判定をさらにリアルタイムに行う場合、あるいは広い領
域に大量の熱エネルギーを注入し加熱治療を行うような
場合には、温度上昇中に撮像された磁気共鳴画像から変
性による変化分のみを抽出することになる。このような
場合、１つの方法としては、加熱に対する画像、及び変
性の特性を事前に得ておいて、加熱治療で患部の温度が
変化しているときに測定した画像から事前に得ておいた
特性を参照して変性を判定することができる。また、他
の方法としては、測定画像の温度のみの影響を化学シフ
トによる温度計測や、微弱なエネルギー照射による温度
変化に対する画像や、焦点から離れた温度変化のみの部
分から予測することによって、その分布を変性の起きた
時の画像から差し引いて変性による変化を抽出すること
ができる。

【００３３】さらに、第４発明によれば、治療対象に対
して後述するタギングの技術を用いて、治療すべき部分
にタグを付ける。これは、具体的には３平面の交点で与
えることも可能であり、また、空間の一点として与える
ことも可能である。そして該タグと治療用エネルギーの
焦点との相対位置を検出して、両者が一致するように制
御する。そして、最初のタグが消えないうちに同一ポイ
ントに対しタギングを行い、上記動作を繰り返すことで
常に焦点は最初にタグを付けた位置に対し追従すること
になり、正確な治療が実現できる。

【００３４】ここで、タギングとは、ＭＲＩ撮像技術に
おける磁気標識方法をいう（Zerhouni EA,et al. Radio
logy 1988;169:59-63 ）。これは、特殊な撮像シーケン
スによりＭＲＩ画像の中に標識を写し込む技術である。
具体的には撮像する前に所定の面だけ選択的に９０°パ
ルスを印可しておき通常に撮像すると、この部分の信号
が消滅するため画面上に黒いライン（タグ）として実現
できる。このライン（タグ）は並行かつ任意の等間隔に
標識することが可能であり、瞬時に直行する方向にもタ
ギングすることで格子状の標識も可能となる。また最近
では３次元的に任意の形状にタギングすることもできる
ようになってきた（C.J.Hardy et al.J. Magnetic Reso
nance 1989;82:647-654 ）。このタグは約１秒ほどの残
存時間があるため、タギングしてから所定時間後に撮像
すると、この間の移動状況をタグの流れで知ることがで
きる。例をあげて説明する。時間ｔ0 で図１３（ａ）に
示すように格子状にタギングした場合、物体１３１が周
囲組織１３２内で移動しているならば、時間ｔ後には
（ｂ）に示すようにタグの歪みが生じ移動状況を２次元
的に把握できる。またこのタグの移動量を時間ｔで除せ
ば移動速度を定量的に求めることも可能となる。

【００３５】

【実施例】以下、１〜３発明の実施例について詳述す
る。［第１発明］図１は、第１発明の一実施例に係る磁気共
鳴画像装置を用いた超音波治療装置の構成を示す図であ
る。

【００３６】まず、超音波治療部について説明する。ア
プリケータ１は、治療用強力超音波を照射する超音波振
動子２と、強力超音波を患者３まで導くカップリング液
４と、該カップリング液４を貯留する水袋５とからな
る。また、アプリケータ１は、図２に示すように、円形
平板のフェーズドアレイの超音波振動子２を径方向・周
方向に分割した形状を有している。治療する際は、駆動
回路群１２で超音波振動子２を駆動して強力超音波を照
射し、焦点７と一致した治療部位を高温に維持して治療
する。

【００３７】本実施例では、強力超音波発生源としてフ
ェーズドアレイを用いているので、駆動回路群１２の駆
動タイミングを位相制御回路群１１によって制御するこ
とにより、アプリケータ１を移動させずに焦点位置や音
場、加温・加熱領域を操作することができる。駆動回路
群１２は、分割した超音波振動子の個数のチャンネルに
分かれており、制御回路９からの信号により位相制御回
路群１１で遅延を与えられた独立のタイミング信号によ
り駆動される。これにより、超音波の焦点７，７´は３
次元的に任意の場所に設定することができる。

【００３８】次に、位置決めとＭＲＩ像の撮像部につい
て説明する。まず、患者３は治療台２２上にセットさ
れ、ＲＦコイル２０と静磁場コイル１８と勾配磁場用コ
イル１９とが設けられている撮像用のガントリ２３内に
制御回路９の制御により、治療台２２ごと搬送される。

【００３９】ところで、ＭＲＩ画像を撮像する場合、フ
プリケータ１の影響で磁場が乱されるのを防ぐために、
前記アプリケータ１を非磁性体で構成する必要がある。
例えば、アプリケータやメカニカルアームの材料には、
超音波振動子２と駆動回路群１２を結ぶ配線等はアルミ
ニウムを用い、強度を要する物には、強化プラスチック
や非磁性で機械的性質は普通鋳鉄とほぼ等しいオーステ
ナイト鋳鉄の使用する。メカニカルアームの動力部を電
気的なモータでなく、油圧式のものにし、磁性体の使用
を少なくする。

【００４０】次に制御回路９は勾配磁場電源１３、送受
信回路１４をコンソール１６より指示した所定のシーケ
ンス（例えばＴ２強調撮像法）により起動し、患者３体
内の３次元の画像情報を、図示しないメモリ内に記憶す
る。

【００４１】なお、撮像された患者体内のＭＲＩ画像に
基づき、あらかじめ治療計画を立てることが可能であ
る。ＭＲＩ画像が得られると、制御回路９がメカニカル
アーム１７を制御し、患者にアプリケータ１が取り付け
られる。このとき、強力超音波の焦点７の体内での位置
は、メカニカルアーム１７の各所に取り付けられたポテ
ンショメータ（図示せず）等から構成されるアプリケー
タ位置検出装置１５からの信号と、あらかじめ計測して
おいたＭＲＩ装置とメカニカルアーム１７との取付位置
の情報より制御回路９が計算し、これを記憶する。焦点
位置７は、ＣＲＴ１０のＭＲＩ画像上に表示される。ま
た、ＣＲＴ１０のＭＲＩ画像上には単に焦点だけでな
く、超音波の入射経路２４を併せて表示することもでき
る。さらに、図３のように、腫瘍８と焦点７の位置関係
を明確にするために、２次元表示の場合にはｘ，ｙ座
標、３次元表示の場合にはｘ，ｙ，ｚ座標を表示するよ
うにしてもよい。

【００４２】ホットスポットの生成、及びその計測を用
いた治療手段について説明する。ここではＴ１強調画像
に基づく温度変化計測を用いた。治療前に改めて位置合
わせ用に撮像が行われ、この画像と治療計画時の画像と
の比較でズレを検出し患者を位置合わせする。

【００４３】位置合わせ後、強力超音波照射前のホット
スポット計測の基準画像（Ｔ１強調画像）を撮像し、図
示しないメモリ内に記憶される。ホットスポット計測用
の撮像は３次元もしくは２次元で行われる。２次元の場
合スライス面は設定焦点を含むように設定する。次に制
御回路９は、位相制御回路群１１及び駆動回路群１２を
制御し、設定焦点位置７へ、変性の起きない程度に制御
された強度、時間の超音波を照射する。この強度は
（１）式で記述された式を満たす範囲で予め決められ
る。一方、制御回路９のコントロール下で照射前から連
続的に、あるいは照射中、例えば照射開始後３秒後に前
記と同様にＴ１強調画像を取得し、メモリ内に記憶され
た基準画像との差分をとり、ホットスポット画像を得
る。ただ基準画像を取ったときに組織が均一であった場
合や、撮像のパルスシーケンスを調整し、温度変化に敏
感な撮像ができ、温度変化により画像の信号強度自体で
十分な変化を得たときは差分をとる必要はなく、予めそ
のパルスシーケンスで得られる信号値の変化量を計算し
ておき、ホットスポット加熱により現れる変化量を検出
するように決められていたしきい値を越えた部位がホッ
トスポットとして判断されてもよい。

【００４４】このようにして得られたホットスポット画
像はそのピーク点を検出するか、予め与えられたしきい
値以上に変化している領域を抽出し、はじめに得られた
画像に重ねて図３のように表示される。そしてはじめに
設定された設定焦点位置７と観測されたホットスポット
の例えばピーク点とのズレを検出する。このとき撮像が
２次元の場合は、スライス面内のズレはピーク点の移動
で検出できるが、スライス面に垂直な方向のズレは、検
出したピーク点を通り、このスライス面に垂直な面を改
めてホットスポット撮像を行うことで検出できる。ある
いは、ピークの温度変化分と予測された温度上昇分と比
較し、与えられたしきい値を下回る場合スライス面がピ
ーク点を含んでいないと判断できる。また２次元でもマ
ルチスライス画像を収集できる場合は、中央のスライス
面を設定焦点を含むように設定しておき、中央のスライ
ス面のピーク点を検出し、そのピクセルのスライス間の
変化分からスライス方向のピーク点を検出する。

【００４５】検出されたズレが予め与えられた許容範囲
を越えたときは、警告音、警告色や文字等の画面表示、
および図示しない安全回路によって強力超音波が照射停
止になることなどによって操作者に危険を知らせる。あ
るいは、ピーク点をはじめに設定した焦点に合わせるよ
うに設定焦点位置７を修正し、改めて同様にホットスポ
ット６の計測を行う。

【００４６】こうしてホットスポットが設定焦点位置に
所定の範囲内に一致したとき、超音波の照射レベルを治
療レベルに引き上げ、ホットスポット６の位置を例えば
８０℃以上に加熱し熱変性壊死させる。

【００４７】次に設定焦点位置７を新たな治療位置に変
更し、同様な作業を繰り返し治療を行う。ここで、出力
を抑えた超音波を照射した段階で、ホットスポットが生
じない場合は、超音波ジェネレータか超音波振動子の故
障または、カップリングのはずれまたは、極端な超音波
の屈折・デフォーカス等の異常が考えられるが、この場
合も制御回路９の制御により、前記のような警報が出さ
れる。

【００４８】当初の治療計画の中間あるいは終了と思わ
れる時点で超音波の照射を停止し、治療の進行状況を観
察する。これは、前記動作と同様に行われ、腫瘍８周囲
のＭＲＩ画像を撮像し、生体の変化を調べる。この間
も、アプリケータ１は患者３につけたままである。ここ
で治療前にメモリ上に記憶しておいたＴ２強調画像のデ
ータと今回のデータをサブトラクションすると熱変性領
域が明瞭に確認でき、治療が十分に行われたのか、ある
いは不十分で再治療が必要かを判断できる。またこれは
当初から治療計画に盛り込んで、所定治療時間おきに自
動的に撮像することも可能である。

【００４９】ＭＲＩによる治療効果判定で十分治療が完
了したと判断できる状況になったら、操作者は治療を終
了する。この時制御回路９は治療条件の履歴をメモリか
ら呼び出し、治療記録をＣＲＴ１０から出力できる。

【００５０】以上の流れを示したフローチャートを図
４，５に示した。図４は基準画像との差分よりホットス
ポットを計測する方法を示し、図５は温度による画像信
号値の変化を予測し、その値より小さいものをホットス
ポットとして計測する方法を示す。

【００５１】図４は、基準画像と収集した画像との差分
により計測するフローチャートを示している。以下に、
このフローチャートの説明をする。まず、被検体の３次
元高精細画像を撮像する（ステップ５０）。この３次元
高精細画像に基づいて治療計画を策定する。ここでは、
Ｎ個の焦点を設定する（ステップ５１）。ここまでが、
治療計画とされている。ここからが治療の工程に移る。
まず、装置内に被検体を挿入する（ステップ５２）。そ
して、３次元の画像を撮像する（ステップ５３）。ここ
でステップ５１で策定された治療計画画像と実際に撮像
した画像とのズレを検出する（ステップ５４）。このズ
レがある閾値１より大きいならば、ズレの量だけ被検体
を移動する（ステップ５６）。もし、ズレの量が閾値１
より小さいならば、初期値ｉを０に設定する（ステップ
５７）。そして、ｉを１カウントアップさせて、これを
保持させる（ステップ５８）。次に、ｉとＮを比較する
（ステップ５９）。もし、ｉがＮより大きいならば、治
療効果確認用の画像を撮像する（ステップ６０）。その
結果治療が適性に成されているか判定する（ステップ６
１）。治療が適性になされていなければ、ステップ５０
から再度実行させる。治療が適性に行われているなら
ば、一連の流れは終了となる。ｉがＮより小さいなら
ば、ｉ番目の焦点を設定する（ステップ６２）。そし
て、基準画像を取得する（ステップ６３）。この結果
は、メモリに保存する（ステップ６４）。一方、取得し
た基準画像は、次のステップに送られる。そして、微弱
超音波を被検体に照射させる（ステップ６５）。この微
弱超音波照射に伴う画像を収集させる（ステップ６
６）。この画像と基準画像との差分をとる（ステップ６
７）。そして、この差分結果からホットスポットピーク
を検出する（ステップ６９）。次に、ピーク点と設定点
とのズレを検出する（ステップ６９）。そして、ズレと
閾値２を比較する（ステップ７０）。もし、ズレが閾値
２より大きいならば、設定焦点位置を検出したズレの分
移動させる（ステップ７１）。もし、ズレが閾値２より
小さいならば、強力超音波を被検体に照射して治療を行
う（ステップ７２）。そして、その後ステップ５８から
の処理を行わせる。

【００５２】図５には、予め温度による画像信号の変化
を予測し、その値より小さいものをホットスポットとし
て計測するフローチャートが示されている。以下に、こ
のフローチャートの説明をする。まず、被検体の３次元
高精細画像を撮像する（ステップ８０）。この３次元高
精細画像に基づいて治療計画を策定する。ここでは、Ｎ
個の焦点を設定する（ステップ８１）。ここまでが、治
療計画とされている。ここから治療の工程に移る。ま
ず、装置内に被検体を挿入する（ステップ８２）。そし
て、３次元の画像を撮像する（ステップ８３）。ここで
ステップ８１で策定された治療計画画像と実際に撮像し
た画像とのズレを検出する（ステップ８４）。このズレ
がある閾値１より大きいならば、ズレの量だけ被検体を
移動させる（ステップ８６）。もし、ズレの量が閾値１
より小さいならば、初期値ｉを０に設定する（ステップ
８７）。そして、ｉを１カウントアップさせて、これを
保持させる（ステップ８８）。次に、ｉとＮを比較する
（ステップ８９）。もし、ｉがＮより大きいならば、治
療効果確認用の画像を撮像する（ステップ９０）。その
結果治療が適性に成されているか判定する（ステップ９
１）。治療が適性になされていなければ、ステップ８０
から再度実行させる。治療が適性に行われているなら
ば、一連の流れは終了となる。もし、ｉがＮより小さい
ならば、ｉ番目の焦点を設定する（ステップ９２）。そ
して、微弱超音波を被検体に照射させる（ステップ９
３）。この微弱超音波照射に伴う画像を収集させる（ス
テップ９４）。次に、画像信号で与えられた閾値を越え
た領域の抽出を行う（ステップ９５）。そして、この領
域内のピークを検出させる（ステップ９６）。次にピー
ク点と設定焦点のズレを検出する（ステップ９７）。ズ
レ検出の結果、ズレと閾値２を比較する（ステップ９
８）。もし、ズレが閾値２より大きいならば、設定焦点
位置を検出したズレの分被検体を移動させる（ステップ
９９）。もし、ズレが閾値２より小さいならば、強力超
音波を被検体に照射して治療を行う（ステップ１０
０）。そして、その後ステップ８８からの処理を行わせ
る。

【００５３】ここで、送受信用ＲＦコイルとして体腔内
コイルを使用してもよい。また、超音波振動子にフェイ
ズドアレイを用いたが、これはアニュラーアレイでもよ
いし、アプリケータを機械的に動かして焦点を移動させ
てもよい。

【００５４】図８は、超音波プローブを加えた場合の他
の実施例の構成を示す図である。同図において、超音波
振動子は、中央に超音波画像装置２６につながった超音
波プローブ２５を取り付けられ、リアルタイムに体内の
超音波像を観察できるものでもよい。この超音波プロー
ブ２５は、前後方向へのスライドと回転移動が可能に構
成されている。超音波断層像を得る超音波プローブ２５
と治療用超音波の焦点との相対位置を求める手段を設け
ることで超音波画像上に焦点位置を表示したり、更にＭ
ＲＩで得られた２次元または３次元の体内画像上にその
とき表示している超音波断層像の位置を示し、先に立て
た治療計画に則って超音波断層像を利用することができ
る。

【００５５】なお、アプリケータ１は、本実施例のよう
な上方アプローチだけでなく、メカニカルアーム１７で
移動させることにより、下方アプローチでも用いること
ができる。

【００５６】ここでホットスポットとは温度の上昇して
いる領域が分かれば良いので、その変化は定量的な温度
変化を示す必要はなく、温度変化を反映した画像で判別
ができればよい。例えばＭＲＩのＴ１強調画像等は１枚
の画像で緩和時間Ｔ１を定量的に示すことは困難だが、
温度により十分変化を示すのでホットスポット計測用と
して使用可能である。

【００５７】また、ここで変性を起こさない程度の強度
と照射時間は、前記（１）式を満たす範囲の温度プロフ
ァイルを持つように設定される。具体的な方法として、
一つには、強度と照射時間と温度プロファイルとの関係
を予め実験で得ておいて図示しないメモリ内に記憶さ
せ、温度プロファイルによる生存率（１）式より計算
し、これが設定した範囲であることを確認してから照射
する。他の方法としては、実験より瞬時の加熱（１秒以
下）においては超音波の焦点強度と時間と周波数の積が
温度変化に比例している結果があり、これらよりＩｐ×ｔ×ｆ＝５０ΔＴ（２）と表され、これより焦点強度Ｉｐ、時間ｔ、周波数ｆよ
り温度上昇分ΔＴを計算する。温度はこれ以下になると
予測され、照射後はある時定数をもって指数関数的に減
少する。この時定数は組織によって決まり、予め実験で
得ておくことができる。このような予測された温度プロ
ファイルを（１）式に代入し、このとき設定された範囲
内にあれば変性が起きないこととなる。照射時間が１秒
以上のときには（２）式のような比例関係は成り立たな
い。そのようなときには血流の影響を無視できる範囲内
であれば、生体熱輸送方程式を解き、熱源の分布を与え
ることで例えば２０秒以内であればほぼ温度プロファイ
ルは計算と実測で一致しており計算は可能である。

【００５８】以上は温度プロファイルを計算から求めて
いたが、前記温度分布計測技術（例えば水プロトン化学
シフト温度計測）を用い、定量的な温度変化の分布を時
間的に断続的に得て、これを画像を得るたびに（１）式
に代入し生存率分布を計算し、もし設定した生存率以下
になったときには次の照射ではパワーを下げたり、照射
時間を短くするように照射条件をコントロールしてもよ
い。

【００５９】ここでは設定焦点と温度分布（ホットスポ
ット）のピーク点は一致するとしたが、生体内では減衰
などの影響から温度分布が照射側からみて手前にずれて
くる傾向が実験的に確かめられている。また強力超音波
を照射し照射領域を変性させたときには照射開始直後か
ら起きた変性やキャビテーションにより超音波がそれ等
が起きている部位より奥に届かなくなり、手前に変性領
域が広がってくる結果が得られている。このような結果
をもとに、ある照射条件で加熱したときの変性の起きる
領域を実験的に得ておいて、これと設定焦点とホットス
ポットとの位置関係を把握しておき、あらかじめ予測し
た変性領域を治療領域に合わせるように設定して、計測
したホットスポットから変性領域を予測してもよい。

【００６０】また、ここでは温度変化の計測はＴ１強調
像を用いて行ったが、観測するパラメータは温度依存性
を持つパラメータで変化を感知できるものであれば何を
用いてもよい。例えばＭＲＩを用いるのであれば前記の
パラメータのどれを用いてもよく、例えば水プロトン化
学シテトの温度変化を利用した温度計測であれば、定量
的な温度変化分をとらえることができるので温度変化の
定量的な把握もできる。また他の画像診断装置（Ｘ−Ｃ
Ｔ，超音波診断装置など）でも同様であり、例えば超音
波の音速の温度依存性（特開昭６１−１５４６６６）を
利用し温度による変化を画像化し抽出しても良い。

【００６１】ところで温度による画像変化を抽出するた
めには加熱前後の画像のピクセルごとの差分をとること
になるが、その間に被検体の動きが入ると動きにより別
のピクセルとの差分になり、特に組織の境界などで大き
な誤差が発生することとなる。これらの動きを補償する
手段として、１つには画像中で加温される領域は焦点近
傍に限られているので、図６のように焦点近傍の設定さ
れた領域（斜線部）以外の画像データは加温による影響
を受けないと考えられる。加温前後の画像の斜線部以外
の画像データを用いて画像のパターンマッチングを行
い、画像の移動量を検出する。この移動量に基づき画像
同士の位置合わせを行い、この状態で差分をとることで
動きの影響を補償することができる。

【００６２】またここで差分をとる基準画像は照射前に
取得した画像としているが、動きによる影響を低減する
ために、基準画像を１回前に撮像した画像とし、温度変
化はその差分画像の累積変化から得ることもできる。こ
のような方法を取り随時パターンマッチングをかけて動
きを補償していくことで大きな動きを追従できる。特に
化学シフト温度計測を用いた場合、これを位相マッピン
グで測定するときは温度の分解能を任意に設定できるの
で、一回の撮像間隔間の温度変化を満たすだけの狭いレ
ンジに測定温度幅を設定し、その累積で温度分布を求め
ることで、温度分布を広いレンジで細かい温度分解能で
測定することができる。

【００６３】ところで、以上で述べてきたような（１）
式に基づく生存率の考え方はそのまま治療中の全体の安
全性評価にも適応できる。すなわち常に照射経路焦点を
含む広い範囲の温度分布を得ておき、それまでの温度プ
ロファイルをもとに各ピクセルごとの生存率を計算す
る。生存率で危険となるしきい値を予め設定しておい
て、このしきい値に達した部位が発生したら、その部位
を生存率危険領域として、図７のように色を付けて表示
したり、警告音を鳴らしたりして操作者に伝えると共
に、照射を中断するか、あるいはその部位を避けるよう
な超音波の照射を行い危険な部位を冷却する。これによ
り正常部位へのハイパーサーミア的影響を防ぐことがで
きる。このときの計算範囲は特に注目すべきポイント
（例えば体表、直腸壁など反射の予想される部位）のみ
に限定してもかまわない。また（１）式より生存率を計
算していたが、単に温度にしきい値を与え、ある温度以
上になったときには先ほどと同様に操作者に警告を与
え、照射を中止するかその部位を避けるような照射をし
て冷却してもよい。

【００６４】さらに、温度計測は前記のホットスポット
計測のように治療に至らないエネルギー照射の時だけで
なく、実際の治療エネルギー照射時の加温の確認にも同
様に使用できる。ただこのときは治療対象の変性により
測定しているパラメータが変化し、温度分布に重畳する
ことが予想されるので、予め変性の状態での画像を取得
し、この変化分を加温中に撮像された画像から差し引く
ことで影響を低減できる。もしくは変性を起こす領域を
含めて温度と画像変化との対応をあらかじめ取得してお
いて、換算することで温度分布は取得できる。

【００６５】今回は超音波治療を例に挙げたが、以上の
ような方法は他の熱的治療手段にも同様に適応ができ
る。例えばレーザーによる加温治療においても変性の起
きない加温条件を予め得ておけばその条件で加温してホ
ットスポットを計測することで加温領域の確認ができる
し、電磁波（マイクロ波）による加熱治療でも同様に加
温領域を認識できる。［第２発明］図９は、第２発明の一実施例に係る磁気共
鳴画像装置を用いた超音波治療装置の構成を示す図であ
る。

【００６６】本実施例においては、治療装置に集束強力
超音波による加熱治療を用いた。本装置は大きく分け
て、ＭＲＩシステム部と、超音波照射部と、全体のコン
トロール部に分けられる。

【００６７】図９において、静磁場コイル１８は励磁用
電源３４により励磁され、患者３にｚ方向の一様な静磁
場を印加する。勾配磁場コイル１９は静磁場磁石内に配
置され、シーケンスコントローラ３１によって制御され
る勾配磁場コイル駆動回路３７により駆動され、治療台
２２上の患者３に対して、直交するｘ、ｙ、ｚの３方向
にそれぞれ磁場強度が直線的に変化する勾配磁場Ｇｘ、
Ｇｙ、Ｇｚを印加する。ＲＦコイル２０は送受信兼用コ
イルで、勾配磁場コイル１９内に配置される。シーケン
スコントローラ３１による制御下で、送信部３５からの
高周波信号がデュフレクサ３６を介してＲＦコイル２０
に印加され、これにより発生する高周波磁場が、治療台
２２上の高周波コイル内の患者３に印加される。ＲＦコ
イル２０には、患者３の画像化すべき領域に均一な高周
波磁場を発生できるもので、例えば鞍型コイル、分布定
数型コイル、あるいはこれらを用いて構成されるクォー
ドラチャ送信コイルが使用される。ただ治療対象が限定
され、さらに高いＳ／Ｎ比が望まれるときには、送受
信、あるいは受信用に表面コイルを用いてもよい。受信
用に表面コイルを使用する場合は一様コイルを送信用と
して用いる。

【００６８】ＲＦコイル２０により、患者３からの磁気
共鳴信号を受信し、デュプレクサ３６を介して受信信号
は受信部３８へ送られる。デュプレクサ３６は、ＲＦコ
イル２０を送信と受信に切り替えて使用するためのもの
であり、送信時には送信部３５からの高周波信号をＲＦ
コイル２０に伝達し、受信時にはＲＦコイル２０からの
受信信号を受信部に導く働きをする。受信信号は検波
と、ローパスフィルタによる帯域制限を受けたあと、シ
ーケンスコントローラ３１による制御下で、データ収集
部３２に送られる。データ収集部３２では、受信信号の
収集と、そのＡＤ変換を行い、画像再構成用データとし
て電子計算機３３へ送られる。

【００６９】電子計算機３３は、コンソール１４により
制御され、受信部３８から入力された画像再構成用デー
タについて２次元フーリエ変換を含む画像再構成処理を
行う。またシーケンスコントローラ３１の制御も行う。
電子計算機３３により得られた画像データはＣＲＴ１０
に供給され、画像を表示される。

【００７０】一方、アプリケータ１には集束超音波を発
生できるピエゾ素子群からなる超音波振動子群が配置さ
れ、それぞれの素子には、独立した駆動回路群１２と、
そのそれぞれに位相制御回路群１１が結合されている。
駆動回路群１２は電源３９の電位により強度が決定さ
れ、位相制御回路群１１からのトリガに応じて各ピエゾ
素子に電圧パルスを印可する。電源３９、位相制御回路
群１１は、電子計算機３３にてコントロールされる。超
音波振動子を用いて、超音波を送信する際に各素子の位
相を制御することでその焦点の位置を３次元的に電子的
に移動できることはよく知られている。これにより焦点
を治療部位に合わせるよう遅延パルスを発生させること
でアプリケータを移動することなく治療部位を順に治療
していくことが可能となる。

【００７１】このような装置を用い、変性の画像化を行
う方法として、加熱部位の温度が十分平温に戻ってから
撮像することが考えられる。図１０に示すように加熱
後、加熱条件（例えば照射エネルギー、照射時間など）
により決まる所定時間以上のインターバルをおくと温度
は平温となり、画像への変化は不可逆的な変性による変
化のみとなる。よって、図中斜線部のような、十分に平
温に戻った時間例えば８秒後以降に撮像を行えば変性に
よる変化分のみを画像化することができる。ただし生体
においては、加熱治療後数１０分で、生体反応として浮
腫が発生する場合があり、これにより画像に変性をとら
えることが困難になる恐れがある。よって撮像は、温度
が平温に戻り、さらに浮腫が起きる前に行えば純粋に変
性をとらえることができる。

【００７２】大きめの腫瘍を徐々に位置を変えながら断
続的に治療を行う場合、一回の照射後にその都度撮像し
ていると時間的に非効率的になるので、例えば、超高速
パルスシーケンスを用い、数１０ｍｓごとに連続的に画
像を得ながら治療（超音波照射）を行い、そのなかで平
温に戻った部位の治療効果（変性）を確認していく方法
が考えられる。例えば、図１１のような治療対象（腫
瘍）があり、これに対して丸数字で示した順に治療を行
うとする。このような治療を行ったとき、各治療部位が
図１２のような温度特性を持っていたとする。１番目の
治療部位は８番目の治療部位を治療する頃には平温に戻
っているので、図中Ａのあたりに撮像された画像から１
番目の治療部位の治療効果を確認することができる。

【００７３】また化学シフト温度計測等を用いてリアル
タイムに温度計測を行うことで、変性画像化による治療
効果確認のときに温度が平温に戻っていることを確認で
きた部位について治療効果を確認することで温度の影響
を排除する事ができる。

【００７４】システム全体としては、例えば、トラック
ボールとマウスを操作者が両手で操作し、左手のトラッ
クボールで撮像スライス面を選択し、右手のマウスで面
内の治療位置の選択、決定、超音波照射を行うことによ
り、３次元的な治療対象を治療効果を確認しながら治療
できる。そして加温条件により決められた所定時間を越
えた被治療部位については色を変え、変性の有無、程度
も同様に色を変えて表示することで容易に治療効果を確
認できる。

【００７５】また、それら撮像された画像データはメモ
リに保存され、治療終了後に治療効果を確認する際呼び
出される。一回の照射で治療される予定の位置の画像だ
けをそれぞれの画像から抽出し、それらを合成して、治
療効果を確認してもよい。

【００７６】またさらに事前に設定した治療計画に基づ
き自動的に治療を行う場合、ある焦点に対し、治療を行
った際の加熱条件によって決まる所定時間後に得られた
画像のなかの治療予定部位の部分から、過去の実験的デ
ータにより決められた閾値より変性しているかどうかを
判定し、治療が不十分ならばもう一度治療を行うような
フィードバック信号を、治療をコントロールする電子計
算機に戻すことで、治療効果を判定しながら確実に自動
的な治療を遂行することができる。

【００７７】以上は温度が平温に戻った後に変性を画像
化するものであるが、この方法では、超音波を照射した
直後に治療効果が判定できない。また、より大きな領域
をある程度の時間をかけて加熱するような場合には加熱
後平温に戻るにはかなりの時間を有するので、高温の状
態で変性のみを抽出することが求められる。このような
場合、次に示すような方法で変性を判定してもよい。

【００７８】まず、１つの方法として、先験的な画像信
号の特性を利用して、温度上昇時に得られた磁気共鳴画
像から変性を判定するものが考えられる。あらかじめ一
般的な加熱条件、例えば、様々な照射時間に対する図１
０のような温度上昇特性、様々な撮像シーケンスに対す
る画像の強度特性、及び変性を起こすしきい値などをデ
ータとしてメモリに蓄積しておいて、超音波照射時に、
測定した画像強度からその時どの程度の変性が起きてい
るかを判定するものである。これにより変性が起きてい
るかどうかをモニタすることができる。

【００７９】同様に、測定された画像データの温度のみ
による変化分を予測して、変性を含んだ測定値を補正す
る方法もある。即ち、図１４のような手順で温度分布を
化学シフトによる温度分布計測を用いて計測して、その
温度分布で、高温時に測定した緩和時間を補正して、変
性のみによる変化を求めるものがある。まず始めに図１
４中のＡで画像を得ると同時に加熱照射前の温度分布を
測定し、その後加熱治療Ｂを行う。その最中、あるいは
直後にＣ、Ｄのようなさらに画像と温度分布を取得し、
その画像（例えばＴ２強調画像）の温度への依存性から
温度による影響を補正する。この場合の温度分布計測は
脂肪のスペクトルとのズレから計算し、絶対的な温度を
測定しているが、変性により磁場が不均一性の影響を大
きく受けない場合には、前記位相情報を利用した温度計
測を用い、加熱治療前の温度分布との間の相対的な温度
分布を測ることで測定時間を短縮してもよい。

【００８０】上記のように温度分布を計測しなくても、
超音波照射後ある時間後についての温度分布は照射強度
に対し形状は一定で振幅のみ変化しているとすれば下記
のような補正方法でもよい。

【００８１】まず初めに、変性を起こさないぐらいに弱
い超音波を照射し、その時の磁気共鳴画像を連続的に得
ておき、その後実際の加熱治療時に、上述と同様に画像
データを測定する。次に前記の弱い超音波で得られた画
像を、例えば超音波照射エネルギーに比例して変化さ
せ、加熱治療時の、温度のみの影響による画像の変化分
を計算する。これを用い、治療時に測定した画像から変
性による変化分だけを抽出できる。また、超音波照射
後、温度分布は拡散などの影響で徐々に空間的に広がっ
て行くので、変性を起こすだけ強い超音波照射をして、
焦点からやや離れた、温度は変化しているが変性を起こ
していない領域の画像データから、先験的に得られた温
度分布とのフィッティング、あるいは温度分布の多頂式
近似などを用いて、焦点域の変性を起こしている領域の
温度変化による画像の変化分を予測し、これを用いて測
定画像から差し引いて変性による変化を抽出してもよ
い。

【００８２】ここでは、測定信号はＴ１強調、Ｔ２強調
など定性的な画像を用いているので、変性部の抽出は、
単純な画素ごとの引き算で変性の有無を定性的に表示し
て構わない。ただし、定量的に変性の程度のみを抽出す
るには、例えば温度変化が十分無視できるぐらい短い間
隔で超高速シーケンスで得られた繰り返し時間、エコー
時間の異なる複数の画像からＴ１、Ｔ２などの緩和時間
を連立方程式を解くことで各画素ごとに計算して、上記
の方法と同じように温度変化による影響を補正するか、
あるいは温度変化による緩和時間と、変性による緩和時
間の逆数の和が、実際測定された緩和時間の逆数と等し
い関係にあると考え、この関係から、変性による緩和時
間を計算すれば定量的な変性の画像化が可能となる。

【００８３】スピンエコーにおいて撮像強度Ｓとスピン
密度Ａと緩和時間Ｔ１、Ｔ２と繰り返し時間ＴＲ、エコ
ー時間ＴＥとの関係は、近似的に次式で表される。Ｓ＝Ａ（１−ｅｘｐ（ＴＲ×Ｔ１））ｅｘｐ（ＴＥ×Ｔ
２）例えば、図１１のように治療前Ａ、中Ｂ、後Ｃの各撮像
を複数（１、２、３）とし、１つめの撮像と２つめの撮
像のエコー時間は固定とし、繰り返し時間を変え、３つ
めの撮像でエコー時間を変える。１つめのエコー信号は
純粋にＴ２のみの減衰の項だけが作用するので、１つめ
と２つめの得られた画像の比をとり上式に従い計算する
とＴ１が求められる。３つめの撮像後、先ほど得られた
Ｔ１を上式に代入し、１つめと３つめの画像データに関
してスピン密度ＡとＴ２について連立方程式を解くこと
でそれぞれが求められる。

【００８４】このようにしてＡ、Ｂ、Ｃ群それぞれ撮像
直後に緩和時間を計算し、緩和時間画像を得ておく。こ
の際の計算は焦点近傍の、変化していると予想される領
域に限定しても構わない。同時に全測定データの温度計
測も行い、各群内の温度変化が無視できる範囲であれ
ば、このままか平均をとるかで温度分布を決定する。こ
の温度分布データを用いて温度上昇中に測定された緩和
時間を補正する。各群内の温度変化が大きければ群内の
測定間隔を短縮するなどの措置を取る。群内の測定間隔
（繰り返し時間）、エコー時間は測定対象、加熱条件に
よって決定される。

【００８５】ここでは治療エネルギーに超音波を用いた
が、治療装置は加熱治療を行うものであればどんなもの
でも構わない。例えば、光ファイバによってレーザーを
導光し照射しても構わないし、特に実施例後半で述べた
温度上昇中の変性抽出はマイクロ波によって加熱する場
合にも適応できる。

【００８６】また、緩和時間等のパラメータの熱変性に
伴う変化を治療効果確認に用いたが、ハイパーサーミア
などは加熱により細胞の代謝活動が変化し、いずれ細胞
が死滅することになるので、この代謝活動の変化をリン
のスペクトロスコピーを用いるとで捉えられる。例えば
ＡＴＰのピークの変化を捉え、所定のしきい値を越えて
変化したとき、その情報を上記と同様に治療効果の情報
としてフィードバックすることで、上記と同様に治療効
果確認しながら治療を行うことができる。［第３発明］図１６は、第３発明の一実施例に係る磁気
共鳴画像装置を用いた超音波治療装置の構成を示す図で
ある。本実施例では治療用エネルギーとして集束超音波
を用いている。

【００８７】まず、超音波治療部を説明する。アプリケ
ータ１は、治療用強力超音波を照射する超音波振動子２
と、強力超音波を患者３まで導くカップリング液４と、
該カップリング液４を貯留する水袋５よりなる。アプリ
ケータ１は図２に示すように円形平板の超音波振動子２
を径方向・周方向に分割した形状を有している。治療す
る際は、駆動回路群１２で超音波振動子２を駆動して強
力超音波を照射し、焦点７と一致した治療部位を高温に
維持して治療する。

【００８８】本実施例では、強力超音波発生源としてフ
ェーズドアレイを用いた。従って、駆動回路群１２の駆
動タイミングを位相制御回路群１１によって制御するこ
とにより、アプリケータ１を移動させずに焦点位置や音
場、加温・加熱領域を操作することができる。駆動回路
群１２は分割した超音波振動子の個数のチャンネルに分
かれている。また、制御回路９からの信号により位相制
御回路群１１で遅延を与えられた独立のタイミング信号
により駆動され、これにより超音波の焦点７は３次元的
に任意の場所に設定できる。

【００８９】次に、位置決めとＭＲＩ像の撮像部につい
て説明する。まず、患者３は治療台２２上にセットさ
れ、ＲＦコイル２０と静磁場コイル１８と勾配磁場用コ
イル１９が内蔵されている撮像用のガントリ２３内に制
御回路９の制御により送り込まれる。

【００９０】次に、制御回路９は勾配磁場電源１３、送
受信回路１４をコンソール１６より指示した所定のシー
ケンス（例えばＴ２強調撮像法）により起動し、患者３
体内の３次元の画像情報を、図示しないメモリ内に記憶
する。

【００９１】ここで、患者体内のＭＲＩ画像に基づき、
あらかじめ治療計画を立てることが可能である（特開平
４−２１２８８６号）。肝臓癌など呼吸性移動が著しい
治療対象の計画策定時は、画像の再現性を得るために呼
気終末の時相で撮像したデータを用いることが望まし
い。この時相を検出するため患者３には呼吸波形検出用
の胸部ベクト１２１が取り付けられており、信号は制御
回路９に送られ撮像タイミングが制御される。

【００９２】ＭＲＩ画像が得られると、制御回路９がメ
カニカルアーム１７を制御し、患者にアプリケータ１が
取り付けられる。このとき、強力超音波の焦点７の体内
での位置は、メカニカルアーム１７の各所に取り付けら
れたポテンショメータ（図示せず）等から構成されるア
プリケータ位置検出装置１５からの信号と、あらかじめ
計測しておいたＭＲＩ装置とメカニカルアーム１７との
取付位置の情報より制御回路９が計算し、これを記憶す
る。焦点位置７は、ＣＲＴ１０のＭＲＩ画像上に表示さ
れる。ここで用いるアプリケータ１はＭＲＩマグネット
内で使用することになるため材料としては磁場を乱さな
いように非磁性体を用いており、また渦電流などで高周
波磁場に影響を与えないように、例えばスリットを入れ
るなどの導電率を低下させるような工夫がなされてい
る。

【００９３】次に、前述の治療計画により治療を開始す
る。まず呼気終末時に計画に、決められた治療開始点に
タギングを行うと同時に、治療用超音波の焦点７を該開
始点に一致させ強力超音波の照射を開始する。ここでタ
グは、画像データからタグの位置を検出し易いように、
図１８に示すような一点のタグ１４１を用いた。位置の
検出は例えば画像情報中でもっとも強度の低い点を検出
することで可能である。次に制御回路９はタグが消えな
い程度の時間後（例えば０．８秒後）、再度ＭＲＩ画像
を撮像する。この時治療対象である腫瘍８が移動してい
ればタグ１４１と焦点７にズレが生じる。このズレを制
御回路９が検出し、一致させる方向に焦点７を移動さ
せ、再び同一点にタグを付け直す。以後、以上の動作を
継続し、最初の治療点を治療する。この治療点が十分治
療されたら、呼気終末時のタイミングで、当初の治療計
画に基づき第二の治療点にタグを標識する。そして再び
同様の治療を全体の治療終了まで繰り返すことになる。

【００９４】前記検出されたタグ１４１と焦点７のズレ
が所定値以上になった場合、患者の急激な体動や装置の
故障などが考えられるため、制御回路９は治療エネルギ
ーの照射を停止し、モニタあるいは警報音などで操作者
に対し通報する。

【００９５】上記実施例では呼吸波形の観測に胸部ベル
トを用いたが、インピーダンス呼吸モニタ等の他の手段
でもかまわない。また呼吸性移動に関してのみ記載した
が、心筋あるいは心臓周囲等への治療の場合は心電同期
で同様の効果が得られる。

【００９６】上記実施例では点状のタギングを行ったが
これに限定する物ではなく、３平面の交点でタギング
し、同様の治療を行うことも可能であるし、また治療す
べき腫瘍の輪郭にそってタギングすることで操作者の状
況把握を容易にできる。

【００９７】

【発明の効果】以上のように第１発明によれば、強力超
音波を照射して高温加熱治療を行う際に、空間分解能の
良いホットスポットの位置決定ができ、設定されたホッ
トスポットの位置と実際のホットスポットのズレを防ぐ
ことができるため、誤照射や治療漏れ等の危険を低減で
きる。

【００９８】また、第２発明によれば、加熱治療におい
て測定された磁気共鳴画像への温度変化による影響を除
外し、熱変性、すなわち治療効果をリアルタイムに判定
することが可能となり、前記治療装置の治療の正確さ、
効率を上げることができる。さらに、第３発明によれ
ば、移動する治療部位を正確にトレースしながら治療を
行うことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】第１発明の一実施例に係る磁気共鳴画像装置
を用いた超音波治療装置の構成を示す図。

【図２】図１におけるアプリケータの模式を示す図。

【図３】ＭＲＩ画像の表示例を示す図。

【図４】画像の差分に基づくホットスポット計測を用
いた治療例を示す流れ図。

【図５】画像信号の変化量を観測することに基づくホ
ットスポット計測を用いた治療例を示す流れ図。

【図６】パターンマッチングによる移動量補正の模式
図。

【図７】生存率危険領域の表示例を示す模式図。

【図８】超音波プローブを加えた場合の他の実施例の
構成を示す図。

【図９】第２発明の一実施例に係る磁気共鳴画像装置
を用いた超音波治療装置の構成を示す図。

【図１０】瞬間的な加熱に伴う温度に対する磁気共鳴
信号の時間的特性を示す図。

【図１１】治療対象と治療計画の一例を示す模式図。

【図１２】図７における各治療位置の治療シーケンス
に伴う温度変化とＭＲＩの撮像トリガとの関係を示す
図。

【図１３】測定磁気共鳴信号の温度及び変性による変
化の空間特性を示す図。

【図１４】温度分布測定及び撮像と超音波照射のタイ
ミング例を示す図。

【図１５】図１０の撮像を高速緩和時間測定に置き換
えた場合を示す図。

【図１６】第３発明の一実施例に係る磁気共鳴画像装
置を用いた超音波治療装置の構成を示す図。

【図１７】タギングによる移動量計測の原理を示す
図。

【図１８】ＭＲＩ画像の表示を示す図。

【符号の説明】

１…アプリケータ２…超音波振動子３…患者４…カップリング液５…水袋６…ホットスポット７…設定焦点８…腫瘍９…制御回路１０…ＣＲＴ１１…位相制御回路１２…駆動回路１３…勾配磁場電源１４…送受信回路１５…アプリケータ位置検出装置１６…コンソール１７…メカニカルアーム１８…静磁場コイル１９…勾配磁場コイル２０…ＲＦコイル２１…テーブル移動装置２２…治療台２３…ＭＲＩガントリ２４…超音波入射経路２６…超音波プローブ２５…超音波画像装置３１…シーケンスコントローラ３８…受信部３９…電源（パルス発生用）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者柴田真理子神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地株式会社東芝研究開発センター内

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】画像診断装置によって収集された被検体
の画像から得られる情報に基づいて、前記被検体内の照
射目標を確認し、エネルギー発生手段からのエネルギー
を前記被検体内の前記照射目標に治療照射する画像診断
装置を用いた治療装置において、前記被検体内の第１の画像情報を収集する手段と、前記
治療照射前にこの治療照射と異なる出力で前記エネルギ
ーを照射目標に照射する照射手段と、この照射手段の照射に伴って前記被検体内の第２の画像
情報を収集する手段と、前記第１及び第２の画像情報を比較し、温度変化に伴う
変化分を検出する手段と、この検出する手段のの検出結
果に基づいて前記被検体を治療する治療手段とを具備す
ることを特徴とする画像診断装置を用いた治療装置。
【請求項２】画像診断装置によって収集された被検体
の画像から得られる画像情報に基づいて、前記被検体内
の照射目標を確認し、エネルギー発生手段からのエネル
ギーを前記被検体内の前記照射目標に治療照射する画像
診断装置を用いた治療装置において、予め求められた温度変化に伴う前記画像情報の変化に関
する情報を記憶する手段と、前記治療照射前にこの治療照射と異なる出力で前記エネ
ルギーを前記照射目標に照射する照射手段と、前記照射手段に伴い前記被検体内の第１の画像情報を収
集する手段と、前記予め求められた温度変化に伴う画像情報の変化に関
する情報に基づいて、前記第１の画像情報から温度変化
に伴う変化分を検出する手段と、を具備することを特徴
とする画像診断装置を用いた治療装置。
【請求項３】前記異なる出力は照射目標に損傷を与え
ない程度であることを特徴とする請求項１または２記載
の画像診断装置を用いた治療装置。
【請求項４】前記照射目標に損傷を与えない程度の出
力は【数１】（ただし、Ｔｏはエネルギー照射前の温度、ΔＴ(t) は
温度変化の時間プロファイル、Ｅａ，Ａは組織により異
なる実験的活性化エネルギー、及び比例定数、Ｒは気体
定数、Ｓは設定された最終的な細胞の生存率）で決まる
Ｓが０．９以上であるような温度変化の時間プロファイ
ルΔＴ(t) を生成するように設定されることを特徴とす
る請求項１または２記載の画面診断装置を用いた治療装
置。
【請求項５】画像診断装置によって収集された被検体
の画像から得られる情報に基づいて、前記被検体内の照
射目標を認識し、エネルギー発生手段からのエネルギー
を前記被検体内の前記照射目標に治療照射する画像診断
装置を用いた治療装置において、前記エネルギーの照射に基づいて前記照射目標の変性を
判定し表示する手段と、前記照射に基づいて前記画像診
断装置が収集する前記画像信号のタイミングを制御する
手段とからなることを特徴とする画像診断装置を用いた
治療装置。
【請求項６】画像診断装置によって収集された被検体
の画像から得られる画像情報に基づいて、前記被検体内
の照射目標を認識し、エネルギー発生手段からのエネル
ギーを前記被検体内の前記照射目標に治療照射する画像
診断装置を用いた治療装置において、前記エネルギーの照射に基づいて前記照射目標の変性を
判定する手段と、この手段により判定された前記照射目
標の変性に基づいて前記エネルギー発生手段を制御する
手段とからなることを特徴とする画像診断装置を用いた
治療装置。
【請求項７】画像診断装置によって収集された被検体
の画像から得られる情報に基づいて、前記被検体内の照
射目標を認識し、エネルギー発生手段からのエネルギー
を前記被検体内の前記照射目標に治療照射する画像診断
装置を用いた治療装置において、前記エネルギー発生手段による前記照射目標の温度変化
に基づく前記画像診断装置によって得られる画像への影
響を補正する手段とからなることを特徴とする画像診断
装置を用いた治療装置。
【請求項８】画像診断装置によって収集された被検体
の画像から得られる情報に基づいて、前記被検体内の照
射目標を認識し、エネルギー発生手段からのエネルギー
を前記被検体内の前記照射目標に治療照射する画像診断
装置を用いた治療装置において、前記エネルギーの前記照射位置を設定する手段と、前記
被検体内の所定位置を選択的に励起可能なパルスシーケ
ンスを印加する手段と、前記照射位置と前記被検体内の
所定位置との位置関係を算出する手段と、この手段によ
って算出された値に基づいて前記照射位置を再設定する
手段とからなることを特徴とする画像診断装置を用いた
治療装置。