JPS61154667A - 超音波温熱治療装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 この発明は、超音波による局所加温によって腫瘍を治療
する超音波温熱治療装置に間する。

〔発明の技術的背景とその問題点〕

近年、悪性新生物、いわゆる癌の治療技術の一つとして
温熱療法（ハイパサーミア）が注目されている。温熱療
法とは、ｔｉｅ細胞が正常細胞と比較して致死温度が低
いことを利用して加温により治療を行なうもので、非観
血的な方法であるため切除不可能な病巣の治療に極めて
有効と考えられている。温熱治療法における加温方法は
全身加温。

四段や腹部といったような比較的広い範囲を対象とする
局部加温、さらに体内の極く限られた部位のみを対象と
する局所加温の３つに分類されるが、それらの中で特に
深部腫瘍を選択的に加温する局所加温に今後の技術的進
歩が期待されている。

局所加温のエネルギー源としては、超音波が注目されて
いる。超音波を利用した温熱治療装置においては、従来
、加温用超音波プローブとして超音波を集束して生体内
に照射できるものが用いられ、その焦点と腫瘍部位との
位置合せは治療以前にＸ線ＣＴや超音波映像装置により
得られた生体内の腫瘍に関する３次元画像データを基に
して行なわれている。

しかしながら、この従来の超音波温熱治療装置では加温
用超音波プローブと生体との位置合せは可能であるが、
超音波の焦点とＩＩＩ瘍部位との実質的な位置合せを行
なうことは難しく、位置ずれが生じてもそれを感知する
手段がないため正確な局所加温を行なうことは困難であ
った。また、仮に加温用超音波プローブの幾何学的焦点
と腫瘍部位との位置合せが正確にできたとしても、超音
波ビームの照射された部分だけが温度上昇するとは限ら
ず、血流分布や熱伝導率の不均一があればビームの集束
点以外に高温部（いわゆるホットスポット）が生じてし
まう可能性があった。

〔発明の目的〕

この発明の目的は、生体内の加温部位を確認しつつ、限
定された腫瘍部位のみを選択的に加温することの可能な
超音波温熱治療装置を提供することにある。

〔発明の概要〕

この発明は上記目的を達成するため、生体内の温度分布
を測定し、その温度分布データと予め設定された温度分
布データとの温度差データに基いて、加温用超音波プロ
ーブから生体内に照射される超音波の照射状［（具体的
にはその超音波の強度やビームパターン）をＩＩＩ　’
Ｉｌｌするようにしたことを特徴とする。

〔発明の効果〕

この発明によれば、生体内の温度分布が適正となるよう
に加温用超音波プローブからの超音波の照射状態を制御
できるため、治療したい腫瘍部位を集中的に加温して効
率よく治療することができる。従って、正確で効果的な
温熱治療を実施することが可能となり、また治療効果の
判定も容易となる。

〔発明の実施例〕

この発明の一実施例に係る超音波温熱治療装置の構成を
第１図に示す、生体１の体表に接して設けられたウォー
ターバス２内に、加温用超音波プＯ−プ３と画像用超音
波プローブ４が設けられている。ウォーターバス２は超
音波プローブ３．４と生体１の音響インピーダンスとの
マツチングと、生体１の表面の温度上昇を抑えるための
ものである。

加温用超音波プローブ３は例えば第２図に示すように７
ニユラー７レイ超音波振動子を用いて構成され、画像用
超音波プローブ４の周囲に複数個（図の例では６個）同
一円周上に位置するように配設されている。アニユラ−
アレイ振動子からなる加温用超音波プローブ３は、各振
動子の駆動信号に位相差を与えることにより任意の焦点
距離を設定可能であり、またプローブ位置制ｗＪ装置５
によって超音波の放射方向をそれぞれ独立に変えられる
ようになっている。

加温用超音波プローブ３は駆動回路６によって駆動され
る。この駆動回路６は例えば第３図に示すように構成さ
れ、連続波発生器３１からの連続波信号と、バースト波
発生器３２からのバースト信号とを、図示しないタイミ
ング発生器からのタイミングパルスにより切換わるスイ
ッチ３３を介して、加温用超音波プローブ３に交互に供
給する。

こうして加温用層音波プローブ３から放射される連続波
およびバースト波の超音波のうち、連続波が生体１内の
ｔｉ１ｉ部位の加温に用いられる。一方、バースト波の
超音波の放射は後述するように、加温用超音波プローブ
３から放射される超音波のビームパターンを検出する目
的で行なわれる。

画像用超音波プローブ４は例えばりニアアレイ超音波振
動子によって構成され、プローブ位置制御装置５によっ
て例えば第５図に示すように一端を中心として機械的に
回転されつつ、送信回路７から供給される信号によって
駆動され、生体１内の画像情報を得るための超音波の送
受を行なう。

即ち、画像用超音波プローブ４から生体１内に放射され
た超音波の生体１内からの反射波は、再び同じ超音波プ
ローブ４により受信され、受信回路８において適宜増幅
および検波されることによって、断層像（Ｂモード像）
情報として取出される。

この受信回路８の出力信号は、ビームパターン検出回路
９および温度分布検出回路１０に入力される。

ビームパターン検出回路９は加温用超音波プローブ３か
ら生体１内に照射される超音波のビームパターン、つま
り超音波ビームの形状および集束位置を検出するための
回路であり、たとえば加温用超音波プローブ３から放射
される超音波の几調波成分を、加温用超音波プローブ３
からのバースト波の超音波の放射に同期して、画像用超
音波プローブ′３の出力から検出する高調波検出回路に
よって構成される。

一股に超音波は媒質（例えば生体内組Ｉりを伝搬する際
、その音圧が大きくなるほど波形に歪を生ずることが知
られている。これは媒質中の音速が音圧の大きさに依存
するためであり、微小音圧畳幅を持った音波の音速をＧ
ｏ　、粒子速度を■とすれば、有限音圧振幅を持りた音
波の音速ＣはＣ＝Ｃｏ＋βＶで与えられる。即ち、ｖ＞
ＱではＣ＞Ｃｏとなり、またＶ〈○ではＣ＜Ｃａである
。

従って、超音波プローブから放射される超音波は媒質中
を伝搬すると歪を起こし、高調波成分を生ずる。超音波
温熱治療において加温部位は強力な超音波が照射される
ため、このような非線形現象が生じ易い状態にある。

ビームパターン検出回路９はこのような原理を利用した
ものであり、具体的には次のような動作によってその検
出を行なう。第３図に示した駆動回路６に供給されるタ
イミングパルスは、ビームパターン検出回路９にも供給
される。第４図はタイミングパルスと、加温用超音波プ
ローブ３に供給される駆動信号、およびビームパターン
検出回路９の動作状態の関係を示すタイムチャートであ
る。第４図において（ａ）はタイミングパルスの波形で
あり、立上がり時点で被制御回路を動作させる。（ｂ）
は加温用超音波プローブ３への駆動信号であり、ｔｌの
期間にバースト波４３、ｔｌの期間に連続波４４となる
。（Ｃ）はビームパターン検出回路９の動作状態であり
、図に示すように間欠的にオン、オフを行なう。

まず、１個目のタイミングパルス４１が発生されると、
このパルスの立上がりでビームパターン検出回路９がオ
ンとなる。そして、時間Δｔの後にバースト波の駆動信
＠４３がスイッチ３３を介して加温用超音波プローブ３
に供給され、バースト波の超音波が放射される。加温用
超音波プローブ３は予め生体１内の腫瘍部位近傍に超音
波を集束させるように、その位置状態がブロー１位置制
御［Ｉ！［５によって設定されているので、このバース
ト波の超音波が生体内のｆｉｆｇＡ部位に照射されるこ
とによって、前述のように高調波が発生する。

従って、この高調波を画像用超音波プローブ４で受信し
た後、受信回路７を通してビームパターン検出回路９で
検出することにより、その高調波成分の振幅分布からビ
ームパターンを検出することができる。

次に、２１目のタイミングパルス４２の立上がりでビー
ムパターン検出回路９がオフとなると共に、連続波の駆
動信号４４がスイッチ３３を介して加温用超音波プロー
ブ３に供給され、ＩＩＩ瘍部位の加温に寄与する連続波
の超音波が放射される。

以下、タイミングパルス４１．４２が発生される毎に同
様の動作が繰返される。ビームパターンの検出のために
バースト波の超音波を使用する理由は、連続波の超音波
の照射時には高調波も連続的に画像用超音波プローブ４
に入射するため、高調波の検出を行なってもビームパタ
ーンの位置決定は回能だからである。

温度分布検出回路１ｏは、例えば生体１内の超音波の音
速変化を測定し、その音速変化から温度分布を測定する
。即ち、生体内では超音波、の音速Ｃが温度によって変
化することが知られている。

もし、音速Ｃの温度係数ｄＣ／ｄｔが一定で組織により
あまり変化しなければ、音速Ｃの変化分ΔＣを測定する
ことにより、温度変化分ΔＴを求めることかできる。第
６図は生体内の各組織での超音波音速の温度依存性を実
測したデータであり、各組織ともｄｃ／ｄｔはほぼ等し
いことがわかる。

従って、音速Ｃを測定することで温度変化分６丁が求ま
ることがわかる。この原理を利用して、この発明のよう
に温熱治療を行なう場合の温度分布測定が可能である。

これは具体的には、加温前に生体内の音速分布を求めて
おき、加温後に再び音速分布を求めて、その差ΔＣを求
め、既知の温度係数ｄＣ／ｄｔからΔＴを算出すればよ
い。

第７図はこのような原理に基く温度分布測定回路１０の
構成例を示すものである。画像用超音波プローブ４は送
信回路７から供給される電気的駆動パルスにより、駆動
され、音速測定用送信領域４Ｃから生体１内に超音波パ
ルスを送信する。この超音波パルスは生体１内で反射さ
れるが、そのうち第７図に示すＡ点、８点で反射された
超音波が画像用超音波プローブ４の音速測定用受信領域
４ａ、４ｂでそれぞれ受信されて電気信号に変換され、
反射波信号となる。これらの反射波信号は受信回路８内
の増幅器でそれぞれ増幅された後、第１．第２のエツジ
検出回路６１．６２に供給され、そのフロントエツジが
検出される。第１．第２のエツジ検出回路６１．６２か
ら得られる検出パルスはカウンタ６３のセット入力Ｓ、
リセット人力Ｒにそれぞれ供給される。カウンタ６３は
第１のエツジ検出回路６１からの検出パルスのタイミン
グで、コントロール回路６４によって制御されている高
周波発振器６５からのクロックパルスのカウントを開始
し、第２のエツジ検出回路６２からの検出パルスのタイ
ミングでクロックパルスのカウントを停止する。カウン
タ６３のカウント値は温度分布データ発生回路６６に入
力される。

ここで、カウンタ６３のカウント値をＮ、高周波発振器
６５の発振周波数をｆｘとすれば、送信領域４Ｃから送
信された超音波が生体１内の異なる２点Ａ、Ｂで反射さ
れた後、受信領域４ａ。

４ｂでそれぞれ受信されるまでの時間の差ΔｔはΔｔ　
＝　Ｎ　／　ｆ　ｘ　　　・・・（１）で求めることが
できる。温度分布データ発生回路６６はこの（１）式で
表わされる演算を行ない、さらにこの時間差Δｔから生
体１４の関心領域内の超音波音速Ｃを計測して、それに
対応する温度を測定する。

第８図を参照してこの超音波音速の原理をざらに詳細に
説明する。第８図に示すように３つの超音波トランスデ
ユーサａ、ｂ、ｃをその中心軸（送信または受信超音波
ビームの中心軸）が同一平面上に位置するように生体１
上に配置する。なお、これらの超音波トランスデユーサ
は画像用層音波プローブ４としてリニアアレイ振動子を
用いる場合は、連続した複数個の振動子から構成される
。但し、受信用超音波トランスデユーサａ、　ｂの中心
軸は平行とする。一方、送信用超音波トランスデユーサ
Ｃの中心軸は受信用超音波トランスデユーサａ、ｂの中
心軸とは角度θ０で交叉するものとする。このときの各
超音波トランスデユーサａ−Ｃの中心軸の２つの交点を
Ａ、Ｂ、受信用超音波トランスデユーサａ、ｂの位置を
Ｅ、Ｆ、またＡ点から線分ＦＢへの垂線と線分ＦＢとの
交点をＤとし、領１ｍ！ＡＤＢＤ’　を超音波音速を計
測すべき関心領域とする（但し、ＡＤ／／ＢＤ’　）。

また、ＡＥ間およびＤＦ間での平均音速をＣＩ。

Ｃ２、関心領域内での音速をＣａとすれば、送信用超音
波トランスデユーサＣから送信された超音波が関心領域
内のＡ点、Ｂ点で反射した後、受信用超音波トランスデ
ユーサａ、ｂで受信されるまでに要する時間ｔ、、ｔ２
は、 となる。但し、ｔｏは送信された超音波がＡ点に到達す
るまでの時間、また（Ａｘ　−ＡＥ＝ＯＦである。

ｔｌとｔ２との時間差Δｔ１２は、 Δｔ、　２−ｔ２−ｔｌ ここで、受信用超音波トランスデユーサａ、ｂ間の距離
ΔＸが小ざい場合には、超音波の各伝搬経路ＡＥ、ＦＤ
の音響特性はあまり差異がないと仮定することができる
ため、ＣＩ　”Ｆｅ２となり、（４）式は Δｔ−−（ＡＢ＋ＢＤ）　　　　　　　・・・（５）Ｃ
。

となる。ざらに、　ΔＸ−ＢＤｔａｎθ０−ＡＢｓｉｎ
θ口として（５）式を変形すると、となる、すなわち、
受信用超音波トランスデユーサａ、ｂ間の距離ΔＸ、送
信用超音波トランスデユーサＣの中心軸と受信用超音波
トランスデユーサａ、ｂの中心軸のなす角（交叉角）６
口および伝搬時間差Δｔより、関心領域内での超音波音
速Ｃａを求めることができる。なお、実際にはΔＸ。

角度θｌは既知であるから、前述したように時間差Δｔ
を計測するのみで超音波音速Ｃａを求めることが可能で
ある。

以下、関心領域を種々移動させて同様に音速測定を行な
うことにより、生体１内の温度分布を求めることができ
る。即ち、コントロール回路６４により送信回路７を制
御して送信領域４Ｃからの超音波の偏向角度を、例えば
送信領ｊ４！４ｃにおける複数の振動子の駆動タイミン
グを遅延手段により順次ずらせることによって変化させ
るとともに、受信回路８　ヲ！ＩＩ　ｌｉｔ　Ｌ　ｒ受
信１ｊ［４ａ、４ｂを移１ｂさせることにより、種々の
領域の音速測定を行ない、温度分布データ発生回路６６
においてそれらの音速データを一旦保持し、所定の２つ
の音速データ間の差から温度分布データを得る。

こうして温度分布検出回路１０で得られた温度分布デー
タは、画像処理回路１１に供給される。

画像処理回路１１はプＯ−ブ位置制御装置５から与えら
れる各超音波プローブ３，４の位置情報と、受信回路８
からの断層像情報と、ビームパターン検出回路９および
温度分布検出回路１０からの信号に基いて、生体１内の
３次元画像情報を構成すると共に、３次元的な温度分布
を求める処理を行なう。こうして画像処理回路１１で得
られた３次元画像および３次元均温度分布は、ＣＲＴデ
ィスプレイ１２で適宜表示される。

ｖＭ像処理回路１０における３次元画像処理の手順の一
例を、第８図に示すフローチャートを参照して説明する
。生体１内の！１ｍ部位付近の３次元画像情報を得るに
は、まず画像用超音波プローブ４の回転角度θ（第５図
参照）をある角度に設定し、その角度における断層像情
報を得る。断層像情報を得ることは超音波診断装置で周
知であり、例えばこの実施例のように画像用超音波プロ
ーブ４にアレイ振動子を用いた場合は、各振動子を複数
個ずつ駆動してリニア電子走査（またはセクタ電子走査
）を行ない、生体１内からの反射波を受信回路８を介し
て３次元画像処理回路１ｏに供給すればよい。以下、画
像用超音波プローブ４を一定微小角度ずつ回転させ、そ
の各回転角度毎の断層像情報を同様にして得る。

画像用超音波プローブ４をｍｓ部位をカバーする角度ま
で回転させた所要枚数の断層像情報が得られたならば、
次に生体１内のある深さｄを設定し、その深さにおける
各断層像情報中のデータを集めて、生体１内を深さｄの
ところで輪切りにした画像（輪切りＩＩ）の情報を得る
。そして、深さｄの設定を腫瘍部位の最深部をカバーす
る深さｄ■ａＸまで変えて、その各深さに対応する輪切
り像の情報を生成したならば、これらを合成して３次元
画像情報として構成し、ＣＲＴディスプレイ１２上で表
示する。具体的には各輪切り像を、その各深さに対応し
たＣＲＴディスプレイ１２上の位置に適当に傾けて表示
すればよい。

画像処理回路１１はさらに、上述したように温度分布検
出回路１０で得られた温度分布データをビームパターン
検出回路９で検出されたビームパターンと対応づけする
ことにより、３次元的な温度分布を求める。この３次元
的温度分布は、ＣＲＴディスプレイ１２上で３次元画像
情報に重ねて、例えば低温の部分は低輝度、高温の部分
は高輝度の輝点として表示される。

画像処理回路１１で得られた３次元的温度分布のデータ
は温度分布比較回路１３にも供給され、キーボード１４
を通して入力される予め設定された目標とすべき３次元
的温度分布データと比較される。温度分布比較回路１３
は両温度分布データの差を演算して温度差データを生成
し、その温度差が最小となるようにプローブ位置制御装
置５おび駆動回路６を制御する。即ち、具体的には例え
ば生体１内の腫瘍部位近傍において設定された温度分布
より実際の温度分布の方が平均的に高い場合は低くなる
ように、駆動回路６から加温用超音波プローブ６３に供
給される超音波の強度を減少させ、逆の場合は超音波強
度を増加させる。また、設定された温度分布に対し実際
の温度分布が位置的にずれているような場合は、プロー
ブ制御ｌＩｌ装置５を通して加温用超音波プローブ３の
超音波照射角度や焦点位置を制御することにより、ビー
ムパターンを適正にする。

このようなＩＩ　ＩＩ］を行なうことにより、加温用ブ
ロー７３から生体１内に照射される超音波の照射状態を
腫瘍部位に適合させることができる。

以上のようにして、この発明によれば腫瘍部位のみを選
択的に極めて効率的に加温することができ、治療効果の
飛躍的向上を図ることが可能である。

この発明は上記の実施例に限定されるものではなく、例
えば実施例では生体内の温度分布を音速変化から求めた
が、他の温度依存性を持つパラメータの計測によって求
めてもかまわない。また、実施例ではビームパターンの
検出を生体内からの反射波の高調波を検出するにより行
なったが、反射波の強度に対応する情報であれば、他の
手段によってもビームパターンの検出が可能である。例
えば加温用超音波プローブの固有焦点距離と超音波放射
中心軸方向に基く幾何学的手法によるビームパターンの
検出方法も、散乱９反射の少ない部位では有効である。

また、実施例では３次元画像情報を得るのに断層像情報
を利用したが、これに限定されるものではない。さらに
、加温用超音波プローブとしてアニユラ−アレイ振動子
を用い、電子集束により超音波を集束させるようにした
が、焦点距離を可変にする集束法であれば他の集束法で
もよい。その他、この発明は要旨を逸脱しない範囲で種
々変形実施することが可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図この発明の一実施例に係る超音波温熱治療装置の
構成図、第２図は加温用超音波プローブの具体例を示す
図、第３図は加温用超音波プローブのための駆動回路の
詳細な構成を示す図、第４図は同実施例の動作を説明す
るためのタイムチャート、第５図は画像用超音波プロー
ブの回転走査の様子を示す図、第６図は生体内の各組織
における音速の温度依存性を示す図、第７図は温度分布
検出回路の詳細な構成を示す図、第８図は音速測定に基
く温度分布検出の原理を説明するための図、第９図は３
次元画像構成のための画像処理の手順を説明するための
フローチャートである。 １・・・生体、２・・・ウォーターバス、３・・・加温
用超音波プローブ、４・・・画像用超音波プローブ、５
・・・プローブ位置制御装置、６・・・加温用超音波プ
ローブ駆動回路、７・・・送信回路、８・・・受信回路
、９・・・ビームパターン検出回路、１０・・・温度分
布検出回路、１１・・・画像処理回路、１２・・・ＣＲ
Ｔディスプレイ、１３・・・温度分布比較回路、１４・
・・設定温度分布データ入力用のキーボード。 出願人代理人　弁理士　鈴江武彦 第１図 第２図 第３図 第４図 第５図 第６図 ３６　　　３Ｂ　　　　４０　　　４２　　　４４シ、
１７ｆ（’Ｃ） 第８図 第９

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. （１）生体内の所望部位に超音波を照射してその部位を
   加温する加温用超音波プローブと、生体内の温度分布を
   測定する手段と、この手段により得られた温度分布のデ
   ータと予め設定された温度分布データとの温度差データ
   を得る手段と、この手段により得られた温度差データに
   基いて前記加温用超音波プローブから生体内に照射され
   る超音波の照射状態を制御する手段とを備えたことを特
   徴とする超音波温熱治療装置。
2. （２）前記加温用超音波プローブは、複数の焦点距離可
   変の超音波プローブからなるものであることを特徴とす
   る特許請求の範囲第１項記載の超音波温熱治療装置。
3. （３）前記温度分布測定手段は、生体内での超音波の音
   速変化を測定し、その音速変化から温度分布を測定する
   ものであることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
   の超音波温熱治療装置。
4. （４）前記音速変化は、加温用超音波プローブと異なる
   超音波プローブから生体内に放射された超音波が生体内
   の異なる２点で反射された後その超音波プローブでそれ
   ぞれ受信されるまでの時間の差を測定することにより測
   定されることを特徴とする特許請求の範囲第３項記載の
   超音波温熱治療装置。
5. （５）前記温度分布測定手段は、前記加温用超音波プロ
   ーブから生体内に照射される超音波のビームパターンと
   生体内の３次元画像情報とを参照することにより、３次
   元的な温度分布を測定するものであることを特徴とする
   特許請求の範囲第１項または第３項記載の超音波温熱治
   療装置。
6. （６）前記ビームパターンは、前記加温用超音波から生
   体内に照射される超音波の反射波の高調波成分を検出す
   ることによって検出されることを特徴とする特許請求の
   範囲第５項記載の超音波温熱治療装置。
7. （７）前記加温用超音波プローブから生体内に照射され
   る超音波の照射状態を制御する手段は、該超音波の強度
   およびビームパターンの少なくとも一方を制御するもの
   であることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の超
   音波温熱治療装置。