JPS61209657A - 超音波温熱治療装置 - Google Patents
超音波温熱治療装置Info
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- JPS61209657A JPS61209657A JP5171685A JP5171685A JPS61209657A JP S61209657 A JPS61209657 A JP S61209657A JP 5171685 A JP5171685 A JP 5171685A JP 5171685 A JP5171685 A JP 5171685A JP S61209657 A JPS61209657 A JP S61209657A
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- JP
- Japan
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- transducer
- heating
- temperature
- ultrasonic
- temperature distribution
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- Thermotherapy And Cooling Therapy Devices (AREA)
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。
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係り、特に生体内の温度分布
を測定する手段を備えた超音波温熱治療装置に関する。
する超音波温熱治療装置に係り、特に生体内の温度分布
を測定する手段を備えた超音波温熱治療装置に関する。
（発明の技術的背景とその問題点〕
悪性新生物、いわゆる癌の治療法については、従来より
外科療法、化学療法、放射線療法および免疫療法等の東
学的療法が実施されているが、これらの療法に加えて最
近、温熱療法（ハイパサーミア）が注目されている。こ
の治療法は腫瘍細胞の致死温度が正常細胞のそれに比べ
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ことから、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。温熱療法は全身加温
２局部加温および局所加温に分類されるが、これらのう
ちで超音波を深部腫瘍に集束・照射することにより、腫
瘍部位を選択的に加熱して治療を行なう局所加温法が、
特に有望視されている。
外科療法、化学療法、放射線療法および免疫療法等の東
学的療法が実施されているが、これらの療法に加えて最
近、温熱療法（ハイパサーミア）が注目されている。こ
の治療法は腫瘍細胞の致死温度が正常細胞のそれに比べ
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ことから、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。温熱療法は全身加温
２局部加温および局所加温に分類されるが、これらのう
ちで超音波を深部腫瘍に集束・照射することにより、腫
瘍部位を選択的に加熱して治療を行なう局所加温法が、
特に有望視されている。
局所加温法による温熱治療においては、腫瘍部位が効率
的に加温されることが重要であるが、これは必ずしも容
易でない。すなわち加温用の超音波ビームの集束点と腫
瘍部位とを幾何学的に一致させたとしても、生体内部で
の超音波の減衰により超音波ビームの光学的焦点と、実
際に最も加温されている高温部（ボットスポット）とは
位置的にずれるのが普通であり、治療効率および安全性
の点で問題がある。
的に加温されることが重要であるが、これは必ずしも容
易でない。すなわち加温用の超音波ビームの集束点と腫
瘍部位とを幾何学的に一致させたとしても、生体内部で
の超音波の減衰により超音波ビームの光学的焦点と、実
際に最も加温されている高温部（ボットスポット）とは
位置的にずれるのが普通であり、治療効率および安全性
の点で問題がある。
この発明の目的は、超音波の照射による加温に基く生体
内の温度分布を適確、容易に確認しながら治療を行なう
ことができる超音波温熱治療装置を提供することにある
。
内の温度分布を適確、容易に確認しながら治療を行なう
ことができる超音波温熱治療装置を提供することにある
。
この発明は上記の目的を達成するため、生体内の所望部
位を加温するための超音波ビームを放射する加温用トラ
ンスデユーサの中心部に測温用１〜ランスデューサを配
置し、この測温用トランスデユーサにより加温用トラン
スデユーサからの超音波ビーム放射方向と同一方向に超
音波ビームを送信しかつ生体内からの反射波を受信し、
この受信信号を処理して生体内の温度分布を算出し表示
するようにしたものである。
位を加温するための超音波ビームを放射する加温用トラ
ンスデユーサの中心部に測温用１〜ランスデューサを配
置し、この測温用トランスデユーサにより加温用トラン
スデユーサからの超音波ビーム放射方向と同一方向に超
音波ビームを送信しかつ生体内からの反射波を受信し、
この受信信号を処理して生体内の温度分布を算出し表示
するようにしたものである。
この発明によれば、超音波の照射による加温に基く生体
内の温度分布を表示することができるので、この温度分
布の表示から腫瘍部位が適切な温度に加温されているか
否か、また腫瘍部位近傍の正常組織の温度が異常に上昇
していないかどうか等を確認でき、安全かつ効果的な温
熱治療を実施することが可能となる。
内の温度分布を表示することができるので、この温度分
布の表示から腫瘍部位が適切な温度に加温されているか
否か、また腫瘍部位近傍の正常組織の温度が異常に上昇
していないかどうか等を確認でき、安全かつ効果的な温
熱治療を実施することが可能となる。
さらに、この発明では特に測温用トランスデユーサが、
その超音波ビーム送受方向が加温用トランスデユーサか
らの超音波ど一ムの放射方向と一致するように加温用ト
ランスデユーサの中心部に配置されているため、加温部
位の温度分布を適確に求めることができる。すなわち、
測温用トランスデユーサが例えば加温用トランスデユー
サの側方に配置されている場合には、両トランスデユー
サからの超音波ビームが腫瘍部位で交差するようにする
ことが必要であるが、そのためにはトランスデユーサの
位置決めを正確に行なう必要があり、極めて煩雑な位置
制御を行なわなければならない。
その超音波ビーム送受方向が加温用トランスデユーサか
らの超音波ど一ムの放射方向と一致するように加温用ト
ランスデユーサの中心部に配置されているため、加温部
位の温度分布を適確に求めることができる。すなわち、
測温用トランスデユーサが例えば加温用トランスデユー
サの側方に配置されている場合には、両トランスデユー
サからの超音波ビームが腫瘍部位で交差するようにする
ことが必要であるが、そのためにはトランスデユーサの
位置決めを正確に行なう必要があり、極めて煩雑な位置
制御を行なわなければならない。
特に加温用トランスデユーサからの超音波ビームを偏向
させた場合、その位置制御は非常に困難となる。また、
両トランスデユーサが別々の個所に設置されるため、治
療に当りトランスデユーサと生体との接触面積が広くな
り、骨の多い部分への適用が難しい。
させた場合、その位置制御は非常に困難となる。また、
両トランスデユーサが別々の個所に設置されるため、治
療に当りトランスデユーサと生体との接触面積が広くな
り、骨の多い部分への適用が難しい。
これに対し、この発明では測温用トランスデユーサが加
温用トランスデユーサの中心部にあることにより、煩雑
な位置制御を行なうことなく測温用トランスデユーサで
加温用トランスデユーサによる加温部位、つまり腫瘍部
位からの反射波を検出して腫瘍部位の温度分布を容易に
求めることができ、また生体との接触面積も最小限で済
み、種々の部位への適用が可能となる。
温用トランスデユーサの中心部にあることにより、煩雑
な位置制御を行なうことなく測温用トランスデユーサで
加温用トランスデユーサによる加温部位、つまり腫瘍部
位からの反射波を検出して腫瘍部位の温度分布を容易に
求めることができ、また生体との接触面積も最小限で済
み、種々の部位への適用が可能となる。
第１図にこの発明に係る超音波温熱治療装置の−６＝
構成を示す。図に示すように、生体１の体表に接してウ
ォーターバス２が設けられており、このウォーターバス
２内に加温用トランスデユーサ３と測温用トランスデユ
ーサ４が配置されている。加温用トランスデユーサ３は
駆動回路５からの駆動信号により駆動され、生体１内の
腫瘍部位に向けて加温のための連続波の超音波ビームを
照射する。
ォーターバス２が設けられており、このウォーターバス
２内に加温用トランスデユーサ３と測温用トランスデユ
ーサ４が配置されている。加温用トランスデユーサ３は
駆動回路５からの駆動信号により駆動され、生体１内の
腫瘍部位に向けて加温のための連続波の超音波ビームを
照射する。
一方、測温用１−ランスデューサ４は駆動回路６からの
駆動信号により駆動されて生体１内の加温部位に向けて
バースト波の超音波ビームを送信し、かつ生体１内から
の反射波を受信する。この測温用トランスデユーサ４の
受信信号は信号処理回路７に入力され、ここで後述のよ
うにして生体１内の加温部位近傍の温度分布が算出され
る。算出された温度分布は、ＣＲＴディスプレイ８によ
り表示される。
駆動信号により駆動されて生体１内の加温部位に向けて
バースト波の超音波ビームを送信し、かつ生体１内から
の反射波を受信する。この測温用トランスデユーサ４の
受信信号は信号処理回路７に入力され、ここで後述のよ
うにして生体１内の加温部位近傍の温度分布が算出され
る。算出された温度分布は、ＣＲＴディスプレイ８によ
り表示される。
加温用トランスデユーサ３は例えば第２図に示すように
中心に孔２１を有し、かつ前面（超音波送受面）が凹面
状に形成された凹面振動子からなっている。従って、こ
の加温用トランスデユーサ３から放射される加温用の超
音波ビームパターンは、中心軸２２に対して対称で、ま
た凹面の曲率半径に相当した位置に集束点２３を持つ。
中心に孔２１を有し、かつ前面（超音波送受面）が凹面
状に形成された凹面振動子からなっている。従って、こ
の加温用トランスデユーサ３から放射される加温用の超
音波ビームパターンは、中心軸２２に対して対称で、ま
た凹面の曲率半径に相当した位置に集束点２３を持つ。
また、測温用トランスデユーサ４は図のように孔２１内
に挿入され、加温用トランスデユーサ３と中心軸２２を
共有する。
に挿入され、加温用トランスデユーサ３と中心軸２２を
共有する。
次に、信号処理回路７における温度分布の算出法につい
て具体的に説明する。本実施例においては、いわゆるス
ペクトラム・ディファレンス（５ｐｅｃｔｒｕｌ ［）
１ｆｆｅｒｅｎｃｅ 、以下Ｓ−Ｄ法という）による
局所的な超音波の減衰を測定し、その減衰係数αの周波
数変化分ｄα／ｄｆから温度を求める。すなわち、Ｓ−
Ｄ法によれば第３図に示すように、生体１内の関心領域
３０（例えば腫瘍部位）を通過するように測温用トラン
スデユーサ４からバースト状の超音波ビームを送信し、
そして関心領域３０に含まれる体表からの深さの異なる
２点３１．３２からの反射波信号を分離して受信し、く 周波数分析を行なう。周波数軸上の反射波の受信信号を
Ｒ１（ｆ）、Ｒ２（ｆ）とすると、一般に次式が成立す
ることが知られている。
て具体的に説明する。本実施例においては、いわゆるス
ペクトラム・ディファレンス（５ｐｅｃｔｒｕｌ ［）
１ｆｆｅｒｅｎｃｅ 、以下Ｓ−Ｄ法という）による
局所的な超音波の減衰を測定し、その減衰係数αの周波
数変化分ｄα／ｄｆから温度を求める。すなわち、Ｓ−
Ｄ法によれば第３図に示すように、生体１内の関心領域
３０（例えば腫瘍部位）を通過するように測温用トラン
スデユーサ４からバースト状の超音波ビームを送信し、
そして関心領域３０に含まれる体表からの深さの異なる
２点３１．３２からの反射波信号を分離して受信し、く 周波数分析を行なう。周波数軸上の反射波の受信信号を
Ｒ１（ｆ）、Ｒ２（ｆ）とすると、一般に次式が成立す
ることが知られている。
ＩＬ（ｆ）ｌ”；ｌＲ＋（ｆ１２ｅｘｐ（−４Δｚ＜ｆ
）） −−−−−−−−−＋１＋但し、ΔＺは２
点３１．３２間の距離、α（ｆ）は関心領域３０での平
均減衰係数を表わす。従って、 となる。通常、減衰係数は周波数に比例する。そこで、
ｃｙ（ｆ）＝βｆと仮定すると、ｄ云／ｄｆ−βとなり
、定数として求められる。
）） −−−−−−−−−＋１＋但し、ΔＺは２
点３１．３２間の距離、α（ｆ）は関心領域３０での平
均減衰係数を表わす。従って、 となる。通常、減衰係数は周波数に比例する。そこで、
ｃｙ（ｆ）＝βｆと仮定すると、ｄ云／ｄｆ−βとなり
、定数として求められる。
第４図に人間の肝臓における超音波減衰係数の周波数、
温度依存性のデータを示す。ここで、前記のβはデータ
の傾きを示すことになり、温度Ｔにより変化することが
わかる。従って、このｄβ／ｄＴを予め知っておけば、
βの変化分から温度の変化分が求められる。そして、体
温初期値を測定すれば絶対温度を求めることができる。
温度依存性のデータを示す。ここで、前記のβはデータ
の傾きを示すことになり、温度Ｔにより変化することが
わかる。従って、このｄβ／ｄＴを予め知っておけば、
βの変化分から温度の変化分が求められる。そして、体
温初期値を測定すれば絶対温度を求めることができる。
第５図は上記の原理に基く信号処理回路７の具体的な構
成例を示したものである。第１図におい一〇− て駆動回路７からのバースト波の駆動信号により駆動さ
れた測温用トランスデユーサ４から生体１内に送信され
た超音波は生体１内で反射され、該トランスデユーサ４
で受信される。この受信信号は第５図のタイムゲート回
路５１に入力され、第４図の深さの異なる２点３１．３
２からの反射波成分が分離して取出される。この分離さ
れた信号はスペクトラム・アナライザ５２により周波数
分析され、ディジタルメモリ５３に書込まれる。ディジ
タルメモリ５３内の信号は演算回路５４に読出され、こ
こで前記βが求められる。求められたβはメモリ５５に
記憶され、これと加温前に同様にして予め求められたβ
の値（Ｒ０とする）との比較により温度算出回路５６で
温度Ｔが算出され、これがＣＲＴディスプレイ８に送ら
れて表示される。
成例を示したものである。第１図におい一〇− て駆動回路７からのバースト波の駆動信号により駆動さ
れた測温用トランスデユーサ４から生体１内に送信され
た超音波は生体１内で反射され、該トランスデユーサ４
で受信される。この受信信号は第５図のタイムゲート回
路５１に入力され、第４図の深さの異なる２点３１．３
２からの反射波成分が分離して取出される。この分離さ
れた信号はスペクトラム・アナライザ５２により周波数
分析され、ディジタルメモリ５３に書込まれる。ディジ
タルメモリ５３内の信号は演算回路５４に読出され、こ
こで前記βが求められる。求められたβはメモリ５５に
記憶され、これと加温前に同様にして予め求められたβ
の値（Ｒ０とする）との比較により温度算出回路５６で
温度Ｔが算出され、これがＣＲＴディスプレイ８に送ら
れて表示される。
以上のようにして、この発明によれば加温用トランスデ
ユーサ３からの超音波ビームの中心軸上での温度分布を
測温用トランスデユーサ４を用いて求めることができる
。従って、この温度分布をＣＲＴディスプレイ８上の表
示から知り、それに基いて加温用トランスデユーサ３か
らの超音波ビームと生体１内の腫瘍部位との相対位置関
係を再調整したり、その超音波照射強度を調整すること
によって、治療に最適な加温状態を得ることができる。
ユーサ３からの超音波ビームの中心軸上での温度分布を
測温用トランスデユーサ４を用いて求めることができる
。従って、この温度分布をＣＲＴディスプレイ８上の表
示から知り、それに基いて加温用トランスデユーサ３か
らの超音波ビームと生体１内の腫瘍部位との相対位置関
係を再調整したり、その超音波照射強度を調整すること
によって、治療に最適な加温状態を得ることができる。
この場合、上記相対位置関係の調整のために加温用トラ
ンスデユーサ３を動かしても、それと−緒に測温用１〜
ランスデユーサ４の位置も動くので、温度分布の測定は
常に適確に行なわれる。
ンスデユーサ３を動かしても、それと−緒に測温用１〜
ランスデユーサ４の位置も動くので、温度分布の測定は
常に適確に行なわれる。
すなわち、加温用および測温用の両トランスデユーサを
別々に設けた場合には、加温用トランスデユーサを動か
すたびに測温用トランスデユーサの位置制御を必要とす
るが、本発明によればそのような煩雑な位置制御は不要
となる。
別々に設けた場合には、加温用トランスデユーサを動か
すたびに測温用トランスデユーサの位置制御を必要とす
るが、本発明によればそのような煩雑な位置制御は不要
となる。
第６図はこの発明の他の実施例に係る超音波温熱治療装
置を示すもので、第１図の構成に加えて新たにスイッチ
回路９およびタイミング回路１０が追加されている。ス
イッチ回路９はタイミング回路１０により制御され、測
温用トランスデユーサ４を測温時には第１図と同様に駆
動回路６および信号処理回路７に接続し、それ以外のと
きには駆動回路５に接続して、加温用トランスデユーサ
の一部どして使用するためのものである。また、駆動回
路６および信号処理回路７はタイミング回路１０による
制御により、測温時以外のときには動作を停止する。
置を示すもので、第１図の構成に加えて新たにスイッチ
回路９およびタイミング回路１０が追加されている。ス
イッチ回路９はタイミング回路１０により制御され、測
温用トランスデユーサ４を測温時には第１図と同様に駆
動回路６および信号処理回路７に接続し、それ以外のと
きには駆動回路５に接続して、加温用トランスデユーサ
の一部どして使用するためのものである。また、駆動回
路６および信号処理回路７はタイミング回路１０による
制御により、測温時以外のときには動作を停止する。
生体１内の加温による温度変化は通常、ゆっくり起こる
。従って、測温はリアルタイムで常時性なう必要はなく
、ある時間間隔で間欠的に行なえば十分な場合が多い。
。従って、測温はリアルタイムで常時性なう必要はなく
、ある時間間隔で間欠的に行なえば十分な場合が多い。
本実施例はこのような点に着目したもので、測温を行な
わない状態のときには測温用トランスデユーサ４も加温
用トランスデユーサとして使用されることにより（より
効果的な加温治療を実施することができる。
わない状態のときには測温用トランスデユーサ４も加温
用トランスデユーサとして使用されることにより（より
効果的な加温治療を実施することができる。
この発明は上記した実施例に限定されるものではなく、
その要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施が可能で
ある。例えば実施例では加温用トランスデユーサ３に凹
面振動子を使用したが、第７図に示すように複数の環状
振動子７１〜７３を同心円状に配列した、いわゆるアニ
ュラーアレイトランスデコーサ７０を用いてもよい。こ
の場合、測温用トランスデユーサ４はアニユラ−アレイ
トランスデユーサ７０における最内周の環状振動子７３
の内側に配置されることになる。
その要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施が可能で
ある。例えば実施例では加温用トランスデユーサ３に凹
面振動子を使用したが、第７図に示すように複数の環状
振動子７１〜７３を同心円状に配列した、いわゆるアニ
ュラーアレイトランスデコーサ７０を用いてもよい。こ
の場合、測温用トランスデユーサ４はアニユラ−アレイ
トランスデユーサ７０における最内周の環状振動子７３
の内側に配置されることになる。
また、第８図に示すように複数の板状振動子を線状に配
列した、いわゆるリニアアレイトランスデユーサ８０を
用い、８１．８２の部分を加温用トランスデユーサ３と
して使用し、中心部の１個ないし複数個の振動子からな
る部分８３を測温用トランスデユーサ４として用いるこ
とも可能である。
列した、いわゆるリニアアレイトランスデユーサ８０を
用い、８１．８２の部分を加温用トランスデユーサ３と
して使用し、中心部の１個ないし複数個の振動子からな
る部分８３を測温用トランスデユーサ４として用いるこ
とも可能である。
また、これら第７図あるいは第８図に示したようなトラ
ンスデユーサと、第６図に示した実施例とを組合わせる
ことも可能である。
ンスデユーサと、第６図に示した実施例とを組合わせる
ことも可能である。
第１図はこの発明の一実施例に係る超音波温熱治療装置
の構成を示す図、第２図はこの発明で用いる加温用およ
び測温用トランスデユーサの一例を示す図、第３図は生
体内の超音波音速変化を利用した温度測定の原理の一例
を説明するための図、第４図は人間の肝臓における超音
波減衰係数の温度２周波数依存性を示す図、第５図は信
号処理回路の具体的な構成を示すブロック図、第６図は
この発明の他の実施例に係る超音波温熱治療装置の構成
を示す図、第７図および第８図はこの発明で用いる加温
用および測温用トランスデユーサの他の構成例を示す図
である。 １・・・生体、２・・・ウォーターバス、３・・・加温
用１〜ランスデユ〜す、４・・・測温用トランスデユー
サ、５・・・加温用トランスデユーサの駆動回路、６・
・・測温用トランスデユーサの駆動回路、７・・・信号
処理回路、８・・・ＣＲＴディスプレイ、９・・・スイ
ッチ回路、１０・・・タイミング回路、２１・・・孔、
２２・・・加温用超音波ビームの中心軸、２３・・・加
温用超音波ビームの集束点、７０・・・アニユラ−アレ
イトランスデユーサ、７１〜７３・・・環状振動子、８
０・・・リニアアレイトランスデユーサ。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 （ｕＪ：ｌ／９ｐ）対′ｆｌヤご 第５図 ダ７ 第６図 簀力 〔Ｂ 路
５０り ω 鈴ＲＴ イ２号処 テ１スフ−レ
イフィロ、７．。、 １０ 第７図 第８図
の構成を示す図、第２図はこの発明で用いる加温用およ
び測温用トランスデユーサの一例を示す図、第３図は生
体内の超音波音速変化を利用した温度測定の原理の一例
を説明するための図、第４図は人間の肝臓における超音
波減衰係数の温度２周波数依存性を示す図、第５図は信
号処理回路の具体的な構成を示すブロック図、第６図は
この発明の他の実施例に係る超音波温熱治療装置の構成
を示す図、第７図および第８図はこの発明で用いる加温
用および測温用トランスデユーサの他の構成例を示す図
である。 １・・・生体、２・・・ウォーターバス、３・・・加温
用１〜ランスデユ〜す、４・・・測温用トランスデユー
サ、５・・・加温用トランスデユーサの駆動回路、６・
・・測温用トランスデユーサの駆動回路、７・・・信号
処理回路、８・・・ＣＲＴディスプレイ、９・・・スイ
ッチ回路、１０・・・タイミング回路、２１・・・孔、
２２・・・加温用超音波ビームの中心軸、２３・・・加
温用超音波ビームの集束点、７０・・・アニユラ−アレ
イトランスデユーサ、７１〜７３・・・環状振動子、８
０・・・リニアアレイトランスデユーサ。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 （ｕＪ：ｌ／９ｐ）対′ｆｌヤご 第５図 ダ７ 第６図 簀力 〔Ｂ 路
５０り ω 鈴ＲＴ イ２号処 テ１スフ−レ
イフィロ、７．。、 １０ 第７図 第８図
Claims (5)
- （１）生体内の所望部位を加温するための超音波ビーム
を放射する加温用トランスデューサと、この加温用トラ
ンスデューサを駆動する手段と、前記加温用トランスデ
ューサの中心部に配置され、前記加温用トランスデュー
サからの超音波ビーム放射方向と同一方向に超音波ビー
ムを送信しかつ生体内からの反射波を受信する測温用ト
ランスデューサと、この測温用トランスデューサの受信
信号を処理し生体内の温度分布を算出する手段と、この
手段により得られた温度分布データを表示する手段とを
備えたことを特徴とする超音波温熱治療装置。 - （２）前記加温用トランスデューサは中心部に孔を有す
る凹面振動子であり、前記測温用トランスデューサは上
記凹面振動子の上記孔内に配置されていることを特徴と
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）前記加温用トランスデューサは複数の環状振動子
を同心円状に配列したアニュラーアレイトランスデュー
サであり、前記測温用トランスデューサは上記アニュラ
ーアレイトランスデューサにおける最内周の環状振動子
の内側に配置されてい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）加温用トランスデューサは複数の振動子を線状に
配列したリニアアレイトランスデューサであり、前記測
温用トランスデューサは上記リニアアレイトランスデュ
ーサの中心部にある１個ないし複数個の振動子であるこ
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。 - （５）前記温度分布算出手段は間欠的に温度分布を算出
するものであり、前記測温用トランスデューサは生体内
の温度分布を算出しない状態のとき加温用トランスデュ
ーサの一部として使用されることを特徴とする特許請求
の範囲第１項、第２項、第３項または第４項記載の超音
波温熱治療装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5171685A JPS61209657A (ja) | 1985-03-15 | 1985-03-15 | 超音波温熱治療装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5171685A JPS61209657A (ja) | 1985-03-15 | 1985-03-15 | 超音波温熱治療装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61209657A true JPS61209657A (ja) | 1986-09-17 |
Family
ID=12894611
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5171685A Pending JPS61209657A (ja) | 1985-03-15 | 1985-03-15 | 超音波温熱治療装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61209657A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2016522712A (ja) * | 2013-05-08 | 2016-08-04 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 超音波照射デバイス及び超音波照射方法 |
| JP2017153727A (ja) * | 2016-03-02 | 2017-09-07 | 公立大学法人大阪府立大学 | 脂肪診断用超音波プローブ |
-
1985
- 1985-03-15 JP JP5171685A patent/JPS61209657A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2016522712A (ja) * | 2013-05-08 | 2016-08-04 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 超音波照射デバイス及び超音波照射方法 |
| JP2017153727A (ja) * | 2016-03-02 | 2017-09-07 | 公立大学法人大阪府立大学 | 脂肪診断用超音波プローブ |
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