WO2014192757A1 - 超音波医用装置 - Google Patents

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WO2014192757A1
WO2014192757A1 PCT/JP2014/063997 JP2014063997W WO2014192757A1 WO 2014192757 A1 WO2014192757 A1 WO 2014192757A1 JP 2014063997 W JP2014063997 W JP 2014063997W WO 2014192757 A1 WO2014192757 A1 WO 2014192757A1
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WO
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modulation frequency
displacement
coagulation
measurement
ultrasonic
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PCT/JP2014/063997
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English (en)
French (fr)
Inventor
東　隆
佐々木　明
良佑 青柳
高木　周
射谷　和徳
圭祐 藤原
竹内　秀樹
Original Assignee
国立大学法人東京大学
日立アロカメディカル株式会社
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Publication date
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0833—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures
    • A61B8/085—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures for locating body or organic structures, e.g. tumours, calculi, blood vessels, nodules
    • 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
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    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00589—Coagulation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0052—Ultrasound therapy using the same transducer for therapy and imaging

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic medical device for measuring coagulation of a tissue.
  • a treatment method in which, for example, a living body is irradiated with high intensity ultrasound (HIFU: High Intensity Focused Ultrasound), and a treatment site such as a tumor is heated and coagulated using the acoustic energy.
  • HIFU High Intensity Focused Ultrasound
  • the ultrasonic wave of the HIFU is amplitude-modulated with the modulation frequency f M and the intensity of the radiation force is changed to excite vibrations in the tissue at the focal site, and the displacement or velocity of the vibrations is measured by the ultrasonic diagnostic apparatus.
  • HMI Hardmonic Motion Imaging
  • f M modulation frequency
  • the present invention was made in the course of its research and development, and its purpose is to increase measurement accuracy in the measurement of tissue coagulation using ultrasound.
  • a suitable ultrasonic medical apparatus for the above purpose includes a displacement wave processing unit that forms a displacement ultrasonic beam to displace a tissue in a region of interest, and a measurement ultrasonic beam that forms a reception signal from the region of interest.
  • a measurement wave processing unit to be obtained, a modulation control unit for controlling a modulation process for the displacement ultrasonic beam, and a tissue displacement at the region of interest are measured based on a received signal obtained via the measurement ultrasonic beam.
  • a coagulation measurement unit that measures coagulation of the tissue at the site of interest based on the measurement result of the displacement, and the modulation control unit has a relatively high modulation frequency and a relatively low modulation.
  • the displacement measuring unit measures the displacement of the tissue in the region of interest for each modulation frequency
  • the coagulation measuring unit measures local coagulation in the region of interest based on the measurement result of the displacement with the relatively high modulation frequency, and based on the measurement result of the displacement with the relatively low modulation frequency, It measures the coagulation in a wide area.
  • the measurement ultrasonic beam is, for example, a diagnostic ultrasonic beam in a general ultrasonic diagnostic apparatus, and can be formed using a diagnostic ultrasonic transducer.
  • the ultrasonic beam for displacement is formed by ultrasonic waves having a relatively high intensity that can displace the tissue by the radiation force.
  • the displacement ultrasonic beam has a higher intensity than the diagnostic ultrasonic beam, and may be formed by, for example, high intensity ultrasound (HIFU: High Intensity / Focused / Ultrasound).
  • HIFU High Intensity / Focused / Ultrasound
  • the tissue may be heated and coagulated by the intense focused ultrasound (HIFU).
  • HIFU intense focused ultrasound
  • a treatment site to be treated by heating is a site of interest.
  • the tissue can be displaced in a limited area in a relatively narrow area with a relatively high modulation frequency, and a smaller (local) coagulation is detected as the displacement area is narrower. be able to. Therefore, for example, the presence or absence of local coagulation immediately after generation and the timing of coagulation can be measured with high accuracy by a relatively high modulation frequency.
  • the tissue can be displaced in a relatively wide region by a relatively low modulation frequency, and larger (wide area) coagulation can be detected as the displacement region is wider. Therefore, with a relatively low modulation frequency, it is possible to measure, for example, a wide range of coagulation after progression and a treatment end timing by heating with high accuracy.
  • the relatively high modulation frequency and the relatively low modulation frequency are not limited to two modulation frequencies.
  • more than two different modulation frequencies may be used, with the highest modulation frequency measuring the most localized clotting, and gradually increasing the broad (regional) clotting as the modulation frequency is lowered. Also good.
  • the degree of coagulation in addition to the presence or absence of coagulation and the size (size) of coagulation, the degree of coagulation (strain and hardness of tissue) may be measured.
  • the coagulation measurement unit measures the size of coagulation at a site of interest based on a measurement result of displacement obtained for each modulation frequency.
  • the method further includes a treatment wave processing unit that forms a therapeutic ultrasonic beam to heat and treat the tissue of the region of interest
  • the coagulation measurement unit includes a plurality of time phases within the heating period.
  • the size of the local coagulation in the time phase in the early stage of coagulation is measured based on the measurement result of the displacement by the relatively high modulation frequency.
  • measuring the size of the solidification in a wide area in the time phase after the progress of solidification based on the measurement result of the displacement by the relatively low modulation frequency.
  • the image processing apparatus further includes an image forming unit that forms a coagulation state image in which a plurality of time phases are indicated on one axis and the size of coagulation measured for each time phase is indicated on the other axis.
  • the displacement wave processing unit forms a displacement ultrasonic beam by combining the modulation processing with the relatively high modulation frequency and the modulation processing with the relatively low modulation frequency
  • the displacement measurement unit includes: Measuring a displacement of a tissue in a region of interest for each modulation frequency by extracting a frequency component corresponding to each modulation frequency from a reception signal obtained through the measurement ultrasonic beam.
  • the displacement wave processing unit mutually transmits the displacement ultrasonic beam modulated by the relatively high modulation frequency and the displacement ultrasonic beam modulated by the relatively low modulation frequency.
  • the measurement wave processing unit forms an ultrasonic beam for measurement in the time phase corresponding to the modulation frequency for each modulation frequency, and the displacement measurement unit forms the modulation wave for each modulation frequency. Based on a received signal obtained through the formed ultrasonic beam for measurement, the displacement of the tissue at the site of interest is measured for each modulation frequency.
  • the modulation control unit detects the relatively low modulation frequency from the relatively high modulation frequency when the coagulation size measured based on the measurement result of the displacement by the relatively high modulation frequency reaches a threshold value.
  • the displacement wave processing unit is controlled to switch to a modulation frequency.
  • measurement accuracy can be improved in measurement of tissue coagulation using ultrasonic waves.
  • the presence or absence of local coagulation immediately after occurrence can be measured with high accuracy by a relatively high modulation frequency.
  • the start time of coagulation can be known, the amount of attenuation from the body surface to the focal point, the effect of non-uniform acoustic characteristics on the propagation path, etc. Corrects non-ideal effects that vary from patient to patient when the energy input from the sound source forms a sound pressure peak at the focal point, individual differences in the amount of ultrasonic absorption at the focal point, thermal characteristics, blood flow, etc. Even if a constant sound pressure peak is formed at the focal point, it can be used as data for correcting the effect of different temperature rise values.
  • FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of an ultrasonic medical apparatus suitable for implementing the present invention.
  • 2 is a timing chart showing the operation of the ultrasonic medical apparatus in FIG. 1. It is a figure for demonstrating the vibration of the structure
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of an ultrasonic medical apparatus (the present ultrasonic medical apparatus) suitable for implementing the present invention.
  • This ultrasonic medical apparatus has an ultrasonic probe 10, and the ultrasonic probe 10 includes a HIFU transducer 10H and a diagnostic transducer 10D.
  • the HIFU vibrator 10H is a vibrator that transmits strong focused ultrasound (HIFU), and includes, for example, a plurality of vibration elements arranged two-dimensionally.
  • HIFU strong focused ultrasound
  • the HIFU transducer 10H forms a therapeutic ultrasonic beam TB toward the treatment site P such as cancer or tumor, transmits a strong focused ultrasound, and heats and treats the treatment site P. Used.
  • the HIFU vibrator 10H forms a displacement ultrasonic beam EB toward the treatment site P and transmits an ultrasonic wave for generating displacement, and generates a radiation force at the treatment site P to displace the tissue.
  • the displacement ultrasonic beam EB is a beam formed with such an intensity that an effective radiation force is generated at the treatment site P.
  • the treatment ultrasonic beam TB may be used as the displacement ultrasonic beam EB. Good.
  • the diagnostic transducer 10D includes, for example, a plurality of vibration elements arranged two-dimensionally. For example, a comparison for forming an ultrasound image on a subject (patient) having a treatment site P is performed. Send and receive weak ultrasonic waves. That is, ultrasonic waves having the same intensity (energy) as that of a known general ultrasonic diagnostic apparatus are transmitted and received.
  • the diagnostic transducer 10D forms the measurement ultrasonic beam MB toward the treatment site P, transmits and receives the measurement ultrasonic wave, and obtains a reception signal along the measurement ultrasonic beam MB.
  • the received signal obtained along the measurement ultrasonic beam MB is used to measure the displacement at the treatment site P due to the radiation force of the displacement ultrasonic beam EB.
  • the ultrasonic probe 10 has, for example, an inner surface that is recessed in a bowl shape as a vibrator surface. Then, for example, the diagnostic transducer 10D is provided at the bottom portion located in the center of the inside which is recessed in the bowl shape, and the HIFU transducer 10H is provided so as to surround the diagnostic transducer 10D.
  • the shape of the transducer surface of the ultrasonic probe 10 is not limited to a bowl shape, and it is desirable that the shape be adapted to, for example, a therapeutic application. Moreover, all the vibration elements or some vibration elements may be used in combination for both HIFU use and diagnosis use.
  • the measurement diagnosis block 20 includes a transmission / reception unit 22 that controls transmission / reception of the diagnostic transducer 10D.
  • the transmission / reception unit 22 outputs a transmission signal corresponding to each of the plurality of vibration elements constituting the diagnostic transducer 10D, thereby controlling the diagnostic transducer 10D to form a transmission beam.
  • a received signal is obtained along the received beam by performing a phasing addition process on the received signal obtained from each of the vibration elements.
  • the transmitter / receiver 22 scans a diagnostic ultrasonic beam within a three-dimensional space or cross section including the treatment site P, and collects reception signals for images. Then, based on the collected received signals, the ultrasonic image forming unit 28 forms image data of a three-dimensional ultrasonic image or a two-dimensional tomographic image, and an ultrasonic image corresponding to the image data is displayed on the display unit 50. Is displayed.
  • the user confirms the position of the treatment site P from the ultrasonic image displayed on the display unit 50, and uses the operation device (not shown) to obtain the position information of the treatment site P in this ultrasonic medical apparatus.
  • the ultrasonic medical apparatus may obtain the position information by confirming the position of the treatment site P by image analysis processing or the like on the ultrasonic image.
  • the transmitting / receiving unit 22 controls the diagnostic transducer 10D to form the measurement ultrasonic beam MB, and obtains a reception signal along the measurement ultrasonic beam MB.
  • the displacement measurement part 24 measures the displacement in the treatment site
  • the coagulation measurement unit 25 measures the coagulation of the tissue at the treatment site P based on the measurement result of the displacement at the treatment site P.
  • the coagulation image forming unit 26 forms a coagulation state image based on the measurement result of coagulation at the treatment site P, and the coagulation state image is displayed on the display unit 50. Processing in the displacement measuring unit 24, the coagulation measuring unit 25, and the coagulated image forming unit 26 will be described in detail later.
  • the therapeutic radiation block 30 includes a therapeutic transmitter 32, and the therapeutic transmitter 32 outputs a transmission signal corresponding to each of a plurality of vibration elements constituting the HIFU transducer 10H, thereby HIFU.
  • the ultrasonic transducer for treatment 10H is controlled to form a therapeutic ultrasonic beam TB.
  • the therapeutic transmission unit 32 is controlled by the control unit 40, and for example, a therapeutic ultrasonic beam TB with a focus set in the treatment site P is formed.
  • the therapeutic radiation block 30 includes a displacement transmitter 34.
  • the displacement transmitter 34 outputs a transmission signal corresponding to each of the plurality of vibration elements constituting the HIFU transducer 10H, thereby HIFU.
  • the displacement transducer 10H is controlled to form the displacement ultrasonic beam EB.
  • the displacement ultrasonic beam EB is subjected to modulation processing, and the modulation frequency in the modulation processing is controlled by the modulation frequency control unit 36.
  • the modulation frequency control unit 36 is controlled by the control unit 40.
  • the ultrasonic medical device When the focused ultrasound (HIFU) is transmitted along the therapeutic ultrasound beam TB and the treatment site P is heated, the tissue of the treatment site P is coagulated. It is known that the elastic modulus (Young's modulus) of the tissue increases before and after the solidification. In order to know the change in the elastic modulus of the tissue, the ultrasonic medical device generates an radiating force by transmitting an ultrasonic wave along the displacing ultrasonic beam EB, and at the treatment site P due to the radiating force. Measure tissue displacement. The measurement of the displacement is performed based on the received signal obtained along the measurement ultrasonic beam MB.
  • each unit in the measurement diagnosis block 20 and each unit in the treatment radiation block 30 can be realized by using hardware such as a processor or an electronic circuit, respectively.
  • the control unit 40 is configured by, for example, hardware having a calculation function and software (program) that defines the operation thereof.
  • the display unit 50 is, for example, a liquid crystal display.
  • the measurement diagnosis block 20 may be realized by a general ultrasonic diagnosis apparatus.
  • the ultrasonic medical apparatus may be embodied by a system that combines an ultrasonic therapeutic apparatus corresponding to the therapeutic radiation block 30 and an ultrasonic diagnostic apparatus corresponding to the measurement diagnostic block 20.
  • FIG. 2 is a timing chart showing the operation of the ultrasonic medical apparatus (present ultrasonic medical apparatus) in FIG. 1 are referred to in FIG. 1 in the following description.
  • the main trigger is a signal indicating the start timing of treatment by high intensity focused ultrasound (HIFU).
  • HIFU high intensity focused ultrasound
  • the frame trigger is a signal indicating the frame start of the measurement ultrasonic beam MB.
  • the transmitter / receiver 22 sequentially forms a plurality of measurement ultrasonic beams MB toward the treatment site P, for example, from the rising timing of the frame trigger. For example, between two frame triggers, 10 transmission beams are formed toward the treatment site P, and 20 reception beams are formed, two for each transmission beam. Of course, the number of transmission beams and reception beams is not limited to the above specific example.
  • the heating period signal is a signal indicating the heating process period of the treatment site P by the therapeutic ultrasound beam TB, and in the period from the rise to the fall of the heating period signal, for example, the treatment ultrasound beam is focused on the treatment site P. TB is formed.
  • the measurement period trigger is a signal indicating the displacement measurement period, and the period from the rise to the fall of the measurement period trigger is the displacement measurement period.
  • the modulation signal is a modulation signal used for modulation processing of the therapeutic ultrasonic beam TB, and is output from the modulation frequency control unit 36 to the displacement transmission unit 34, for example.
  • the HIFU signal is a transmission signal of the therapeutic ultrasonic beam TB, and is obtained by the displacement transmitter 34 by amplitude-modulating a continuous wave having a frequency of about 2 MHz, for example, according to the modulation signal.
  • the modulation signal has an amplitude of 0 (zero) in the measurement period from the rise to the fall of the measurement period trigger. As a result, the amplitude of the HIFU signal also becomes 0 in the measurement period, and the therapeutic ultrasonic beam TB in the measurement period. Transmission is stopped.
  • the measurement period trigger is output with a delay amount (Delay) with respect to the frame trigger.
  • This delay amount is appropriately adjusted by the user, for example. Accordingly, one or several measurement ultrasonic beams MB that fall within the measurement period among a plurality of measurement ultrasonic beams MB (for example, 20 reception beams) formed between two frame triggers. Are selectively used for measurement.
  • the ultrasonic beam EB for displacement to generate a displacement amplitude-modulated at a modulation frequency f M, by varying the intensity of the radiation force, excites vibration in the focus tissue at the site, of the vibration
  • the displacement is measured using the ultrasonic beam for measurement MB.
  • the modulation frequency control unit 36 controls the modulation frequency f M of the displacement ultrasonic beam EB.
  • frequency modulation of the modulation frequency f M may be utilized.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the vibration of the tissue due to the modulation-generated ultrasonic waves for displacement generation.
  • the displacement ultrasonic beam EB is formed along the advancing direction (vertical direction) indicated by the arrow in FIG. 3 and irradiated with ultrasonic waves, in the tissue, from the center of the displacement ultrasonic beam EB in both the left and right directions.
  • a transverse wave called a shear wave is generated that travels toward you. Frequency of oscillation of the shear wave is twice the modulation frequency f M of the ultrasonic displacements generated.
  • FIG. 3 shows two waveforms, a shear wave generated by an ultrasonic wave having a relatively high modulation frequency and a shear wave generated by an ultrasonic wave having a relatively low modulation frequency.
  • the modulation frequency is higher, the vibration site of the tissue is localized, so that the position resolution in the displacement measurement is increased, which is suitable for detecting a minute coagulation region.
  • the modulation frequency is high, the region of displacement is narrow, so that it is not suitable for detection of coagulation over a wide area exceeding the region of displacement, and a low modulation frequency is desirable for detection of coagulation over a wide area.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the relationship between the modulation frequency and coagulation.
  • FIG. 4 schematically shows a displacement ultrasonic beam EB radiated from the ultrasonic probe 10, and a coagulation region and a vibration region in the tissue.
  • ⁇ A> shows a case where a modulation process with a relatively high modulation frequency (for example, about 200 Hz) is performed on the displacement ultrasonic beam EB.
  • a relatively high modulation frequency for example, about 200 Hz
  • the vibration region becomes relatively small and local, and the change in the average elastic modulus of the tissue within the local vibration region is large, which is suitable for detection of a small coagulation region.
  • ⁇ B> shows a case where a modulation process with a relatively low modulation frequency (for example, about 30 Hz) is performed on the displacement ultrasonic beam EB.
  • a relatively low modulation frequency for example, about 30 Hz
  • the vibration region becomes relatively large and wide, and the change in the average elastic modulus of the tissue within the wide vibration region can be measured, which is suitable for detection of a large coagulation region.
  • FIG. 5 is a diagram showing experimental results of the coagulation size detected for each modulation frequency.
  • FIG. 5 shows three experimental results with modulation frequencies of 34 Hz, 67 Hz, and 102 Hz.
  • the horizontal axis represents the time during which the measurement site was heated, and the vertical axis represents the measured coagulation size.
  • a measurement result U obtained multiple times using the measurement ultrasonic beam MB and an optical measurement result P are shown.
  • the optical measurement result P is a reference value of the actual coagulation size.
  • the modulation frequency 34 Hz is 10 to 18 seconds
  • the modulation frequency 67 Hz is 10 to 15 seconds
  • the modulation frequency 102 Hz is 4 to 10 seconds.
  • the start of clotting is detected. That is, the higher the modulation frequency, the more appropriately the start of coagulation is detected.
  • the start of coagulation is detected at substantially the same time as the optical measurement result P, which is a reference value of the actual coagulation size.
  • a straight line R shown in each experimental result indicates a range (vibration range) giving vibration (displacement).
  • the vibration range is about 13 mm at a modulation frequency of 34 Hz and about 8 mm at a modulation frequency of 67 Hz. It is about 7 mm at a frequency of 102 Hz.
  • the measurement result of the coagulation size within the vibration range, that is, below the straight line R is a reliable region. The lower the modulation frequency, the better the detection of coagulation in a wide area.
  • the ultrasonic beam for displacement EB is modulated using a relatively high modulation frequency and a relatively low modulation frequency, and the presence or absence of local coagulation immediately after the occurrence is determined by the relatively high modulation frequency. Measure with high accuracy, and measure the degree of coagulation in a wide area after proceeding with a relatively low modulation frequency. Therefore, in this ultrasonic medical apparatus, at least two modulation frequencies are used. In this ultrasonic medical apparatus, for example, the modulation frequency is selected by the following method while keeping the frame rate constant.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a specific example of setting the modulation frequency.
  • the modulation frequency is determined by the following equation.
  • Modulation frequency (Hz) ⁇ frame rate (Hz) / prime number ⁇ ⁇ natural number N
  • the frame rate (Hz) and prime number in Equation 1 are appropriately set according to, for example, the specifications of the apparatus and the treatment target. A specific example in which the frame rate is 500 Hz and the prime number is 13 will be described below.
  • the modulation frequency (Hz) obtained by the equation (1) is the modulation frequency 1 (38.46 Hz) when the natural number N is the identification number (modulation frequency N) of the modulation frequency.
  • Modulation frequency 2 (76.92 Hz),..., Modulation frequency 5 (192.30 Hz),.
  • the frame rate is a period of the frame trigger (FIG. 2), and this is a period in which the measurement of displacement is repeated at the same position by the measurement ultrasonic beam MB. That is, the frame rate is the sampling rate in the displacement measurement.
  • ⁇ A> indicates the phase of one period of the modulation signal
  • the phase number (phase 1 to phase 13) indicates the phase position (phase) when one period of the modulation signal is equally divided by the prime number 13.
  • ⁇ B> shows the correspondence between the phase number (phase 1 to phase 13) and the sampling number (SP1 to SP13) which is the data acquisition order for each modulation frequency.
  • the modulation frequency 1 (38.46 Hz) is 1/13 of the frame rate (500 Hz) according to Equation (1). That is, the sampling rate in the displacement measurement is 13 times the modulation frequency 1. Therefore, when the data of sampling number 1 (SP1) is obtained in phase 1 with the arrangement of the phase numbers shown in ⁇ A>, the data of sampling number 2 (SP2) is obtained in phase 2, and then ⁇ B>. As shown, data is obtained in the order of phase 3, phase 4, phase 5,..., Sampling number 13 (SP13) data is obtained in phase 13, and 13 data for one period are collected. The This state is shown in FIG.
  • the modulation frequency 2 (76.92 Hz) is 2/13 of the frame rate (500 Hz). That is, the sampling rate in the displacement measurement is 13/2 times the modulation frequency 2. Therefore, when the data of sampling number 1 (SP1) is obtained in phase 1 with the arrangement of the phase numbers shown in ⁇ A>, the data of sampling number 2 (SP2) is obtained in phase 3, and then ⁇ B> As shown, when data is obtained in the order of phase 5, phase 7, phase 9,... And data of sampling number 7 (SP7) is obtained in phase 13, sampling number 8 (in phase 2 of the next cycle) SP8) data is obtained. Further, as shown in ⁇ B>, data is obtained in the order of phase 4, phase 6, phase 8,..., And data of sampling number 13 (SP13) is obtained in phase 12. That is, as shown in ⁇ B>, by obtaining data from sampling numbers 1 to 13 (SP1 to SP13), data for one cycle from phase 1 to phase 13 (two cycles on the waveform) is collected. Is done. This state is shown in FIG.
  • the modulation frequency 5 (192.30 Hz) is 5/13 of the frame rate (500 Hz). That is, the sampling rate in the displacement measurement is 13/5 times the modulation frequency 5. Therefore, when the data of sampling number 1 (SP1) is obtained in phase 1 with the arrangement of the phase numbers shown in ⁇ A>, the data is also obtained in order as shown in ⁇ B>, and sampling numbers 1 to 13 are obtained. By obtaining data from (SP1 to SP13), data for one period from phase 1 to phase 13 is collected.
  • the modulation frequency setting shown in FIG. 6 it is possible to collect data with no phase deviation with a relatively small number of samplings (for example, 13), and the problem of aliasing can be avoided. Note that, by collecting data without phase deviation, the value of RMS (Root Mean Squre) becomes a value that does not greatly deviate from the value of RMS when sufficiently finely sampled.
  • RMS Root Mean Squre
  • the modulation frequency is determined by the above-described equation (1), the displacement ultrasonic beam EB is modulated using a relatively high modulation frequency and a relatively low modulation frequency, and a relatively high modulation frequency is obtained.
  • this ultrasonic medical device uses a plurality of modulation frequencies including a relatively high modulation frequency and a relatively low modulation frequency. Therefore, a specific example using a plurality of modulation frequencies will be described below.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a specific example 1 using a composite wave having a plurality of modulation frequencies.
  • the ratio of the time during which the temperature rises and the time during which the temperature falls Is 16: 4, and the rising time is four times the falling time, so that the temperature can be increased efficiently.
  • the above-mentioned increase / decrease ratio may not necessarily be obtained depending on the phase of the modulated wave, but the above relationship is generally established when the entire treatment time is viewed.
  • the modulation frequency is set (S702).
  • the modulation period sufficiently lower than the measurement period (see FIG. 2), the influence of the measurement period on the vibration can be reduced or avoided.
  • the measurement period is 400 ⁇ s, it is necessary to make the modulation frequency sufficiently lower than 2.5 kHz.
  • the wavelength of the shear wave is shorter than about 10 cm. If the sound velocity of the shear wave (transverse wave) is 1 m / s, the modulation frequency at which the wavelength of the shear wave is 10 cm or less is 10 Hz or more.
  • a relatively low modulation frequency is 38.46 Hz
  • a relatively high modulation frequency is 192.30 Hz.
  • the tissue of the treatment site P is vibrated by the displacement ultrasonic beam EB obtained by the modulation processing combining the high modulation frequency (192.30 Hz) and the low modulation frequency (38.46 Hz), and the measurement ultrasonic beam MB
  • the data for measuring the displacement is collected via (S703).
  • data of sampling numbers 1 to 13 (SP1 to SP13) is collected.
  • two sets of data are collected to reduce or eliminate the influence of noise and the like. Is done. Of course, two or more sets of data may be collected.
  • the modulation method includes the modulation method having no DC component shown in FIG. 9 and the modulation method having a DC component, and the manner in which the frequency component of the radiation force appears is different.
  • the modulation frequency of the drive waveform is NL, NH.
  • the vibration components measured are 6 kinds of radiation components of 2NL, 2NH, DC, NH-NL, NH + NL, NL-NH, M-2NH, M-2NL, M-NM-NL. , M-NH + NL, and aliasing components resulting from sampling with four types of M exist.
  • DC is a difference frequency component between NLs or NHs.
  • NL-NH is usually negative, but it is necessary to consider this when considering the coincidence with aliasing.
  • only conditions under which NH and NL can be distinguished and measured independently are applicable, so let's examine this.
  • a condition in which the vibration component and the aliasing component of the radiation force coincide is examined.
  • the conditions for matching aliasing components are the same as in pattern (1).
  • vibration components to be measured are eight kinds of vibration components of radiant force of NL, NH, 2NL, 2NH, DC, NH-NL, NH + NL, NL-NH, M-NH, M-NL, M -2NH, M-2NL, M-NM-NL, M-NH + NL, M + NH-NL and aliasing components resulting from sampling with 7 types of M exist.
  • vibration components to be measured are eight kinds of vibration components of radiant force of NL, NH, 2NL, 2NH, DC, NH-NL, NH + NL, NL-NH, M-NH, M-NL, M -2NH, M-2NL, M-NM-NL, M-NH + NL, M + NH-NL and aliasing components resulting from sampling with 7 types of M exist.
  • vibration components to be measured are eight kinds of vibration components of radiant force of NL, NH, 2NL, 2NH, DC, NH-NL, NH + NL, NL-NH, M-NH, M-NL, M
  • the two modulation frequencies include 1 and 5, 8, 9, 2 and 10, 3 and 11 and the like. It turns out that it is suitable. Compared to the case where there is no DC component and the case where there is no DC component, there are many options for the modulation frequency when there is no DC component, but the DC component may be included due to nonlinearity of the transmission amplifier. If it is difficult to set severe restrictions on the performance of the amplifier, it is better to select the case where the DC component is present.
  • the displacement is then measured based on the collected data (S704).
  • the high modulation frequency component and the low modulation frequency component are separated (S705).
  • a vibration component (displacement component) corresponding to a high modulation frequency (192.30 Hz) and a vibration component (displacement component) corresponding to a low modulation frequency (38.46 Hz) are separated using a band pass filter or the like. Extracted.
  • the data component corresponding to the high modulation frequency and the data component corresponding to the low modulation frequency may be separated, and the displacement may be measured for each modulation frequency in S704.
  • the separation of the two frequency components and the order of the RMS are important. Since RMS is squared once, a sum frequency and a difference frequency of two frequencies are generated, which also causes aliasing, which may further narrow the available conditions in FIG. .
  • coagulation is measured based on the vibration component obtained for each modulation frequency component (S706).
  • the root mean square (RMS) of the displacement that is, the effective value is calculated from the vibration component (displacement component) obtained over two sets (two frames).
  • the effective value is set as the amplitude value of the current phase (latest time phase).
  • the amplitude value of the current phase becomes 70% of the amplitude value in the time phase serving as a reference before the heat treatment, the depth of the current phase. It is determined that solidification has started.
  • a solidification size (solidification size) is calculated from the range of the plurality of depths.
  • a method of detecting coagulation at each depth (each position) and mapping the detection result to, for example, an image or the like is referred to as LMI (LocalizedmagMotion Imaging).
  • the current phase amplitude value may be obtained by using fitting or lock-in detection instead of the effective value.
  • fitting or lock-in detection data is rearranged before using these. That is, as described with reference to FIG. 6, for example, at a high modulation frequency (modulation frequency 5: 192.30 Hz), the acquisition order of the sampling numbers SPn, that is, the order of SP1, SP2, SP3,. Since the order of the phase numbers is deviated, the sampling numbers SPn are rearranged so as to be in the order of the phase numbers as shown in FIG.
  • HIFU intense focused ultrasound
  • the HIFU is irradiated for about 0.5 to 1.0 seconds by the therapeutic ultrasonic beam TB.
  • the measurement process from S703 to S706 is executed in the next measurement period (see FIG. 2), and HIFU is irradiated in S707 after the measurement period.
  • the therapeutic ultrasonic beam TB is used as the measurement ultrasonic beam MB
  • the HIFU that combines the high modulation frequency and the low modulation frequency is irradiated in S707, and the vibration components remaining after the HIFU irradiation are S703- Measured in S706.
  • the treatment at the treatment site P is completed. Further, in the measurement of coagulation in S706, the treatment at the treatment site P may be terminated when the target coagulation size is confirmed. When the treatment at the treatment site P is completed, the treatment site P at another position may be treated.
  • FIG. 14 is a flowchart showing a specific example 2 of switching a plurality of modulation frequencies. Also in the specific example 2 of FIG. 14, first, the frame rate is set (S801), and the modulation frequency is set (S802). The processing in S801 and S802 is the same as the processing in S701 and S702 of FIG. That is, the frame rate is set to 500 Hz in S801, and the low modulation frequency is set to 38.46 Hz and the high modulation frequency is set to 192.30 Hz in S802.
  • data is separately collected and measured for the low modulation frequency and the high modulation frequency. That is, first, the tissue of the treatment site P is vibrated by the displacement ultrasonic beam EB obtained by the modulation process using the low modulation frequency, and the displacement measurement data is collected through the measurement ultrasonic beam MB. (S803). For example, two sets of data are collected as in S703 of FIG. Next, the displacement (vibration component) is measured based on the collected data (S804). For example, the displacement is calculated for each depth by a process similar to S704 in FIG.
  • the tissue of the treatment site P is vibrated by the displacement ultrasonic beam EB obtained by the modulation process using the high modulation frequency, and the displacement measurement data is collected via the measurement ultrasonic beam MB ( S805).
  • the displacement vibration component
  • S806 the displacement is measured based on the collected data.
  • the displacement is calculated for each depth by a process similar to S704 in FIG.
  • the coagulation is measured based on the vibration component obtained for each modulation frequency component (S807).
  • the processing similar to S706 in FIG. 8 determines the depth at which solidification has started in the current phase, and calculates the solidification size (solidification size) in the current phase.
  • HIFU intense focused ultrasound
  • the HIFU is irradiated for about 0.5 to 1.0 seconds by the therapeutic ultrasonic beam TB.
  • the measurement process from S803 to S807 is executed in the next measurement period (see FIG. 2), and HIFU is irradiated in S808 after the measurement period.
  • the measurement processing of S803 and S804 is performed after the HIFU irradiation modulated with the low modulation frequency, and the modulation processing with the high modulation frequency is performed.
  • the measurement processing of S805 and S806 may be executed after the irradiated HIFU.
  • the treatment at the treatment site P is completed. Further, in the measurement of coagulation in S807, the treatment at the treatment site P may be terminated when the target coagulation size is confirmed. When the treatment at the treatment site P is completed, the treatment site P at another position may be treated.
  • FIG. 15 is a flowchart showing a specific example 3 in which a plurality of modulation frequencies are changed stepwise. Also in the specific example 3 of FIG. 15, first, the frame rate is set (S901), and the modulation frequency is set (S902). The process in S901 is the same as the process in S701 of FIG. That is, the frame rate is set to 500 Hz in S901. In S902, a plurality of modulation frequencies are set by the same process as the process in S702 of FIG.
  • modulation frequency 6 (230.76 Hz), modulation frequency 5 (192.30 Hz), modulation frequency 4 (153.84 Hz), modulation frequency 3 (115.28 Hz), modulation frequency 2 (76 .92 Hz) and six modulation frequencies of modulation frequency 1 (38.46 Hz) are set.
  • the modulation frequency is set to 6.
  • the tissue of the treatment site P is vibrated by the displacement ultrasonic beam EB obtained by the modulation process using the currently set modulation frequency, and the displacement measurement data is collected via the measurement ultrasonic beam MB. (S903).
  • the displacement vibration component
  • the displacement is measured based on the collected data (S904).
  • the displacement is calculated for each depth by a process similar to S704 in FIG.
  • coagulation is measured based on the vibration component obtained for the currently set modulation frequency component (S905).
  • the processing similar to S706 in FIG. 8 determines the depth at which solidification has started in the current phase, and calculates the solidification size (solidification size) in the current phase.
  • the intense focused ultrasound (HIFU) is irradiated to the treatment site P (S906).
  • the HIFU is irradiated for about 0.5 to 1.0 seconds by the therapeutic ultrasonic beam TB.
  • the modulation frequency is set to the modulation frequency 6 in the initial state in S902, and the processes from S903 to S908 are executed.
  • the modulation frequency is changed to one lower, and the HIFU modulated by the changed modulation frequency is irradiated. Is done.
  • the treatment at the treatment site P is completed.
  • the treatment at the treatment site P may be terminated when the target coagulation size is confirmed.
  • the treatment site P at another position may be treated.
  • FIG. 16 is a flowchart showing a specific example 4 in which the modulation frequency is switched based on the determination result of coagulation. Also in the specific example 4 of FIG. 16, first, the frame rate is set (S1001), and the modulation frequency is set (S1002). The process in S1001 is the same as the process in S701 of FIG. That is, the frame rate is set to 500 Hz in S1001. In S1002, a plurality of modulation frequencies are set by the same process as the process in S702 of FIG.
  • modulation frequency 6 (230.76 Hz), modulation frequency 5 (192.30 Hz), modulation frequency 4 (153.84 Hz), modulation frequency 3 (115.28 Hz), modulation frequency 2 (76 .92 Hz) and six modulation frequencies of modulation frequency 1 (38.46 Hz) are set.
  • the modulation frequency is set to 6.
  • the tissue of the treatment site P is vibrated by the displacement ultrasonic beam EB obtained by the modulation process using the currently set modulation frequency, and the displacement measurement data is collected via the measurement ultrasonic beam MB. (S1003).
  • the displacement vibration component
  • S1004 the displacement is measured based on the collected data.
  • the displacement is calculated for each depth by a process similar to S704 in FIG.
  • coagulation is measured based on the vibration component obtained with the currently set modulation frequency (S1005).
  • the processing similar to S706 in FIG. 8 determines the depth at which solidification has started in the current phase, and calculates the solidification size (solidification size) in the current phase.
  • HIFU intense focused ultrasound
  • the HIFU is irradiated for about 0.5 to 1.0 seconds by the therapeutic ultrasonic beam TB.
  • a threshold value related to the coagulation size is set for each modulation frequency.
  • FIG. 17 is a diagram showing the correspondence between the coagulation size and the modulation frequency.
  • the modulation frequency 6 230.76 Hz
  • the modulation frequency 5 (192.30 Hz).
  • Other coagulation sizes are as shown in FIG.
  • 2 mm of the coagulation size is set as a threshold value.
  • the coagulation size is 2 mm or more or the coagulation size is larger than 2 mm in S1007, coagulation is It is determined that the threshold has been reached.
  • the coagulation size of 5 mm is set as a threshold (see FIG. 17). In S1007, if the coagulation size is 5 mm or more or the coagulation size is larger than 5 mm, coagulation is not caused. It is determined that the threshold has been reached.
  • the coagulation size of 8 mm is set as a threshold value.
  • the coagulation size of 15 mm is set.
  • the treatment target size is set as the threshold value (see FIG. 17).
  • FIG. 18 is a diagram showing a specific example of a coagulation state image formed by the ultrasonic medical apparatus (present ultrasonic medical apparatus) in FIG.
  • the coagulation image forming unit 26 forms a coagulation state image shown in ⁇ M> based on the measurement result of coagulation obtained from the coagulation measurement unit 25.
  • the horizontal axis indicates the heating time by HIFU
  • the vertical axis indicates the depth.
  • the focal point is the focal point of the therapeutic ultrasonic beam TB that irradiates the HIFU.
  • the part shown with the oblique line has shown the area
  • ⁇ L> indicates a measurement result of coagulation at a low modulation frequency (38.46 Hz).
  • a low modulation frequency since the vibration region is relatively wide, the coagulation size that can be measured, that is, the spread in the vertical axis centered on the focal point is relatively large.
  • coagulation could not be detected in a region indicated by a broken-line circle in ⁇ L>.
  • ⁇ H> indicates a measurement result of coagulation at a high modulation frequency (192.30 Hz).
  • a high modulation frequency the vibration region centered on the focal point becomes relatively small and local, and the change in the average elastic modulus of the tissue in the local vibration region is large, which is suitable for early detection of small coagulation. Therefore, at a high modulation frequency of ⁇ H>, coagulation is detected at a time corresponding to a region indicated by a broken-line circle in ⁇ L>.
  • vibration is not applied, so that it is not suitable for detection of coagulation.
  • the coagulation image forming unit 26 synthesizes, for example, the measurement result ⁇ L> and the measurement result ⁇ H> based on the measurement result ⁇ L> of the low modulation frequency and the measurement result ⁇ H> of the high modulation frequency, and ⁇ M> A coagulation state image is formed.
  • the user can confirm, for example, the presence or absence of local coagulation immediately after the occurrence and the timing of coagulation. Etc. can be confirmed.
  • a measurement result obtained from each of the three or more modulation frequencies is synthesized to form a coagulation state image.
  • the method of amplitude-modulating the drive voltage there is a method of using a transformer in the transmission circuit.
  • the drive voltage may be constant, so that a transformer is unnecessary.
  • the circuit scale can be reduced, there is a great merit in practical use of the apparatus. Therefore, it is also practically effective to use the above method as the radiation force modulation method described so far.
  • a prime number is used in the modulation frequency setting method.
  • ultrasonic probe 10 ultrasonic probe, 20 measurement diagnostic block, 22 transmission / reception unit, 24 displacement measurement unit, 25 coagulation measurement unit, 26 coagulation image formation unit, 28 ultrasonic image formation unit, 30 treatment radiation block, 32 treatment transmission unit, 34 displacement Transmission unit, 36 modulation frequency control unit, 40 control unit, 50 display unit.

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Abstract

変調周波数制御部３６は、比較的高い変調周波数と比較的低い変調周波数を用いて変位用超音波ビームＥＢを変調処理するように変位用送信部３４を制御する。変位測定部２４は、各変調周波数ごとに治療部位Ｐにおける組織の変位を測定し、凝固測定部２５は、比較的高い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、治療部位Ｐにおける局所的な凝固を測定し、比較的低い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、治療部位Ｐにおける広域的な凝固を測定する。これにより、例えば発生直後の局所的な凝固の有無などを高精度に測定でき、さらに、例えば進行後の広域的な凝固の大きさなどを高精度に測定できる。

Description

超音波医用装置
　本発明は、組織の凝固を測定す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腫瘍などの治療部位を加熱して凝固させる治療方法が知られている。
　組織が加熱されて凝固する際に、その凝固の前後において、組織の弾性率（ヤング率）が増大することが知られている。また、ＨＩＦＵなどの比較的強力な超音波は、その進行方向に向かって放射力を発生させるため、例えば、ＨＩＦＵの超音波ビームの焦点部位の組織に１０～１００μｍ（マイクロメートル）程度の変位を与えることができる。
　そのため、ＨＩＦＵなどの比較的強力な超音波により組織に変位を与えて、弾性率の増大による変位の減少を測定して、組織の凝固を観察することができる。例えば、ＨＩＦＵの超音波を変調周波数ｆＭで振幅変調し、放射力の強度を変動させることにより、焦点部位の組織に振動を励起させ、その振動の変位または速度を超音波診断装置によって測定する。
　この原理を用いて組織の凝固を検出し、その検出結果を画像上にマッピングする手法がＨＭＩ（HarmonicMotion Imaging）である（特許文献１，２参照）。放射力や組織の振動の周波数が上記変調周波数ｆＭの２倍になることからＨＭＩと呼ばれている。
米国特許出願公開第２００５／０００４４６６号明細書 米国特許出願公開第２００７／０２７６２４２号明細書
　ところで、ＨＩＦＵを利用した治療では、治療部位における凝固の状況に応じてＨＩＦＵを適切に制御することが望ましい。これは生体へのＨＩＦＵの照射においては、その伝搬経路の音響特性が患者個々人によって異なることに起因して減衰や位相歪が焦点音圧に与える影響が異なることや、焦点近傍での血流の違いによる冷却効果の違いに起因する凝固に必要なエネルギーの変化などのために、治療のためのパラメータを事前に最適化することが難しいためである。例えば、治療部位において凝固が開始されるタイミングや、目的とする大きさまで凝固が終了するタイミングなどを知ることができれば、それらのタイミングなどに応じてＨＩＦＵの照射を制御することが可能になる。
　このような状況において、本願の発明者らは、超音波を利用して組織の凝固を測定する技術について研究開発を重ねてきた。
　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、超音波を利用した組織の凝固の測定において測定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、変位用超音波ビームを形成して関心部位において組織を変位させる変位波処理部と、測定用超音波ビームを形成して前記関心部位から受信信号を得る測定波処理部と、前記変位用超音波ビームに対する変調処理を制御する変調制御部と、前記測定用超音波ビームを介して得られる受信信号に基づいて、前記関心部位における組織の変位を測定する変位測定部と、前記変位の測定結果に基づいて、前記関心部位における組織の凝固を測定する凝固測定部と、を有し、前記変調制御部は、比較的高い変調周波数と比較的低い変調周波数を用いて変位用超音波ビームを変調処理するように前記変位波処理部を制御し、前記変位測定部は、前記各変調周波数ごとに関心部位における組織の変位を測定し、前記凝固測定部は、前記比較的高い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、関心部位における局所的な凝固を測定し、前記比較的低い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、関心部位における広域的な凝固を測定する、ことを特徴とする。
　上記構成において、測定用超音波ビームは、例えば一般的な超音波診断装置における診断用の超音波ビームであり、診断用の超音波振動子を利用して形成することができる。これに対し、変位用超音波ビームは、放射力により組織を変位させる程度の比較的強度の大きい超音波により形成される。変位用超音波ビームは、診断用の超音波ビームに比べて強度が大きく、例えば強力集束超音波（ＨＩＦＵ：High Intensity Focused Ultrasound）により形成されてもよい。さらに、その強力集束超音波（ＨＩＦＵ）により組織を加熱して凝固させてもよい。この場合、例えば、加熱による治療の対象となる治療部位が関心部位となる。
　そして、上記構成によれば、比較的高い変調周波数により、比較的狭い領域において限定的に組織を変位させることができ、変位の領域が狭いほど、より微小な（局所的な）凝固を検出することができる。そのため、比較的高い変調周波数により、例えば発生直後の局所的な凝固の有無や凝固のタイミングなどを高精度に測定できる。また、比較的低い変調周波数により、比較的広い領域において組織を変位させることができ、変位の領域が広いほど、より大きな（広域的な）凝固を検出することができる。そのため、比較的低い変調周波数により、例えば進行後の広域的な凝固の大きさや加熱による治療の終了タイミングなどを高精度に測定できる。
　なお、比較的高い変調周波数と比較的低い変調周波数は、２つの変調周波数に限定されない。例えば、３つ以上の互いに異なる変調周波数が利用され、最も高い変調周波数により最も局所的な凝固が測定され、変調周波数が低くなるにつれて徐々に広い（広域的な）凝固が測定されるようにしてもよい。また、凝固の測定においては、凝固の有無や凝固の大きさ（サイズ）の他に凝固の程度（組織の歪や硬さ）などが測定されてもよい。
　望ましい具体例において、前記凝固測定部は、前記各変調周波数ごとに得られる変位の測定結果に基づいて、関心部位における凝固のサイズを測定する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、治療用超音波ビームを形成して前記関心部位の組織を加熱して治療する治療波処理部をさらに有し、前記凝固測定部は、前記加熱の期間内において複数の時相に亘って各時相ごとに関心部位における凝固のサイズを測定するにあたり、前記比較的高い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、凝固発生初期の時相における局所的な凝固のサイズを測定し、前記比較的低い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、凝固進行後の時相における広域的な凝固のサイズを測定する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、複数の時相を一方の軸に示し、各時相ごとに測定された凝固のサイズを他方の軸に示した凝固状態画像を形成する画像形成部をさらに有する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記変位波処理部は、前記比較的高い変調周波数による変調処理と前記比較的低い変調周波数による変調処理とを合成した変位用超音波ビームを形成し、前記変位測定部は、前記測定用超音波ビームを介して得られる受信信号から、前記各変調周波数に対応した周波数成分を抽出することにより、前記各変調周波数ごとに関心部位における組織の変位を測定する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記変位波処理部は、前記比較的高い変調周波数により変調処理された変位用超音波ビームと、前記比較的低い変調周波数により変調処理された変位用超音波ビームと、を互いに異なる時相において形成し、前記測定波処理部は、前記各変調周波数ごとにその変調周波数に対応した時相において測定用超音波ビームを形成し、前記変位測定部は、前記各変調周波数ごとに形成される測定用超音波ビームを介して得られる受信信号に基づいて、前記各変調周波数ごとに関心部位における組織の変位を測定することを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記変調制御部は、前記比較的高い変調周波数による変位の測定結果に基づいて測定される凝固のサイズが閾値に達した場合に、前記比較的高い変調周波数から前記比較的低い変調周波数に切り替えるように、前記変位波処理部を制御することを特徴とする。
　本発明により、超音波を利用した組織の凝固の測定において測定精度が高められる。例えば、本発明の好適な態様によれば、比較的高い変調周波数により、例えば発生直後の局所的な凝固の有無などを高精度に測定でき、比較的低い変調周波数により、例えば進行後の広域的な凝固の大きさなどを高精度に測定できる。
　また、例えば、本発明の好適な態様によれば、凝固の開始時間が分かるようになることで、体表から焦点までの減衰量や、伝搬経路上の音響特性の不均一の効果など、外部から入力したエネルギーが焦点での音圧ピークを形成するときに患者毎に異なる非理想的な効果を補正することや、焦点での超音波吸収量や熱的な特性や血流量の個体差など焦点で一定の音圧ピークが形成されたとしても温度上昇の値が異なる効果を補正するためのデータとして使うことが可能となる。
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。 図１の超音波医用装置の動作を示すタイミングチャートである。 変調処理された変位発生用の超音波による組織の振動を説明するための図である。 変調周波数と凝固の関係を説明するための図である。 各変調周波数ごとに検出された凝固サイズの実験結果を示す図である。 変調周波数の設定の具体例を説明するための図である。 位相１から位相１３までのデータが収集される様子を示す図である。 複数の変調周波数の合成波を利用した具体例１のフローチャートである。 ＤＣ成分を持たない変調法とＤＣ成分を持つ変調法を示す図である。 ＤＣ成分を持たない変調におけるＮＨとＮＬの対応関係を示す図である。 ＮＬ＝１，ＮＨ＝５の場合の二変調周波数を示す図である。 ＮＬ＝１，ＮＨ＝４の場合の二変調周波数を示す図である。 ＤＣ成分を持つ変調におけるＮＨとＮＬの対応関係を示す図である。 複数の変調周波数を切り替える具体例２を示すフローチャートである。 複数の変調周波数を段階的に変更する具体例３のフローチャートである。 凝固の判定結果に基づいて変調周波数を切り替える具体例４を示すフローチャートである。 凝固サイズと変調周波数の対応関係を示す図である。 図１の超音波医用装置により形成される凝固状態画像の具体例を示す図である。
　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を有しており、その超音波プローブ１０は、ＨＩＦＵ用振動子１０Ｈと診断用振動子１０Ｄを備えている。
　ＨＩＦＵ用振動子１０Ｈ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振動素子を備えている。ＨＩＦＵ用振動子１０Ｈは、例えば癌や腫瘍などの治療部位Ｐに向けて治療用超音波ビームＴＢを形成して強力集束超音波を送波し、その治療部位Ｐを加熱して治療するために利用される。
　また、ＨＩＦＵ用振動子１０Ｈは、治療部位Ｐに向けて変位用超音波ビームＥＢを形成して変位発生用の超音波を送波し、治療部位Ｐにおいて放射力を発生させ組織を変位させる。変位用超音波ビームＥＢは、治療部位Ｐにおいて有効な放射力を発生させる程度の強度で形成されるビームであり、例えば、治療用超音波ビームＴＢを変位用超音波ビームＥＢとして利用してもよい。
　一方、診断用振動子１０Ｄは、例えば二次元的に配列された複数の振動素子を備えており、例えば治療部位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、診断用振動子１０Ｄは、治療部位Ｐに向けて測定用超音波ビームＭＢを形成して測定用の超音波を送受し、測定用超音波ビームＭＢに沿って受信信号を得る。測定用超音波ビームＭＢに沿って得られる受信信号は、変位用超音波ビームＥＢの放射力による治療部位Ｐにおける変位の測定に利用される。
　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診断用振動子１０Ｄが設けられ、診断用振動子１０Ｄを取り囲むようにＨＩＦＵ用振動子１０Ｈが設けられる。なお、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、例えば治療の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、ＨＩＦＵ用と診断用の両用途に併用されてもよい。
　測定診断ブロック２０は、診断用振動子１０Ｄの送受信を制御する送受信部２２を備えている。送受信部２２は、診断用振動子１０Ｄを構成する複数の振動素子の各々に対応した送信信号を出力することにより、診断用振動子１０Ｄを制御して送信ビームを形成し、さらに、それら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、受信ビームに沿って受信信号を得る。
　送受信部２２は、治療部位Ｐを含んだ三次元空間内または断面内で診断用の超音波ビームを走査させて画像用の受信信号を収集する。そして、収集された受信信号に基づいて、超音波画像形成部２８が三次元の超音波画像または二次元の断層画像の画像データを形成し、その画像データに対応した超音波画像が表示部５０に表示される。
　ユーザ（検査者）は、表示部５０に表示される超音波画像から、治療部位Ｐの位置等を確認し、図示しない操作デバイス等を利用して治療部位Ｐの位置情報を本超音波医用装置に入力する。もちろん、本超音波医用装置が、超音波画像に対する画像解析処理等により治療部位Ｐの位置を確認して位置情報を得るようにしてもよい。
　また、送受信部２２は、診断用振動子１０Ｄを制御して測定用超音波ビームＭＢを形成し、測定用超音波ビームＭＢに沿って受信信号を得る。そして、変位測定部２４は、測定用超音波ビームＭＢに沿って得られる受信信号に基づいて、治療部位Ｐにおける変位を測定する。また、凝固測定部２５は、治療部位Ｐにおける変位の測定結果に基づいて、治療部位Ｐにおける組織の凝固を測定する。さらに、凝固画像形成部２６は、治療部位Ｐにおける凝固の測定結果に基づいて凝固状態画像を形成し、その凝固状態画像が表示部５０に表示される。変位測定部２４と凝固測定部２５と凝固画像形成部２６における処理については後に詳述する。
　一方、治療放射ブロック３０は、治療用送信部３２を備えており、治療用送信部３２はＨＩＦＵ用振動子１０Ｈを構成する複数の振動素子の各々に対応した送信信号を出力することにより、ＨＩＦＵ用振動子１０Ｈを制御して治療用超音波ビームＴＢを形成する。治療用送信部３２は、制御部４０によって制御され、例えば治療部位Ｐ内に焦点を設定した治療用超音波ビームＴＢが形成される。
　また、治療放射ブロック３０は、変位用送信部３４を備えており、変位用送信部３４はＨＩＦＵ用振動子１０Ｈを構成する複数の振動素子の各々に対応した送信信号を出力することにより、ＨＩＦＵ用振動子１０Ｈを制御して変位用超音波ビームＥＢを形成する。変位用超音波ビームＥＢは変調処理を施され、その変調処理における変調周波数は、変調周波数制御部３６によって制御される。なお、変調周波数制御部３６は、制御部４０により制御される。
　治療用超音波ビームＴＢに沿って強力集束超音波（ＨＩＦＵ）が送波されて治療部位Ｐが加熱されると治療部位Ｐの組織が凝固する。その凝固の前後において、組織の弾性率（ヤング率）が増大することが知られている。そして、組織の弾性率の変化を知るために、本超音波医用装置は、変位用超音波ビームＥＢに沿って超音波を送波して放射力を発生させ、その放射力による治療部位Ｐにおける組織の変位を測定する。その変位の測定は、測定用超音波ビームＭＢに沿って得られる受信信号に基づいて行われる。
　なお、測定診断ブロック２０内の各部と治療放射ブロック３０内の各部は、それぞれ、例えばプロセッサや電子回路等のハードウェアを利用して実現することができる。制御部４０は、例えば、演算機能を備えたハードウェアとその動作を規定するソフトウェア（プログラム）によって構成される。表示部５０は、例えば液晶ディスプレイなどである。
　また、測定診断ブロック２０は、一般的な超音波診断装置により実現されてもよい。そして、治療放射ブロック３０に対応した超音波治療装置と、測定診断ブロック２０に対応した超音波診断装置とを組み合わせたシステムにより、本超音波医用装置が具現化されてもよい。
　図２は、図１の超音波医用装置（本超音波医用装置）の動作を示すタイミングチャートである。図１に示した部分（構成）については、以下の説明において図１の符号を参照する。
　メイントリガは、強力集束超音波（ＨＩＦＵ）による治療の開始タイミングを示す信号であり、例えば、ユーザ（検査者）による治療開始の操作に応じて、制御部４０から本超音波医用装置内の各部へ出力される。
　フレームトリガは、測定用超音波ビームＭＢのフレーム開始を示す信号である。送受信部２２は、例えばフレームトリガの立ち上がりのタイミングから、治療部位Ｐに向けて複数本の測定用超音波ビームＭＢを順に形成する。例えば、２つのフレームトリガの間において、治療部位Ｐに向けて１０本の送信ビームが形成され、１つの送信ビームにつき２本ずつ、２０本の受信ビームが形成される。もちろん、送信ビームと受信ビームの本数は上記の具体例に限定されない。
　加熱期間信号は、治療用超音波ビームＴＢによる治療部位Ｐの加熱処理期間を示す信号であり、加熱期間信号の立ち上がりから立下りまでの期間において、例えば治療部位Ｐを焦点として治療用超音波ビームＴＢが形成される。
　測定期間トリガは、変位測定の期間を示す信号であり、測定期間トリガの立ち上がりから立下りまでの期間が変位の測定期間となる。
　変調信号は、治療用超音波ビームＴＢの変調処理に利用される変調信号であり、例えば変調周波数制御部３６から変位用送信部３４へ出力される。
　ＨＩＦＵ信号は、治療用超音波ビームＴＢの送信信号であり、変位用送信部３４が、例えば周波数２ＭＨｚ程度の連続波を変調信号に従って振幅変調して得られる。
　変調信号は、測定期間トリガの立ち上がりから立下りまでの測定期間において、振幅が０（ゼロ）とされ、その結果、測定期間においてＨＩＦＵ信号の振幅も０となり、測定期間において治療用超音波ビームＴＢの送信が停止される。
　なお、測定期間トリガは、フレームトリガに対して遅延量（Ｄｅｌａｙ）を伴って出力される。この遅延量は、例えば、ユーザによって適宜に調整される。これにより、２つのフレームトリガの間において形成される複数本の測定用超音波ビームＭＢ（例えば２０本の受信ビーム）のうち、測定期間内に収まる１本又はいくつかの測定用超音波ビームＭＢが選択的に測定に利用される。
　本超音波医用装置では、変位を発生させる変位用超音波ビームＥＢを変調周波数ｆＭで振幅変調し、放射力の強度を変動させることにより、焦点部位の組織に振動を励起させ、その振動の変位を測定用超音波ビームＭＢを利用して測定する。その際に、変調周波数制御部３６により、変位用超音波ビームＥＢの変調周波数ｆＭが制御される。なお、振幅変調に代えて、変調周波数ｆＭの周波数変調が利用されてもよい。
　図３は、変調処理された変位発生用の超音波による組織の振動を説明するための図である。図３に矢印で示す進行方向（上下方向）に沿って変位用超音波ビームＥＢが形成されて超音波が照射されると、組織内において、変位用超音波ビームＥＢの中心から、左右両方向に向かって進行する、ずり波と呼ばれる横波が発生する。ずり波の振動の周波数は変位発生用超音波の変調周波数ｆＭの２倍となる。
　図３には、比較的高い変調周波数の超音波によって発生するずり波と、比較的低い変調周波数の超音波によって発生するずり波の２つの波形が示されている。変調周波数が高いほど、組織の振動部位が局在するため、変位測定における位置分解能が高められ、微小な凝固域の検出に適する。しかし、変調周波数が高いと、変位の領域が狭いため、その変位の領域を超える広域的な凝固の検出には不向きであり、広域的な凝固の検出には低い変調周波数が望ましい。
　図４は、変調周波数と凝固の関係を説明するための図である。図４には、超音波プローブ１０から放射される変位用超音波ビームＥＢと、組織内の凝固領域と振動領域が模式的に示されている。
　＜Ａ＞は、変位用超音波ビームＥＢに対して比較的高い変調周波数（例えば２００Ｈｚ程度）の変調処理を施した場合を示している。比較的高い変調周波数においては、振動領域が比較的小さく局所的になり、その局所的な振動領域内における組織の平均弾性率の変化が大きく、小さな凝固領域の検出に適している。
　一方、＜Ｂ＞は、変位用超音波ビームＥＢに対して比較的低い変調周波数（例えば３０Ｈｚ程度）の変調処理を施した場合を示している。比較的低い変調周波数においては、振動領域が比較的大きく広域的になり、広域的な振動領域内における組織の平均弾性率の変化を計測でき、大きな凝固領域の検出に適している。
　図５は、各変調周波数ごとに検出された凝固サイズの実験結果を示す図である。図５には、変調周波数が３４Ｈｚ，６７Ｈｚ，１０２Ｈｚの３つの実験結果が示されており、各実験結果の横軸は測定部位を加熱した時間であり、縦軸は測定された凝固サイズを示している。また、各実験結果内には、測定用超音波ビームＭＢを利用して複数回得られた測定結果Ｕと、光学的な測定結果Ｐが示されている。光学的な測定結果Ｐは、実際の凝固サイズの参考値である。
　測定用超音波ビームＭＢを利用して複数回得られた測定結果Ｕが示すように、変調周波数３４Ｈｚでは１０～１８秒において、変調周波数６７Ｈｚでは１０～１５秒において、変調周波数１０２Ｈｚでは４～１０秒において、凝固の開始が検出されている。つまり、変調周波数が高いほど、凝固の開始が適切に検出されている。特に変調周波数１０２Ｈｚでは、実際の凝固サイズの参考値である光学的な測定結果Ｐと、ほぼ同じ時刻に凝固の開始が検出されている。
　また、各実験結果内に示される直線Ｒは、振動（変位）を与えている範囲（振動範囲）を示しており、振動範囲は、変調周波数３４Ｈｚで１３ｍｍ程度、変調周波数６７Ｈｚで８ｍｍ程度、変調周波数１０２Ｈｚで７ｍｍ程度である。振動範囲内、つまり直線Ｒの下方における凝固サイズの測定結果が信頼できる領域であり、変調周波数が低いほど、広域的な凝固の検出に適している。
　本超音波医用装置においては、比較的高い変調周波数と比較的低い変調周波数を用いて変位用超音波ビームＥＢを変調処理し、比較的高い変調周波数により発生直後の局所的な凝固の有無などを高精度に測定し、比較的低い変調周波数により進行後の広域的な凝固の大きさを高精度に測定する。したがって、本超音波医用装置においては、少なくとも２つの変調周波数を利用するが、本超音波医用装置においては、例えば、フレームレートを一定としつつ変調周波数を以下の手法で選択する。
　図６は、変調周波数の設定の具体例を説明するための図である。本超音波医用装置においては、次式により変調周波数を決定する。
(数１)変調周波数（Ｈｚ）＝｛フレームレート（Ｈｚ）／素数｝×自然数Ｎ
　数１式におけるフレームレート（Ｈｚ）と素数は、例えば装置の仕様や治療対象等に応じて適宜に設定される。以下においては、フレームレートを５００Ｈｚ、素数を１３とした具体例について説明する。
　フレームレートが５００Ｈｚであり素数を１３とすると、数１式により得られる変調周波数（Ｈｚ）は、自然数Ｎをその変調周波数の識別番号（変調周波数Ｎ）とすると、変調周波数１（３８．４６Ｈｚ），変調周波数２（７６．９２Ｈｚ），・・・，変調周波数５（１９２．３０Ｈｚ），・・・となる。
　フレームレートは、フレームトリガ（図２）の周期であり、これは測定用超音波ビームＭＢにより同じ位置において変位の測定が繰り返しされる周期である。つまり、フレームレートが変位の測定におけるサンプリングレートとなる。
　図６において、＜Ａ＞は、変調信号の１周期の位相を示しており、位相番号（位相１～位相１３）は、変調信号の１周期を素数１３により等分した場合の位相位置（位相角度）に対応している。＜Ｂ＞は、各変調周波数ごとに、位相番号（位相１～位相１３）とデータの取得順であるサンプリング番号（ＳＰ１～ＳＰ１３）の対応関係を示している。
　素数が１３であれば、数１式により、変調周波数１（３８．４６Ｈｚ）は、フレームレート（５００Ｈｚ）の１／１３となる。つまり、変位の測定におけるサンプリングレートは変調周波数１の１３倍となる。したがって、＜Ａ＞に示す位相番号の配置で、位相１においてサンプリング番号１（ＳＰ１）のデータが得られると、位相２においてサンプリング番号２（ＳＰ２）のデータが得られ、その後も＜Ｂ＞に示すように、位相３，位相４，位相５，・・・の順にデータが得られ、位相１３においてサンプリング番号１３（ＳＰ１３）のデータが得られて、１周期分の１３個のデータが収集される。この様子を図７（Ｉ）に示す。
　図６に戻り、変調周波数２（７６．９２Ｈｚ）は、フレームレート（５００Ｈｚ）の２／１３となる。つまり、変位の測定におけるサンプリングレートは、変調周波数２の１３／２倍となる。したがって、＜Ａ＞に示す位相番号の配置で、位相１においてサンプリング番号１（ＳＰ１）のデータが得られると、位相３においてサンプリング番号２（ＳＰ２）のデータが得られ、その後も＜Ｂ＞に示すように、位相５，位相７，位相９，・・・の順にデータが得られ、位相１３においてサンプリング番号７（ＳＰ７）のデータが得られると、次の周期の位相２においてサンプリング番号８（ＳＰ８）のデータが得られる。さらに、その後も＜Ｂ＞に示すように、位相４，位相６，位相８，・・・の順にデータが得られ、位相１２においてサンプリング番号１３（ＳＰ１３）のデータが得られる。つまり、＜Ｂ＞に示すように、サンプリング番号１～１３（ＳＰ１～ＳＰ１３）までのデータを得ることにより、位相１から位相１３までの１周期分のデータ（波形上は２周期分）が収集される。この様子を図７（ＩＩ）に示す。
　図６に戻り、変調周波数５（１９２．３０Ｈｚ）は、フレームレート（５００Ｈｚ）の５／１３となる。つまり、変位の測定におけるサンプリングレートは、変調周波数５の１３／５倍となる。したがって、＜Ａ＞に示す位相番号の配置で、位相１においてサンプリング番号１（ＳＰ１）のデータが得られると、その後も＜Ｂ＞に示すように順にデータが得られて、サンプリング番号１～１３（ＳＰ１～ＳＰ１３）までのデータを得ることにより、位相１から位相１３までの１周期分のデータが収集される。
　同様に、図６に例示していない他の変調周波数においても、サンプリング番号１～１３（ＳＰ１～ＳＰ１３）までのデータを得ることにより、位相１から位相１３までの１周期分のデータを収集することができる。
　図６に示す変調周波数の設定の具体例によれば、比較的少ないサンプリング数（例えば１３）で位相の偏りの無いデータの収集が可能になり、また、エリアシングの問題も回避できる。なお、位相偏りの無いデータの収集により、ＲＭＳ（Root Mean Squre）の値が、十分に細かくサンプリングした時のＲＭＳの値と大きく乖離しない値となる。
　本超音波医用装置においては、上述した数１式により変調周波数が決定され、比較的高い変調周波数と比較的低い変調周波数を用いて変位用超音波ビームＥＢを変調処理し、比較的高い変調周波数により発生直後の局所的な凝固の有無などを高精度に測定し、比較的低い変調周波数により進行後の広域的な凝固の大きさを高精度に測定する。つまり、本超音波医用装置は、比較的高い変調周波数と比較的低い変調周波数を含む複数の変調周波数を利用する。そこで、以下に、複数の変調周波数を利用した具体例について説明する。
　図８は、複数の変調周波数の合成波を利用した具体例１を示すフローチャートである。まず、フレームレートが設定される（Ｓ７０１）。例えば診断範囲の深さを１５ｃｍとすると、超音波の往復に要する時間が１５（ｃｍ）×２／１５００（ｍ／ｓ）＝１００μｓ（マイクロ秒）となる。測定用超音波ビームＭＢが例えば２０本の場合には、フレームレートは１／（２０×１００μｓ）＝５００Ｈｚとなる。なお、測定用超音波ビームＭＢの２０本のうち、例えば４本の測定用超音波ビームＭＢが利用される。例えば、図２に示したように、測定用超音波ビームＭＢが２０本あり、そのうち測定用に４本の測定用超音波ビームＭＢが用いられる場合、温度が上昇する時間と下降する時間の比率が１６：４となり、上昇する時間が下降する時間の４倍あるので、効率的に温度上昇させることが出来る。（実際には変調波の位相によっては必ずしも上記の上昇と下降の比率とはならない時もあるが、治療時間全体をみれば、大よそ上記の関係が成立している。）
　次に、変調周波数が設定される（Ｓ７０２）。変調の周期を測定期間（図２参照）よりも十分に低くすることにより、測定期間が振動に与える影響を軽減または回避できる。例えば、測定期間が４００μｓであると、変調周波数を２．５ｋＨｚよりも十分に低くする必要がある。また、数ｍｍ～数ｃｍの大きさの凝固域に対して十分な感度を得るために、ずり波の波長が１０ｃｍ程度より短いことが望ましい。ずり波（横波）の音速を１ｍ／ｓとすると、ずり波の波長が１０ｃｍ以下となる変調周波数は１０Ｈｚ以上となる。また、秒オーダーの時間分解能を確保するためには、１秒間に複数回以上の振動を繰り返すことが望ましいため変調周波数は数Ｈｚ以上となる。以上の条件を満たしつつ、図６を利用して説明した具体例に従って、例えば、比較的低い変調周波数（低変調周波数）が３８．４６Ｈｚ、比較的高い変調周波数（高変調周波数）が１９２．３０Ｈｚに設定される。
　そして、高変調周波数（１９２．３０Ｈｚ）と低変調周波数（３８．４６Ｈｚ）を合成した変調処理により得られる変位用超音波ビームＥＢにより治療部位Ｐの組織に振動を与え、測定用超音波ビームＭＢを介して変位測定用のデータが収集される（Ｓ７０３）。図６を利用して説明したように、サンプリング番号１～１３（ＳＰ１～ＳＰ１３）のデータが収集される。なお、サンプリング番号１～１３の１セットのデータのみでも変調周波数の１周期分のデータを得ることができるものの、例えば、ノイズ等の影響を低減または除去するために、２セット分のデータが収集される。もちろん、２セット以上のデータが収集されてもよい。
　以下、素数Ｍの例に関してフレームレートをＦＲ、二つの変調周波数をＦＬ、ＦＨ（但しＦＨ＞ＦＬ）、ＦＲ／Ｍ＝Ｆ１として説明する。更にＦＬ／Ｆ１＝ＮＬ、ＦＨ／Ｆ１＝ＮＨと表記する。放射力自体は音圧の二乗に比例するので、二つの変調周波数の合成波が生成されることや、これらの波のエリアシングが存在することを考慮して、選択出来る変調周波数の条件を整理しておく。変調の仕方は図９に示すＤＣ成分を持たない変調法と、ＤＣ成分を持つ変調法があり、放射力の周波数成分の現れ方が異なるので、わけて議論する。
　まずＤＣ成分を持たない変調を与えた場合に関して説明する。駆動波形の変調周波数はＮＬ，ＮＨ。これに対して計測される振動成分は、２ＮＬ，２ＮＨ，ＤＣ，ＮＨ－ＮＬ，ＮＨ＋ＮＬ，ＮＬ－ＮＨの６種類の放射力の振動成分と、Ｍ－２ＮＨ，Ｍ－２ＮＬ，Ｍ－ＮＭ－ＮＬ，Ｍ－ＮＨ＋ＮＬと４種類のＭでサンプリングしたことに起因するエリアシング成分が存在する。（ちなみに上記ＤＣはＮＬ同士もしくはＮＨ同士の差周波成分である。また、ＮＬ－ＮＨは通常は負となるがエリアシングとの一致を考慮する場合にはこれも考える必要があるので、ここに加えてある。）これらの中でＮＨとＮＬが区別して独立に計測できる条件のみが適用可能なので、これを調べてみる。
　まずパターン（１）として、放射力の振動成分同士が一致することがある条件を調べると、ＮＨ＞ＮＬなどを考慮して整理すると
・ＮＨ－ＮＬ＝２ＮＬとなるＮＨ＝３ＮＬとなる条件、例えばＭ＝１３の場合は（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，３）、（２，６）、（３，９）、（４，１２）
がこの条件に該当する。
　次にパターン（２）として放射力の振動成分とエリアシング成分が一致する条件を調べる。（エリアシング成分同士が一致する条件はパターン（１）と同じになる。）ここではＭが素数（つまり他の数の倍数にならないこと）などを使って整理すると、一致する条件が存在するのは下記の５つの条件である。
・Ｍ－２ＮＬ＝ＮＨ＋ＮＬとなるＭ＝３ＮＬ＋ＮＨとなるときで、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，１０）、（２，７）、（３，４）、（５，１１）、（６，８）。但し、あとは二つはＭの２倍。
・Ｍ－２ＮＬ＝ＮＨ－ＮＬとなるＭ＝ＮＬ＋ＮＨとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，１２）、（２，１１）、（３，１０）、（４，９）、（５，８）、（６，７）。
・Ｍ－２ＮＨ＝ＮＨ＋ＮＬとなるＭ＝３ＮＨ＋ＮＬとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，４）、（２，８）、（３，１２）。但し、あとは二つはＭの２倍、３倍と一致。
・Ｍ－２ＮＨ＝ＮＨ－ＮＬとなるＭ＝３ＮＨ－ＮＬとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（２，５）、（５，６）。
・Ｍ－２ＮＬ＝ＮＬ－ＮＨとなるＭ＝３ＮＬ－ＮＨとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（７，８）、（８，１１）。
　これらを表に纏めたものが図１０である。図１０に示す表の中でＮＨ／ＮＬが１に近いものは二変調周波数を使う効果が少ないので、二変調周波数としては、１と５～９、１１や２と９，１０，１２、３と８や１１などが適していることがわかる。典型例を図１１と図１２に示す。
　次にＤＣ成分を持つ変調を与えた場合に関して説明する。駆動波形の変調周波数は先ほどと同じくＮＬ，ＮＨ。これに対して計測される振動成分は、ＮＬ，ＮＨ，２ＮＬ，２ＮＨ，ＤＣ，ＮＨ－ＮＬ，ＮＨ＋ＮＬ，ＮＬ－ＮＨの８種類の放射力の振動成分と、Ｍ－ＮＨ，Ｍ－ＮＬ，Ｍ－２ＮＨ，Ｍ－２ＮＬ，Ｍ－ＮＭ－ＮＬ，Ｍ－ＮＨ＋ＮＬ，Ｍ＋ＮＨ－ＮＬと７種類のＭでサンプリングしたことに起因するエリアシング成分が存在する。これらの中でＮＨとＮＬが区別して独立に計測できる条件のみが適用可能なので、これを調べてみる。
　まずパターン（１）として、放射力の振動成分同士が一致することがある条件を調べると、ＮＨ＞ＮＬなどを考慮して整理すると
・ＮＨ＝２ＮＬとなる条件、例えばＭ＝１３の場合は（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，２）、（２，４）、（３，６）、（４，８）、（５，１０）、（６，１２）。
・ＮＨ－ＮＬ＝２ＮＬとなるＮＨ＝３ＮＬとなる条件、例えばＭ＝１３の場合は（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，３）、（２，６）、（３，９）、（４，１２）
がこの条件に該当する。
　次にパターン（２）として放射力の振動成分とエリアシング成分が一致する条件を調べる。計算の過程は上記のＤＣ成分無の場合と類似するので省略して、結果のみ纏めると
・Ｍ＝ＮＬ＋ＮＨとなるときで、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，１２）、（２，１１）、（３，１０）、（４，９）、（５，８）、（６，７）。
・Ｍ＝２ＮＬ＋ＮＨとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，１１）、（２，９）、（３，７）、（４，５）、（７，１２）、（８，１０）。但し、あとは二つはＭの２倍と一致。
・Ｍ＝２ＮＨ＋ＮＬとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（３，５）、（１，６）、（８，９）（６，１０）、（４，１１）、（２，１２）。
・Ｍ＝２ＮＨ－ＮＬとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，７）、（３，８）、（５，９）、（７，１０）、（９，１１）、（１１，１２）。
・Ｍ＝３ＮＬ＋ＮＨとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，１０）、（２，７）、（３，４）、（５，１１）、（６，８）、（９，１２）。
・Ｍ＝３ＮＬ－ＮＨとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（７，８）、（８，１１）。
・Ｍ＝３ＮＨ＋ＮＬとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（１，４）、（５，７）、（２，８）、（９，１０）（６，１１）、（３，１２）。
・Ｍ＝３ＮＨ－ＮＬとなるとき、Ｍ＝１３では（ＮＬ，ＮＨ）＝（２，５）、（５，６）、（１０，１２）。
　これらを表に纏めたものが図１３である。図１３に示す表の中でＮＨ／ＮＬが１に近いものは二変調周波数を使う効果が少ないので、二変調周波数としては、１と５，８，９や２と１０、３と１１などが適していることがわかる。ＤＣ成分が有る場合と無い場合を比べるとＤＣ成分が無い場合の方が変調周波数の選択肢が多いため使いやすいが、送波アンプの非線形性などにより、ＤＣ成分が入ってしまう場合があるので、アンプの性能の制約を厳しく設定するのが難しい場合は、上記のＤＣ成分が有る場合を選択した方が良い。
　図８に戻り、Ｓ７０３で変位データが収集されると、次に、収集されたデータに基づいて変位が測定される（Ｓ７０４）。変位は、例えば測定用超音波ビームＭＢの深さ方向について、各深さごとに測定される。また、各深さごとに、例えば、１つのデータセット２６点（２６時相）の中の隣り合うデータ同士（ｎとｎ＋１，ｎ＝１，２，・・・，２５）が相互相関演算等により比較され、各深さごとに変位が算出される。なお、例えば加熱治療前の基準となる時相と最新時相との比較により変位が算出されてもよい。また、変位の算出に先立って、必要に応じて、ベースバンド除去処理やノイズ除去処理などが行われてもよい。
　次に、高変調周波数成分と低変調周波数成分が分離される（Ｓ７０５）。例えば、バンドパスフィルタ等を利用して、高変調周波数（１９２．３０Ｈｚ）に対応した振動成分（変位成分）と低変調周波数（３８．４６Ｈｚ）に対応した振動成分（変位成分）が分離して抽出される。なお、Ｓ７０４における変位の測定に先立って高変調周波数に対応したデータ成分と低変調周波数に対応したデータ成分を分離し、Ｓ７０４において各変調周波数ごとに変位を測定してもよい。ここで二周波成分の分離とＲＭＳの順序は重要である。ＲＭＳでは一度二乗されるので、二つの周波数の和周波や差周波が発生してしまい、これらがエリアシングも起こすので、図１３の利用可能な条件が更に狭まってしまう可能性があるためである。
　次に、各変調周波数成分ごとに得られた振動成分に基づいて凝固が測定される（Ｓ７０６）。例えば、各深さごと且つ各変調周波数成分ごとに、２セット分（２フレーム分）に亘って得られた振動成分（変位成分）から、変位の二乗平均平方根（ＲＭＳ）、つまり実効値を算出し、例えばその実効値を現時相（最新時相）の振幅値とする。さらに、各深さごと且つ各変調周波数成分ごとに、例えば、現時相の振幅値が、加熱治療前の基準となる時相における振幅値の７０パーセントとなった場合に、当該現時相の当該深さにおいて凝固が始まったと判定する。また、現時相において凝固が始まったと判定された複数の深さについて、それら複数の深さの範囲から、凝固の大きさ（凝固サイズ）が算出される。なお、各深さ（各位置）ごとに凝固を検出して、その検出結果を例えば画像等にマッピングする手法をＬＭＩ（Localized Motion Imaging）と称する。
　また、Ｓ７０６において、実効値に代えて、フィッティング（fitting）やロックイン検波を利用して現時相の振幅値を得るようにしてもよい。フィッティングやロックイン検波を利用する場合には、これらの利用の前に、データの並べ替えが行われる。つまり、図６を利用して説明したように、例えば高変調周波数（変調周波数５：１９２．３０Ｈｚ）においてはサンプリング番号ＳＰｎの取得順、つまりＳＰ１，ＳＰ２，ＳＰ３，・・・，ＳＰ１３の順と、位相番号の順番がずれているため、図６に示すように、位相番号の順となるように、サンプリング番号ＳＰｎが並べ替えられる。
　次に、治療部位Ｐに対して強力集束超音波（ＨＩＦＵ）が照射される（Ｓ７０７）。例えば、治療用超音波ビームＴＢにより、０．５～１．０秒間程度ＨＩＦＵが照射される。
　そして、加熱期間（図２参照）が終了していなければ（Ｓ７０８）、次の測定期間（図２参照）において、Ｓ７０３～Ｓ７０６までの測定処理が実行され、測定期間後にＳ７０７においてＨＩＦＵが照射される。なお、治療用超音波ビームＴＢが測定用超音波ビームＭＢとして利用される場合には、Ｓ７０７において、高変調周波数と低変調周波数を合成したＨＩＦＵが照射され、ＨＩＦＵ照射後に残る振動成分がＳ７０３～Ｓ７０６において測定される。
　一方、加熱期間（図２参照）が終了したならば（Ｓ７０８）、治療部位Ｐにおける治療が終了する。また、Ｓ７０６における凝固の測定において、目標とする凝固の大きさが確認された時点で、治療部位Ｐにおける治療を終了してもよい。治療部位Ｐにおける治療が終了したならば、別の位置にある治療部位Ｐに対して治療を行うようにしてもよい。
　図１４は、複数の変調周波数を切り替える具体例２を示すフローチャートである。図１４の具体例２においても、まず、フレームレートが設定されて（Ｓ８０１）、変調周波数が設定される（Ｓ８０２）。Ｓ８０１とＳ８０２における処理は、図８のＳ７０１とＳ７０２における処理と同じである。つまり、Ｓ８０１においてフレームレートが５００Ｈｚに設定され、Ｓ８０２において低変調周波数が３８．４６Ｈｚ、高変調周波数が１９２．３０Ｈｚに設定される。
　図１４の具体例２においては、低変調周波数と高変調周波数について、別々にデータが収集されて変位が測定される。つまり、まず、低変調周波数を利用した変調処理により得られる変位用超音波ビームＥＢにより治療部位Ｐの組織に振動を与え、測定用超音波ビームＭＢを介して変位測定用のデータが収集される（Ｓ８０３）。例えば、図８のＳ７０３と同様に、２セット分のデータが収集される。次に、収集されたデータに基づいて変位（振動成分）が測定される（Ｓ８０４）。例えば、図８のＳ７０４と同様な処理により、各深さごとに変位が算出される。
　続いて、高変調周波数を利用した変調処理により得られる変位用超音波ビームＥＢにより治療部位Ｐの組織に振動を与え、測定用超音波ビームＭＢを介して変位測定用のデータが収集される（Ｓ８０５）。例えば、図８のＳ７０３と同様に、２セット分のデータが収集される。次に、収集されたデータに基づいて変位（振動成分）が測定される（Ｓ８０６）。例えば、図８のＳ７０４と同様な処理により、各深さごとに変位が算出される。
　そして、各変調周波数成分ごとに得られた振動成分に基づいて凝固が測定される（Ｓ８０７）。例えば、図８のＳ７０６と同様な処理により、現時相において凝固が始まった深さの判定や、現時相における凝固の大きさ（凝固サイズ）が算出される。
　次に、治療部位Ｐに対して強力集束超音波（ＨＩＦＵ）が照射される（Ｓ８０８）。例えば、治療用超音波ビームＴＢにより、０．５～１．０秒間程度ＨＩＦＵが照射される。
　そして、加熱期間（図２参照）が終了していなければ（Ｓ８０９）、次の測定期間（図２参照）において、Ｓ８０３～Ｓ８０７までの測定処理が実行され、測定期間後にＳ８０８においてＨＩＦＵが照射される。なお、治療用超音波ビームＴＢが測定用超音波ビームＭＢとして利用される場合には、低変調周波数により変調処理されたＨＩＦＵ照射後にＳ８０３とＳ８０４の測定処理を実行し、高変調周波数により変調処理されたＨＩＦＵ照射後にＳ８０５とＳ８０６の測定処理を実行すればよい。
　一方、加熱期間（図２参照）が終了したならば（Ｓ８０９）、治療部位Ｐにおける治療が終了する。また、Ｓ８０７における凝固の測定において、目標とする凝固の大きさが確認された時点で、治療部位Ｐにおける治療を終了してもよい。治療部位Ｐにおける治療が終了したならば、別の位置にある治療部位Ｐに対して治療を行うようにしてもよい。
　図１５は、複数の変調周波数を段階的に変更する具体例３を示すフローチャートである。図１５の具体例３においても、まず、フレームレートが設定されて（Ｓ９０１）、変調周波数が設定される（Ｓ９０２）。Ｓ９０１における処理は、図８のＳ７０１における処理と同じである。つまり、Ｓ９０１においてフレームレートが５００Ｈｚに設定される。またＳ９０２においては、図８のＳ７０２における処理と同様な処理により、複数の変調周波数が設定される。例えば、数１式に基づいて、変調周波数６（２３０．７６Ｈｚ），変調周波数５（１９２．３０Ｈｚ），変調周波数４（１５３．８４Ｈｚ），変調周波数３（１１５．２８Ｈｚ），変調周波数２（７６．９２Ｈｚ），変調周波数１（３８．４６Ｈｚ）の６つの変調周波数が設定される。なお、初期状態においては、変調周波数６に設定される。
　そして、現在設定されている変調周波数を利用した変調処理により得られる変位用超音波ビームＥＢにより治療部位Ｐの組織に振動を与え、測定用超音波ビームＭＢを介して変位測定用のデータが収集される（Ｓ９０３）。例えば、図８のＳ７０３と同様に、２セット分のデータが収集される。次に、収集されたデータに基づいて変位（振動成分）が測定される（Ｓ９０４）。例えば、図８のＳ７０４と同様な処理により、各深さごとに変位が算出される。
　さらに、現在設定されている変調周波数成分について得られた振動成分に基づいて凝固が測定される（Ｓ９０５）。例えば、図８のＳ７０６と同様な処理により、現時相において凝固が始まった深さの判定や、現時相における凝固の大きさ（凝固サイズ）が算出される。
　次に、治療部位Ｐに対して強力集束超音波（ＨＩＦＵ）が照射される（Ｓ９０６）。例えば、治療用超音波ビームＴＢにより、０．５～１．０秒間程度ＨＩＦＵが照射される。
　続いて、全ての変調周波数に関する処理が終了したか否かが確認される（Ｓ９０７）。つまり、６つの変調周波数に関する処理が全て終了したか否かが確認され、終了していなければ、Ｓ９０８において１つだけ低い変調周波数に変更され、その変更後の変調周波数によりＳ９０３～Ｓ９０６までの処理が行われる。
　Ｓ９０３～Ｓ９０８の処理が繰り返し実行され、Ｓ９０７において、６つ全ての変調周波数に関する処理の終了が確認されると、Ｓ９０９に処理が進められる。
　そして、加熱期間（図２参照）が終了していなければ（Ｓ９０９）、Ｓ９０２において変調周波数が初期状態の変調周波数６に設定され、Ｓ９０３～Ｓ９０８までの処理が実行される。なお、治療用超音波ビームＴＢが測定用超音波ビームＭＢとして利用される場合には、Ｓ９０６において、１つだけ低い変調周波数に変更され、その変更後の変調周波数により変調処理されたＨＩＦＵが照射される。
　一方、加熱期間（図２参照）が終了したならば（Ｓ９０９）、治療部位Ｐにおける治療が終了する。また、Ｓ９０５における凝固の測定において、目標とする凝固の大きさが確認された時点で、治療部位Ｐにおける治療を終了してもよい。治療部位Ｐにおける治療が終了したならば、別の位置にある治療部位Ｐに対して治療を行うようにしてもよい。
　図１６は、凝固の判定結果に基づいて変調周波数を切り替える具体例４を示すフローチャートである。図１６の具体例４においても、まず、フレームレートが設定されて（Ｓ１００１）、変調周波数が設定される（Ｓ１００２）。Ｓ１００１における処理は、図８のＳ７０１における処理と同じである。つまり、Ｓ１００１においてフレームレートが５００Ｈｚに設定される。またＳ１００２においては、図８のＳ７０２における処理と同様な処理により、複数の変調周波数が設定される。例えば、数１式に基づいて、変調周波数６（２３０．７６Ｈｚ），変調周波数５（１９２．３０Ｈｚ），変調周波数４（１５３．８４Ｈｚ），変調周波数３（１１５．２８Ｈｚ），変調周波数２（７６．９２Ｈｚ），変調周波数１（３８．４６Ｈｚ）の６つの変調周波数が設定される。なお、初期状態においては、変調周波数６に設定される。
　そして、現在設定されている変調周波数を利用した変調処理により得られる変位用超音波ビームＥＢにより治療部位Ｐの組織に振動を与え、測定用超音波ビームＭＢを介して変位測定用のデータが収集される（Ｓ１００３）。例えば、図８のＳ７０３と同様に、２セット分のデータが収集される。次に、収集されたデータに基づいて変位（振動成分）が測定される（Ｓ１００４）。例えば、図８のＳ７０４と同様な処理により、各深さごとに変位が算出される。
　さらに、現在設定されている変調周波数により得られた振動成分に基づいて凝固が測定される（Ｓ１００５）。例えば、図８のＳ７０６と同様な処理により、現時相において凝固が始まった深さの判定や、現時相における凝固の大きさ（凝固サイズ）が算出される。
　次に、治療部位Ｐに対して強力集束超音波（ＨＩＦＵ）が照射される（Ｓ１００６）。例えば、治療用超音波ビームＴＢにより０．５～１．０秒間程度ＨＩＦＵが照射される。
　そして、現在設定されている変調周波数について、凝固サイズがその変調周波数に対応した閾値に達したか否かが確認される（Ｓ１００７）。具体例４においては、各変調周波数ごとに、凝固サイズに関する閾値が設定される。
　図１７は、凝固サイズと変調周波数の対応関係を示す図である。例えば、凝固サイズが０（未検出）から２ｍｍまでの範囲においては、変調周波数６（２３０．７６Ｈｚ）が利用され、凝固サイズが２ｍｍから５ｍｍまでの範囲においては、変調周波数５（１９２．３０Ｈｚ）が利用される。他の凝固サイズについても、図１７に示すとおりである。
　図１６に戻り、変調周波数６（２３０．７６Ｈｚ）を利用した凝固の測定においては、凝固サイズの２ｍｍが閾値とされ、Ｓ１００７において、凝固サイズが２ｍｍ以上または凝固サイズが２ｍｍより大きくなると、凝固が閾値に達したと判定される。
　Ｓ１００７において凝固が閾値に達すると、全ての変調周波数に関する処理が終了したか否かが確認される（Ｓ１００８）。つまり、６つの変調周波数に関する処理が全て終了したか否かが確認され、終了していなければ、Ｓ１００９において１つだけ低い変調周波数に変更され、その変更後の変調周波数によりＳ１００３～Ｓ１００７までの処理が行われる。
　変調周波数５（１９２．３０Ｈｚ）を利用した凝固の測定においては、凝固サイズの５ｍｍが閾値とされ（図１７参照）、Ｓ１００７において、凝固サイズが５ｍｍ以上または凝固サイズが５ｍｍより大きくなると、凝固が閾値に達したと判定される。
　また、変調周波数４（１５３．８４Ｈｚ）を利用した凝固の測定においては、凝固サイズの８ｍｍが閾値とされ、変調周波数３（１１５．２８Ｈｚ）を利用した凝固の測定においては、凝固サイズの１５ｍｍが閾値とされ、変調周波数１（３８．４６Ｈｚ）を利用した凝固の測定においては、治療目標サイズが閾値とされる（図１７参照）。
　こうして、Ｓ１００３～Ｓ１００９までの処理が繰り返され、変調周波数１（３８．４６Ｈｚ）を利用した凝固の測定が行われ、Ｓ１００７において治療目標サイズに達したことが確認されると、Ｓ１００８において全変調周波数の終了が確認され、治療部位Ｐにおける治療が終了する。なお、加熱期間（図２参照）が終了した場合にも、治療部位Ｐにおける治療を終了してもよい。治療部位Ｐにおける治療が終了したならば、別の位置にある治療部位Ｐに対して治療を行うようにしてもよい。
　図１８は、図１の超音波医用装置（本超音波医用装置）により形成される凝固状態画像の具体例を示す図である。凝固画像形成部２６は、凝固測定部２５から得られる凝固の測定結果に基づいて、＜Ｍ＞に示す凝固状態画像を形成する。なお、図１８において、横軸はＨＩＦＵによる加熱時間を示しており、縦軸は深さを示している。焦点はＨＩＦＵを照射する治療用超音波ビームＴＢの焦点である。また、斜線で示される部分は凝固が確認された領域を示している。
　＜Ｌ＞は、低変調周波数（３８．４６Ｈｚ）による凝固の測定結果を示している。低変調周波数では、振動領域が比較的広いため、測定できる凝固サイズ、つまり、焦点を中心とした縦軸方向の広がりが比較的大きい。但し、＜Ｌ＞内において破線丸印で示す領域において凝固が検出できていない。
　一方、＜Ｈ＞は、高変調周波数（１９２．３０Ｈｚ）による凝固の測定結果を示している。高変調周波数では、焦点を中心とした振動領域が比較的小さく局所的になり、その局所的な振動領域内における組織の平均弾性率の変化が大きく、早期の小さな凝固の検出に適している。そのため、＜Ｈ＞の高変調周波数では、＜Ｌ＞内の破線丸印で示す領域に対応する時間において、凝固が検出されている。但し、＜Ｈ＞内において破線丸印で示す振動領域を超える部分においては、振動が与えられていないため、凝固の検出に適していない。
　凝固画像形成部２６は、低変調周波数の測定結果＜Ｌ＞と高変調周波数の測定結果＜Ｈ＞に基づいて、例えば測定結果＜Ｌ＞と測定結果＜Ｈ＞を合成して、＜Ｍ＞の凝固状態画像を形成する。
　＜Ｍ＞の凝固状態画像では、高変調周波数（１９２．３０Ｈｚ）の成分に基づいて得られる測定結果から早期の小さな凝固が検出されており、さらに、低変調周波数（３８．４６Ｈｚ）の成分に基づいて得られる測定結果から比較的広い領域に亘って凝固が検出されている。
　したがって、＜Ｍ＞の凝固状態画像から、ユーザ（検査者）は、例えば発生直後の局所的な凝固の有無や凝固のタイミングなどを確認でき、さらに、例えば進行後の広域的な凝固の大きさなどを確認することができる。
　なお、３つ以上の変調周波数を利用した場合には、３以上の変調周波数の各々から得られる測定結果を合成して、凝固状態画像が形成される。
　ここまでの説明では、１回の照射の中で深さごとに変位を規格化する手法に関して説明を行ってきた。しかし、現実には複数の凝固領域を順番に照射していく場合、当該照射の以前に凝固させた部位が存在することの影響により、当該照射内において深さごとに変位を規格化すると、凝固に伴う変位変化が十分には検出できない恐れがある。つまり、凝固領域を１次元的に、１，２，・・・，ｉ，・・・，Ｎと設定した場合に、ｉ番目の照射を行っている時に（ｉ－１）番目の凝固形成が、ｉ番目の凝固検出に影響を与える可能性がある。そこで、まず凝固前に照射領域全体で変位分布の計測を行っておき、その変位の値を規格化に用いることも手法として有効である。
　これまで、本発明の好適な実施形態として、振幅に変調を与えることで放射力に変調を与える手法に関して説明を行ってきた。しかし放射力を変調する手法としては他にも次の方法がある。各素子に与える電圧の包絡線振幅は時間軸上で一定として、ビームの焦点位置を振動させる方法である。つまり、音の伝搬方向をｘ方向として、焦点位置のｙ座標をｆｙとするとｆｙ＝ｆＡｓｉｎ（ωｔ）となるように駆動する。ｆＡがビーム幅と同程度もしくはそれより大きいと各点における放射力はωの角周波数で変調されたことになる。駆動電圧を振幅変調する手法では送波回路にトランスを用いる手法があるが、この段落で説明した方法では駆動電圧は一定で良いので、トランスが不要となる。この結果回路規模が小さく出来るので、装置実用化上はメリットが大きい。ゆえに、これまでに説明した放射力の変調方法として上記の手法を用いることも実用上は有効である。
　ここまで、実施形態の説明の中では、変位を計測するという説明を行ったが、硬さの変化を検出するという観点では、変位の時間微分である速度、変位の空間微分である歪み、または、歪みの時間微分などを計測対象としても、変位を計測した場合と同等の効果を実現可能であるので、これらの計測対象を計測してもよい。また、実施形態の中では、変調周波数の設定方法において素数を用いる例を説明したが、位相の偏りを小さくするには、必ずしも素数に限定する必要はない。例えば、素数の代わりに「１４」を用いた場合に、Ｎとして「偶数」と「７」を用いることを避ければ、実施形態に記載した内容と同等の効果を実現することが可能である。
　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。なお、本発明に係る超音波医用装置を利用した治療等は、医師等の専門家の指導の下で十分に慎重に行われるべきことは言うまでもない。
　１０　超音波プローブ、２０　測定診断ブロック、２２　送受信部、２４　変位測定部、２５　凝固測定部、２６　凝固画像形成部、２８　超音波画像形成部、３０　治療放射ブロック、３２　治療用送信部、３４　変位用送信部、３６　変調周波数制御部、４０　制御部、５０　表示部。

Claims (12)

  1. 　変位用超音波ビームを形成して関心部位において組織を変位させる変位波処理部と、
    　測定用超音波ビームを形成して前記関心部位から受信信号を得る測定波処理部と、
    　前記変位用超音波ビームに対する変調処理を制御する変調制御部と、
    　前記測定用超音波ビームを介して得られる受信信号に基づいて、前記関心部位における組織の変位を測定する変位測定部と、
    　前記変位の測定結果に基づいて、前記関心部位における組織の凝固を測定する凝固測定部と、
    　を有し、
    　前記変調制御部は、比較的高い変調周波数と比較的低い変調周波数を用いて変位用超音波ビームを変調処理するように前記変位波処理部を制御し、
    　前記変位測定部は、前記各変調周波数ごとに関心部位における組織の変位を測定し、
    　前記凝固測定部は、前記比較的高い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、関心部位における局所的な凝固を測定し、前記比較的低い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、関心部位における広域的な凝固を測定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  2. 　請求項１に記載の超音波医用装置において、
    　前記凝固測定部は、前記各変調周波数ごとに得られる変位の測定結果に基づいて、関心部位における凝固のサイズを測定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  3. 　請求項２に記載の超音波医用装置において、
    　治療用超音波ビームを形成して前記関心部位の組織を加熱して治療する治療波処理部をさらに有し、
    　前記凝固測定部は、前記加熱の期間内において複数の時相に亘って各時相ごとに関心部位における凝固のサイズを測定するにあたり、前記比較的高い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、凝固発生初期の時相における局所的な凝固のサイズを測定し、前記比較的低い変調周波数による変位の測定結果に基づいて、凝固進行後の時相における広域的な凝固のサイズを測定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  4. 　請求項３に記載の超音波医用装置において、
    　複数の時相を一方の軸に示し、各時相ごとに測定された凝固のサイズを他方の軸に示した凝固状態画像を形成する画像形成部をさらに有する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  5. 　請求項１に記載の超音波医用装置において、
    　前記変位波処理部は、前記比較的高い変調周波数による変調処理と前記比較的低い変調周波数による変調処理とを合成した変位用超音波ビームを形成し、
    　前記変位測定部は、前記測定用超音波ビームを介して得られる受信信号から、前記各変調周波数に対応した周波数成分を抽出することにより、前記各変調周波数ごとに関心部位における組織の変位を測定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  6. 　請求項１に記載の超音波医用装置において、
    　前記変位波処理部は、前記比較的高い変調周波数により変調処理された変位用超音波ビームと、前記比較的低い変調周波数により変調処理された変位用超音波ビームと、を互いに異なる時相において形成し、
    　前記測定波処理部は、前記各変調周波数ごとにその変調周波数に対応した時相において測定用超音波ビームを形成し、
    　前記変位測定部は、前記各変調周波数ごとに形成される測定用超音波ビームを介して得られる受信信号に基づいて、前記各変調周波数ごとに関心部位における組織の変位を測定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  7. 　請求項１に記載の超音波医用装置において、
    　前記変調制御部は、前記比較的高い変調周波数による変位の測定結果に基づいて測定される凝固のサイズが閾値に達した場合に、前記比較的高い変調周波数から前記比較的低い変調周波数に切り替えるように、前記変位波処理部を制御する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  8. 　請求項３に記載の超音波医用装置において、
    　前記変位波処理部は、前記比較的高い変調周波数による変調処理と前記比較的低い変調周波数による変調処理とを合成した変位用超音波ビームを形成し、
    　前記変位測定部は、前記測定用超音波ビームを介して得られる受信信号から、前記各変調周波数に対応した周波数成分を抽出することにより、前記各変調周波数ごとに関心部位における組織の変位を測定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  9. 　請求項３に記載の超音波医用装置において、
    　前記変位波処理部は、前記比較的高い変調周波数により変調処理された変位用超音波ビームと、前記比較的低い変調周波数により変調処理された変位用超音波ビームと、を互いに異なる時相において形成し、
    　前記測定波処理部は、前記各変調周波数ごとにその変調周波数に対応した時相において測定用超音波ビームを形成し、
    　前記変位測定部は、前記各変調周波数ごとに形成される測定用超音波ビームを介して得られる受信信号に基づいて、前記各変調周波数ごとに関心部位における組織の変位を測定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  10. 　請求項３に記載の超音波医用装置において、
    　前記変調制御部は、前記比較的高い変調周波数による変位の測定結果に基づいて測定される凝固のサイズが閾値に達した場合に、前記比較的高い変調周波数から前記比較的低い変調周波数に切り替えるように、前記変位波処理部を制御する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  11. 　請求項１に記載の超音波医用装置において、
    　前記変調制御部は、前記比較的高い変調周波数と前記比較的低い変調周波数を
    変調周波数（Ｈｚ）＝｛フレームレート（Ｈｚ）／素数｝×自然数Ｎ
    　により決定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  12. 　請求項１１に記載の超音波医用装置において、
    　前記変調制御部は、前記自然数Ｎを比較的大きな値とすることにより前記比較的高い変調周波数を決定し、前記自然数Ｎを比較的小さな値とすることにより前記比較的低い変調周波数を決定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
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