WO2016027610A1 - 超音波医用装置 - Google Patents

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WO2016027610A1
WO2016027610A1 PCT/JP2015/070903 JP2015070903W WO2016027610A1 WO 2016027610 A1 WO2016027610 A1 WO 2016027610A1 JP 2015070903 W JP2015070903 W JP 2015070903W WO 2016027610 A1 WO2016027610 A1 WO 2016027610A1
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WO
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displacement
coagulation
tissue
size
medical device
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/070903
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
東　隆
隆介 杉山
悠輝 清水
圭祐 藤原
射谷　和徳
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
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
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    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic medical device for diagnosing tissue coagulation.
  • 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 has been made in the course of research and development, and an object thereof is to provide an improved technique for diagnosing tissue coagulation using ultrasonic waves.
  • a suitable ultrasonic medical apparatus for the above purpose includes a transmission unit that outputs a transmission signal of a displacement ultrasonic wave that periodically displaces a tissue, and a reception that receives a reception signal of a measurement ultrasonic wave from the periodically displaced tissue.
  • a displacement measuring unit that measures the displacement of the tissue based on a reception signal of the measurement ultrasonic wave
  • a displacement processing unit that obtains displacement data indicating a periodic change of the displacement based on the measured displacement
  • a coagulation diagnosis unit for diagnosing the coagulation of the tissue based on the displacement data.
  • the ultrasonic waves for measurement have the same characteristics (frequency, waveform, intensity) as the ultrasonic waves for diagnosis in a general ultrasonic diagnostic apparatus, and are transmitted and received using a diagnostic ultrasonic transducer. can do.
  • the ultrasonic waves for displacement are ultrasonic waves with relatively high intensity that can displace the tissue by the radiation force.
  • the displacement ultrasonic wave has a higher intensity than the measurement ultrasonic wave.
  • a high intensity focused ultrasonic wave (HIFU: High Intensity ⁇ ⁇ Focused Ultrasound) is a preferable specific example of the displacement ultrasonic wave.
  • HIFU intense focused ultrasound
  • the tissue may be heated and solidified while the tissue is displaced by the intense focused ultrasound (HIFU).
  • the above apparatus obtains displacement data indicating the periodic change of the displacement by periodically displacing the tissue with ultrasonic waves for displacement. This makes it possible to diagnose the coagulation of the tissue based on the displacement data indicating the periodic change of the displacement related to the tissue.
  • the transmission unit outputs a transmission signal of the modulated displacement ultrasonic wave
  • the displacement processing unit displaces the displacement data along a time axis corresponding to the period of the modulation processing.
  • a coagulation diagnosis unit diagnoses coagulation of the tissue based on the displacement map.
  • the displacement processing unit forms a displacement map showing a temporal change in displacement at each sampling point for a plurality of sampling points arranged in the sampling direction, and the coagulation diagnosis unit is based on the displacement map. Deriving the coagulation size in the sampling direction of the tissue.
  • the coagulation diagnosis unit extracts a frequency component corresponding to the period of the modulation process by performing frequency analysis of the displacement map in the time axis direction, and based on the extracted frequency component, the coagulation size Vs of the tissue. It is characterized by deriving.
  • the coagulation diagnosis unit derives a coagulation size Vs in the tissue sampling direction based on a change in phase in the sampling direction of the frequency component extracted for a plurality of sampling points.
  • the coagulation diagnostic unit calculates a reduction rate of displacement for each sampling point based on the displacement map obtained at each diagnostic time over a plurality of diagnostic times, and The solidification size Ar in the sampling direction of the tissue is derived based on the decrease rate of the displacement of the tissue.
  • the coagulation diagnosis unit derives a tissue coagulation size Vs based on a frequency component corresponding to the period of the modulation processing obtained from the displacement map, and calculates the displacement reduction rate obtained from the displacement map. Based on this, the tissue coagulation size Ar is derived, and the tissue coagulation size is determined by comprehensive determination based on the coagulation size Vs and the coagulation size Ar.
  • the present invention provides an improved technique for diagnosing tissue coagulation using ultrasound. For example, according to a preferred aspect of the present invention, it is possible to diagnose the coagulation of the tissue based on the displacement data indicating the periodic change of the displacement related to the tissue.
  • 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 specific example of the setting of a modulation frequency. It is a figure which shows a mode that the data from the phase 1 to the phase 13 are collected.
  • 3 is a flowchart showing a specific example of the operation of the ultrasonic medical apparatus in FIG. 1. It is a figure which shows the specific example of a displacement map. It is a figure for demonstrating the change of the displacement map accompanying progress of coagulation. It is a figure which shows the example of a measurement of the coagulation size Vs based on a displacement map.
  • 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 a composite ultrasonic transducer 10, and the ultrasonic transducer 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.
  • a displacement ultrasonic beam EB different from the therapeutic ultrasonic beam TB may be used.
  • 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.
  • vibrator 10 makes the inside surface dented in bowl shape the vibrator surface, 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 transducer 10 is not limited to a bowl shape, and it is desirable that the shape be adapted to, for example, a therapeutic application.
  • 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. That is, the transmission / reception unit 22 includes a function of a transmission unit (transmission beamformer) and a function of a reception unit (reception beamformer).
  • 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 displacement map forming unit 25 functions as a displacement processing unit that obtains displacement data indicating a periodic change of the displacement based on the displacement measured by the displacement measuring unit 24.
  • the displacement map forming unit 25 forms a displacement map described in detail later as the displacement data.
  • the coagulation measurement unit 26 measures the coagulation of the tissue at the treatment site P based on the displacement map. Specific processing in the displacement measuring unit 24, the displacement map forming unit 25, and the coagulation measuring 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.
  • the overall configuration of the ultrasonic medical device is as described above. Next, functions and the like realized by the ultrasonic medical apparatus will be described. In addition, about the structure (each part which attached
  • FIG. 2 is a timing chart showing the operation of the ultrasonic medical apparatus (present ultrasonic medical apparatus) in FIG.
  • 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.
  • This ultrasonic medical apparatus excites vibration in the tissue at the focal site by amplitude-modulating the displacement ultrasonic beam EB for generating displacement at the modulation frequency f M and changing the intensity of the radiation force.
  • 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 a specific example of setting the modulation frequency.
  • the modulation frequency is determined by the following equation.
  • 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. The This situation 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.
  • phase 1 to phase 13 is collected by obtaining data from sampling numbers 1 to 13 (SP1 to SP13) at other modulation frequencies not illustrated in FIG. be able to.
  • the modulation frequency setting shown in FIG. 3 it is possible to collect data with a relatively small number of samples (for example, 13) and no phase deviation, and it is possible to avoid the problem of aliasing. 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 sampled sufficiently finely.
  • RMS Root Mean Squre
  • the modulation frequency is determined by the above-described equation 1, and the displacement ultrasonic beam EB is modulated using the determined modulation frequency.
  • FIG. 5 is a flowchart showing a specific example of the operation of the ultrasonic medical apparatus (present ultrasonic medical apparatus) in FIG.
  • 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 (S502).
  • the modulation period is set 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 modulation frequency is set to 38.46 Hz, 76.92 Hz, or 192.30 Hz.
  • Data is obtained (S503).
  • data of sampling numbers 1 to 13 SP1 to SP13
  • SP1 to SP13 data of sampling numbers 1 to 13
  • two sets of data are collected to reduce or eliminate the influence of noise and the like. Is done.
  • two or more sets of data may be collected.
  • the displacement measuring unit 24 measures the displacement based on the received signal data (S504).
  • the displacement is calculated for each sampling point (each depth). For example, for 1024 sampling points arranged in the depth direction, the displacement is calculated for each sampling point, with the correlation window for correlation calculation being 64 sampling points.
  • the displacement may be calculated by comparing a time phase serving as a reference before the heat treatment and the latest time phase. Prior to the calculation of the displacement, a baseband removal process, a noise removal process, or the like may be performed as necessary.
  • the displacement map forming unit 25 forms a displacement map indicating a periodic change of the displacement based on the measured displacement (S505). Furthermore, the coagulation measuring unit 26 measures the coagulation of the tissue at the treatment site P based on the displacement map (S506).
  • 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 S503 to S506 is executed in the next measurement period (see FIG. 2), and HIFU is irradiated in S507 after the measurement period.
  • the therapeutic ultrasonic beam TB is used as the displacement ultrasonic beam EB
  • the modulated HIFU is irradiated in S507, and the vibration components remaining after the HIFU irradiation are measured in S503 to S506.
  • 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. 6 is a diagram showing a specific example of the displacement map.
  • the displacement map forming unit 25 forms, for example, a displacement map shown in FIG. 6 based on the displacement measured by the displacement measuring unit 24.
  • FIG. 6 shows a displacement map in which the horizontal axis is time and the vertical axis is depth.
  • a plurality of sampling points (for example, 1024 sampling points) arranged in the depth direction of the measurement ultrasonic beam MB are arranged, and two sampling periods (each depth) are provided for two cycles.
  • the displacements (two sets of sampling numbers SP1 to SP13 in FIG. 3) are arranged in the horizontal axis direction in FIG.
  • the displacements are rearranged in the time axis direction.
  • the acquisition order of the sampling numbers SPn that is, the order of SP1, SP2, SP3,. Therefore, as shown in FIG. 3, the sampling numbers SPn are rearranged in the time direction so as to correspond to the horizontal axis of FIG.
  • the displacement changes in a sine wave shape over two periods.
  • a modulated HIFU modulated ultrasonic wave for displacement
  • the tissue at the position at the depth r is displaced so as to follow the vibration of the HIFU.
  • a displacement map like the specific example shown in FIG. 6 is obtained.
  • an effective vibration area may be set for the displacement map.
  • an effective vibration region is a region where displacement exists for two cycles and the magnitude of the displacement is equal to or greater than a threshold value.
  • a threshold value In the measurement of coagulation described later based on the displacement map, for example, only data in the effective vibration region may be used. Thereby, the deterioration of the measurement accuracy accompanying the data outside the effective vibration region can be suppressed.
  • the coagulation measuring unit 26 measures tissue coagulation based on the displacement map.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the change of the displacement map as the solidification progresses.
  • FIG. 7A shows a specific example of a displacement map immediately after the start of HIFU irradiation.
  • the displacement map shown in FIG. 7A is obtained immediately after irradiating the HIFU whose beam length in the depth direction is HL (for example, the focal region is HL).
  • the tissue is displaced so as to follow the vibration of the HIFU.
  • FIG. 7A immediately after the start of irradiation with HIFU, the tissue is not coagulated or the coagulation is small, and therefore, outside the region of the beam length HL, gradually deviates from the vibration of the HIFU as the distance from the beam length HL increases.
  • the tissue is displaced.
  • a shear wave shear wave
  • the shear wave travels in the depth direction (toward the shallower and deeper directions), and shearing occurs in the displacement map.
  • An inclination of displacement accompanying the wave propagation Sa appears.
  • FIG. 7B shows a specific example of the displacement map after solidification.
  • the tissue is solidified to the range of the solidified portion C shown in FIG. 7B, for example.
  • the tissue is hard due to coagulation, and the shear wave propagates immediately.
  • the coagulation portion C is displaced so as to follow the vibration of the HIFU as a whole.
  • a displacement accompanying shear wave propagation Sb appears in an unsolidified portion.
  • FIG. 8 is a diagram showing an example of measurement of the coagulation size Vs based on the displacement map.
  • FIG. 8A shows a specific example of the displacement map.
  • the coagulation measuring unit 26 performs frequency analysis of the displacement map in the time axis direction to extract a frequency component corresponding to the period of the modulation process for the displacement ultrasonic wave (HIFU), and coagulates the tissue based on the extracted frequency component.
  • the size Vs is derived.
  • FIG. 8B is a specific example of a processing result obtained by frequency analysis in the time axis direction with respect to the displacement map of FIG.
  • the solidification measurement unit 26 performs FFT processing in the time axis direction for each sampling point for a plurality of sampling points arranged in the depth direction in the displacement map of FIG. 8A, and the processing result of FIG. Get.
  • FIG. 8B corresponds to the same depth as in FIG. 8A, and the horizontal axis in FIG. 8B indicates the frequency.
  • corresponds to the absolute value after FFT processing.
  • the coagulation measuring unit 26 extracts a frequency component (modulation frequency component) corresponding to the modulation frequency in the modulation processing of the ultrasonic wave for displacement (HIFU) in the processing result of FIG. Then, the coagulation measurement unit 26 extracts the modulation frequency component at a plurality of sampling points arranged in the depth direction, and derives the coagulation size Vs of the tissue in the sampling direction based on the phase change in the sampling direction of the modulation frequency component. .
  • FIG. 8C illustrates the phase of the modulation frequency component obtained by the FFT process.
  • the horizontal axis in FIG. 8C corresponds to the depth direction, that is, the vertical axis in FIGS. 8A and 8B, and the vertical axis in FIG. 8C indicates the phase in radians.
  • the tissue vibrates in substantially the same phase within the portion, so that the slope of the phase waveform shown in FIG.
  • the propagation of the shear wave takes time, so that a phase shift occurs for each place (for each depth), and FIG.
  • the slope of the phase waveform shown in (c) increases.
  • the coagulation measurement unit 26 determines a portion having a small waveform inclination (for example, a portion having an inclination smaller than a threshold) in the waveform portion including the focal position of the HIFU based on the phase waveform shown in FIG. Is determined. Thereby, for example, as shown in FIG. 8C, a coagulation region including the focal position of the HIFU is determined, and a coagulation size Vs in the depth direction is derived.
  • a small waveform inclination for example, a portion having an inclination smaller than a threshold
  • the coagulation measuring unit 26 calculates a displacement reduction rate for each sampling point in the depth direction based on the displacement map, and based on the displacement reduction rate for a plurality of sampling points, the tissue coagulation size Ar. May be measured.
  • FIG. 9 is a diagram showing a measurement example of the solidification size Ar based on the displacement map.
  • the flowchart in FIG. 9 is executed in parallel with, for example, irradiation of the intense focused ultrasound (HIFU) with respect to the treatment site P.
  • HIFU intense focused ultrasound
  • a displacement map is formed at the initial diagnosis time (S901).
  • the initial diagnosis time is immediately before or after irradiation of the intense focused ultrasound (HIFU), and a displacement map (see FIG. 6) is formed.
  • HIFU intense focused ultrasound
  • a displacement map is formed at the next diagnosis time (S902).
  • the displacement map (see FIG. 6) is formed at the next diagnosis time after a certain time T has elapsed from the initial (one time before) diagnosis time.
  • the maximum displacement amount in the displacement map at the diagnosis time in S902 is smaller than the maximum displacement amount in the displacement map at the diagnosis time one hour before (S903).
  • the largest displacement in the effective vibration region (see FIG. 6) of the displacement map is set as the maximum displacement amount.
  • the process returns to S902, and a displacement map is formed at the next diagnosis time, and the displacement amount maximum value is confirmed at S903.
  • the processing in S902 and S903 is repeatedly executed until it becomes smaller than the maximum displacement amount of the displacement map at the diagnosis time one time ago.
  • a reference displacement map is determined (S904).
  • the displacement map at the diagnosis time one time before confirmed in S903, that is, the displacement map at the time when the displacement reaches the peak is used as a reference.
  • a displacement map as a reference may be determined by averaging the displacement maps at the time when the displacement reaches the peak and the time before and after the time.
  • the maximum amount of displacement may increase and then decrease due to irradiation with HIFU (see Document 1 below). That is, there is not always a peak of the maximum displacement amount immediately before or after the irradiation of HIFU. According to the processing from S902 to S904, the displacement map at the time when the displacement maximum value reaches the peak is used as a reference even when the displacement maximum value increases and then decreases due to irradiation with HIFU. Can do. Reference 1 “E Sapin-de Brosses, J Gennisson, M Pernot, M Fink and M Tanter,“ Temperature dependence of the shear modulus of soft tissues thermally by ultrasound. ”Phys Med Biol.
  • a displacement map is formed at each diagnosis time over a plurality of diagnosis times (S905), and based on the displacement reduction rate obtained from the comparison between the displacement map at each diagnosis time and the reference displacement map, the treatment site
  • the tissue coagulation size Ar in P is measured (S906).
  • the solidification measurement unit 26 desirably forms a displacement reduction rate map.
  • FIG. 10 is a diagram showing a specific example of the displacement reduction rate map.
  • the coagulation measurement unit 26 forms, for example, a displacement reduction rate map shown in FIG. FIG. 10 shows a displacement reduction rate map in which the HIFU irradiation time, that is, the diagnosis time, is set on the horizontal axis and the vertical axis is set on the depth. The depth of the vertical axis corresponds to the vertical axis of the displacement map (FIG. 6).
  • the coagulation measuring unit 26 derives a displacement amount corresponding to the depth for each depth of the displacement map for the displacement map obtained at each diagnosis time.
  • the root mean square that is, the effective value of the displacement is calculated from the change in displacement over two periods (horizontal axis in FIG. 6) for each depth.
  • the effective value is defined as the displacement amount at the depth.
  • the displacement amount of each depth may be determined by a calculation other than the root mean square.
  • the solidification measuring unit 26 derives a displacement amount serving as a reference for each depth based on a displacement map serving as a reference.
  • a displacement map serving as a reference.
  • the root mean square that is, the effective value of the displacement is calculated from the change of the displacement over two periods (horizontal axis in FIG. 6) for each depth of the reference displacement map, and the effective value is calculated.
  • the amount of reference displacement at that depth may be determined by a calculation other than the root mean square.
  • the coagulation measuring unit 26 calculates a ratio (Dm / Dr) between the displacement amount (Dm) obtained for each depth and the reference displacement amount (Dr) at the depth at each diagnosis time. Let the displacement decrease rate of that depth. Then, the displacement reduction rate is calculated for a plurality of depths over a plurality of diagnosis times, and the displacement reduction rate map of FIG. 10 is formed by mapping the luminance having a magnitude corresponding to the displacement reduction rate. Note that the displacement reduction rate may be expressed by, for example, a color or the like instead of the luminance. In addition, a displacement reduction rate map may be displayed on the display unit 50.
  • the displacement reduction rate map of FIG. 10 is expressed brighter with higher brightness as the decrease from the reference displacement amount is smaller, that is, closer to the reference displacement amount, and as the decrease from the reference displacement amount is greater, that is, the reference displacement.
  • the smaller the amount of displacement the lower the brightness and the darker the expression.
  • the portion expressed dark in FIG. 10 it is expected that the tissue becomes hard due to the progress of coagulation and the amount of displacement decreases. That is, it is considered that the tissue is coagulated in the portion expressed darkly in FIG.
  • an effective vibration region may be set for the displacement reduction rate map.
  • an effective vibration region (see FIG. 6) of the displacement map may be applied to the displacement reduction rate map, or a region where an effective reduction rate can be obtained by determining the effectiveness of the reduction rate in the displacement reduction rate map. May be the effective vibration region.
  • the coagulation measurement unit 26 derives the coagulation size Ar in the tissue depth direction at each diagnosis time based on the displacement reduction rate map. For example, a portion having a small reduction rate (for example, a portion having a reduction rate smaller than the threshold) in the effective vibration region of the displacement reduction rate map shown in FIG. 10 is determined as the solidification region, and the length in the depth direction of the solidification region is solidified. Let it be size Ar.
  • the coagulation measurement unit 26 derives the coagulation size Vs (see FIG. 8) and the coagulation size Ar (see FIG. 10) based on the displacement map. Furthermore, the coagulation measuring unit 26 calculates both the coagulation size Vs and the coagulation size Ar at each diagnosis time at a plurality of diagnosis times, and performs comprehensive determination based on the coagulation size Vs and the coagulation size Ar at each diagnosis time.
  • the tissue coagulation size Coag may be determined.
  • HIFU When a site adjacent to a target site irradiated with HIFU has already solidified In the treatment using HIFU, HIFU is irradiated to a plurality of treatment sites P one after another in a region to be treated. If there is a coagulated site in the vicinity of the treatment site P, the signal-to-noise ratio may be lowered in deriving the rate of decrease in displacement at the treatment site P.
  • FIG. 11 is a diagram showing a specific example of the treatment site P in the treatment region.
  • the site adjacent to the treatment site P scheduled to be irradiated with HIFU is already coagulated (coagulated site).
  • both the coagulation size Vs and the coagulation size Ar are used in the treatment site P.
  • the weighting factors W1 and W2 may be changed according to the distance L between the treatment site P and the coagulation site. For example, as the distance L is smaller, W2 is smaller than 0.5 and W1 is larger than 0.5. Also, the weighting factors W1 and W2 may be changed according to how many times the distance L is the beam width in the azimuth direction of the HIFU beam.
  • the estimation accuracy of the coagulation size Vs is determined by using the statistical deviations such as the standard deviation or the variance of the data points constituting the interval. Since it is also possible to evaluate the weighting factors W1 and W2 may be set according to the estimation accuracy.
  • a portion with a small reduction rate (for example, a portion with a reduction rate smaller than a threshold) is determined as a solidified region, and the length in the depth direction of the solidified region is the solidified size.
  • the reliability of the solidification size Ar may be evaluated according to the degree of change in the reduction rate.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining the reliability of the solidification size Ar.
  • FIG. 12 shows a specific example of the displacement reduction rate map.
  • a displacement reduction rate map is shown in which the horizontal axis represents the time (diagnosis time) during which HIFU is irradiated and the vertical axis represents the depth.
  • Specific examples of the displacement reduction rate at time T of this displacement reduction rate map are shown in FIGS. (A) and (b) show waveforms A and B with the horizontal axis representing depth and the vertical axis representing displacement reduction rate.
  • the change in the displacement reduction rate at the boundary between the solidified portion and the other portion is relatively steep, and the boundary can be detected with relatively high accuracy by using, for example, a threshold. Therefore, the reliability of the solidification size Ar measured based on the waveform A is high.
  • the change in the displacement reduction rate at the boundary between the solidified part and the other part is gentle, and the position of the boundary fluctuates relatively depending on the threshold value, for example.
  • the coagulation size Ar measured based on the waveform B fluctuates relatively greatly depending on the threshold value, and the reliability is low.
  • the solidification measurement unit 26 determines the degree of change in the displacement reduction rate in the depth direction at the diagnosis time of the displacement reduction rate map, for example, depending on the steepness of the change in the vicinity of the boundary between the solidified part and the other part.
  • the reliability of the size Ar may be evaluated, and the weighting factors W1 and W2 may be changed according to the reliability. For example, it is determined that the reliability of the solidification size Ar is higher as the change near the boundary is steeper, and the value of the weighting coefficient W2 is increased.
  • the coagulation measurement unit 26 may determine the coagulation size Coag according to the treatment target.
  • the treatment target is cancer
  • cancer tissue cancer tissue
  • Coag Vs ⁇ Ar
  • the product set (region belonging to both) of the range of the solidification size Vs and the range of the solidification size Ar is defined as the solidification size Coag.
  • the smaller value of the solidification size Vs and the solidification size Ar may be set as the solidification size Coag. This makes it possible to reduce the survival of cancer cells and desirably eliminate the survival of cancer cells, thereby improving the safety and reliability of treatment.
  • ultrasonic transducer 20 measurement diagnostic block, 22 transmission / reception unit, 24 displacement measurement unit, 25 displacement map formation unit, 26 coagulation measurement 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.

Abstract

　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。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。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。変位マップ形成部２５は、測定された変位に基づいて、その変位の周期的な変化を示す変位マップを形成する。凝固測定部２６は、変位マップに基づいて治療部位Ｐにおける組織の凝固を測定する。

Description

超音波医用装置
　本発明は、組織の凝固を診断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（Harmonic Motion 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診断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、超音波を利用して組織の凝固を診断する改良技術を提供することにある。
　上記目的にかなう好適な超音波医用装置は、組織を周期的に変位させる変位用超音波の送信信号を出力する送信部と、周期的に変位する組織から測定用超音波の受信信号を得る受信部と、測定用超音波の受信信号に基づいて組織の変位を測定する変位測定部と、測定された変位に基づいて、当該変位の周期的な変化を示す変位データを得る変位処理部と、変位データに基づいて組織の凝固を診断する凝固診断部と、を有することを特徴とする。
　上記装置において、測定用超音波は、一般的な超音波診断装置における診断用の超音波と同程度の特性（周波数，波形，強度）であり、診断用の超音波振動子を利用して送受することができる。これに対し、変位用超音波は、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である。変位用超音波は、測定用超音波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）が変位用超音波の好適な具体例である。なお、変位用超音波として強力集束超音波（ＨＩＦＵ）を利用する場合には、その強力集束超音波（ＨＩＦＵ）により組織を変位させつつ当該組織を加熱して凝固させてもよい。
　上記装置は、変位用超音波により組織を周期的に変位させ、その変位の周期的な変化を示す変位データを得ている。これにより、組織に係る変位の周期的な変化を示した変位データに基づいて組織の凝固を診断することが可能になる。
　望ましい具体例において、前記送信部は、変調処理された変位用超音波の送信信号を出力し、前記変位処理部は、前記変位データとして、前記変調処理の周期に対応した時間軸に沿って変位の時間変化を示した変位マップを形成し、前記凝固診断部は、前記変位マップに基づいて組織の凝固を診断する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記変位処理部は、サンプリング方向に並ぶ複数のサンプリング点について、各サンプリング点における変位の時間変化を示した変位マップを形成し、前記凝固診断部は、前記変位マップに基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズを導出する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記凝固診断部は、前記変位マップを時間軸方向に周波数解析することにより前記変調処理の周期に対応した周波数成分を抽出し、抽出した周波数成分に基づいて組織の凝固サイズＶｓを導出する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記凝固診断部は、複数のサンプリング点について抽出した前記周波数成分のサンプリング方向における位相の変化に基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズＶｓを導出する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記凝固診断部は、複数の診断時刻に亘って各診断時刻ごとに得られる前記変位マップに基づいて、各サンプリング点ごとに変位の減少率を算出し、複数のサンプリング点についての変位の減少率に基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズＡｒを導出する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記凝固診断部は、前記変位マップから得られる前記変調処理の周期に対応した周波数成分に基づいて組織の凝固サイズＶｓを導出し、前記変位マップから得られる変位の減少率に基づいて組織の凝固サイズＡｒを導出し、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒに基づく総合的な判定により組織の凝固サイズを決定する、ことを特徴とする。
　本発明により、超音波を利用して組織の凝固を診断する改良技術が提供される。例えば本発明の好適な態様によれば、組織に係る変位の周期的な変化を示した変位データに基づいて組織の凝固を診断することが可能になる。
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。 図１の超音波医用装置の動作の具体例を示すフローチャートである。 変位マップの具体例を示す図である。 凝固の進行に伴う変位マップの変化を説明するための図である。 変位マップに基づいた凝固サイズＶｓの測定例を示す図である。 変位マップに基づいた凝固サイズＡｒの測定例を示すフローチャートである。 変位減少率マップの具体例を示す図である。 治療領域内における治療部位Ｐの具体例を示す図である。 凝固サイズＡｒの信頼性を説明するための図である。
　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、複合型の超音波振動子１０を有しており、超音波振動子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。もちろん、治療用超音波ビームＴＢとは異なる変位用超音波ビームＥＢが利用されてもよい。
　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、超音波振動子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、超音波振動子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。つまり、送受信部２２は、送信部（送信ビームフォーマ）の機能と、受信部（受信ビームフォーマ）の機能を備えている。
　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、変位マップ形成部２５は、変位測定部２４において測定された変位に基づいて、その変位の周期的な変化を示す変位データを得る変位処理部として機能する。変位マップ形成部２５は、変位データとして、後に詳述する変位マップを形成する。そして、凝固測定部２６は、変位マップに基づいて治療部位Ｐにおける組織の凝固を測定する。変位測定部２４と変位マップ形成部２５と凝固測定部２６における具体的な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。
　本超音波医用装置の全体構成は以上のとおりである。次に、本超音波医用装置により実現される機能等について説明する。なお、図１に示した構成（符号を付した各部）については、以下の説明において図１の符号を利用する。
　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。
　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、例えば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３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４（Ｉ）に示す。
　図３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４（ＩＩ）に示す。
　図３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３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３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、例えば上述した数１式により変調周波数が決定され、決定された変調周波数を用いて変位用超音波ビームＥＢが変調処理される。
　図５は、図１の超音波医用装置（本超音波医用装置）の動作の具体例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（Ｓ５０１）。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（Ｓ５０２）。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、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３を利用して説明した具体例に従って、例えば、変調周波数が３８．４６Ｈｚ，７６．９２Ｈｚ，１９２．３０Ｈｚのいずれかに設定される。
　そして、変調周波数で変調処理された変位用超音波の送信信号に基づく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受信信号データが得られる（Ｓ５０３）。例えば図３を利用して説明したように、時間方向（周期方向）においてサンプリング番号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。
　変位測定用の受信信号データが得られると、変位測定部２４により、受信信号データに基づいて変位が測定される（Ｓ５０４）。変位は、例えば測定用超音波ビームＭＢの深さ方向に並ぶ複数のサンプリング点について、各サンプリング点（各深さ）ごとに測定される。また、各サンプリング点ごとに、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、各サンプリング点（各深さ）ごとに変位が算出される。例えば、深さ方向に並ぶ１０２４個のサンプリング点について、相関演算の相関窓を６４サンプリング点として、各サンプリング点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。
　変位が測定されると、変位マップ形成部２５は、測定された変位に基づいて、その変位の周期的な変化を示す変位マップを形成する（Ｓ５０５）。さらに、凝固測定部２６は、変位マップに基づいて、治療部位Ｐにおける組織の凝固を測定する（Ｓ５０６）。
　そして、治療部位Ｐに対して強力集束超音波（ＨＩＦＵ）が照射される（Ｓ５０７）。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。さらに、加熱期間（図２参照）が終了していなければ（Ｓ５０８）、次の測定期間（図２参照）において、Ｓ５０３～Ｓ５０６までの測定処理が実行され、測定期間後にＳ５０７においてＨＩＦＵが照射される。なお、治療用超音波ビームＴＢが変位用超音波ビームＥＢとして利用される場合には、Ｓ５０７において、変調処理されたＨＩＦＵが照射され、ＨＩＦＵ照射後に残る振動成分がＳ５０３～Ｓ５０６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（Ｓ５０８）、治療部位Ｐにおける治療が終了する。また、Ｓ５０６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６は、変位マップの具体例を示す図である。変位マップ形成部２５は、変位測定部２４において測定された変位に基づいて、例えば、図６に示す変位マップを形成する。図６には、横軸を時間として縦軸を深さとした変位マップが図示されている。
　図６の縦軸方向には、測定用超音波ビームＭＢの深さ方向に並ぶ複数のサンプリング点（例えば１０２４個のサンプリング点）が並べられ、各サンプリング点（各深さ）ごとに２周期分（図３のサンプリング番号ＳＰ１～ＳＰ１３のセットが２セット分）の変位が図６の横軸方向に並べられる。
　なお、変位マップを形成する際には、時間軸方向において変位の並べ替えが行われる。例えば、変調周波数として図３において説明した１９２．３０Ｈｚ（変調周波数５）を利用した場合には、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３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が時間方向において並べ替えられて、図６の横軸に対応付けられる。
　そして、図６においては、深さ方向の各サンプリング点ごとに、つまり各深さごとに、時間軸方向の２周期に亘る変位の大きさ（変位量）が輝度の大きさに対応付けてマッピングされている。つまり、図６において、正方向に大きな変位ほど高い輝度で明るく表現され、負方向に大きな変位ほど低い輝度で暗く表現されている。なお、輝度に代えて、例えば色等により変位の大きさが表現されてもよい。また、変位マップが表示部５０に表示されてもよい。
　図６の具体例において、破線で示す深さｒにおける変位の変化を時間軸方向に見ると、変位が２周期に亘って正弦波状に変化している。例えば、深さｒの位置を焦点として、変調処理されたＨＩＦＵ（変調処理された変位用超音波）が照射されると、そのＨＩＦＵの振動に追従するように深さｒの位置における組織が変位し、図６に示す具体例のような変位マップが得られる。
　なお、変位マップに対して、有効振動領域が設定されてもよい。例えばメディアンフィルタ等の処理を施した変位マップ内において、変位が２周期分存在し且つ変位の大きさが閾値以上となる領域が有効振動領域とされる。そして、変位マップに基づく後述する凝固の測定において、例えば、有効振動領域内におけるデータのみを利用するようにしてもよい。これにより、有効振動領域外のデータに伴う測定精度の悪化を抑えることができる。
　ＨＩＦＵの照射により組織の凝固が進行すると変位マップに変化が現れる。凝固測定部２６は、変位マップに基づいて組織の凝固を測定する。
　図７は、凝固の進行に伴う変位マップの変化を説明するための図である。図７（Ａ）には、ＨＩＦＵの照射開始直後における変位マップの具体例が図示されている。例えば、深さ方向のビーム長がＨＬ（例えば焦点領域がＨＬ）であるＨＩＦＵを照射した直後において、図７（Ａ）の変位マップが得られる。ビーム長ＨＬの領域（例えば焦点領域）においては、ＨＩＦＵの振動に追従するように組織が変位する。
　また、ＨＩＦＵの照射開始直後の図７（Ａ）では、組織が凝固していない又は凝固が小さいため、ビーム長ＨＬの領域外において、ビーム長ＨＬから離れるに従って、ＨＩＦＵの振動から徐々に遅れて組織が変位する。つまり、ＨＩＦＵの振動により、ビーム長ＨＬの領域においてせん断波（ずり波）が発生し、そのせん断波が深さ方向に（浅い方と深い方のそれぞれに向かって）進み、変位マップ内においてせん断波の伝播Ｓａに伴う変位の傾きが現れる。
　これに対し、図７（Ｂ）には、凝固後における変位マップの具体例が図示されている。例えば、図７（Ａ）に示すビーム長ＨＬのＨＩＦＵを照射し続けると、ビーム長ＨＬの領域から凝固が進行し、例えば図７（Ｂ）に示す凝固部分Ｃの範囲まで組織が凝固する。凝固部分Ｃにおいては、凝固により組織が硬く、せん断波が即伝播するため、例えば図７（Ｂ）に示すように、凝固部分Ｃが全体的にＨＩＦＵの振動に追従するように変位する。また、図７（Ｂ）において、凝固していない部分では、せん断波の伝播Ｓｂに伴う変位が現れる。
　図８は、変位マップに基づいた凝固サイズＶｓの測定例を示す図である。図８（ａ）には、変位マップの具体例が図示されている。凝固測定部２６は、変位マップを時間軸方向に周波数解析することにより、変位用超音波（ＨＩＦＵ）に対する変調処理の周期に対応した周波数成分を抽出し、抽出した周波数成分に基づいて組織の凝固サイズＶｓを導出する。
　図８（ｂ）は、図８（ａ）の変位マップに対する時間軸方向の周波数解析により得られる処理結果の具体例である。凝固測定部２６は、図８（ａ）の変位マップにおいて、深さ方向に並ぶ複数のサンプリング点について、各サンプリング点ごとに時間軸方向にＦＦＴ処理を行って、図８（ｂ）の処理結果を得る。
　図８（ｂ）の縦軸は、図８（ａ）と同じ深さに対応しており、図８（ｂ）の横軸は周波数を示している。そして、図８（ｂ）内における輝度がＦＦＴ処理後の絶対値に対応している。
　凝固測定部２６は、図８（ｂ）の処理結果において、変位用超音波（ＨＩＦＵ）の変調処理における変調周波数に対応した周波数成分（変調周波数成分）を抽出する。そして、凝固測定部２６は、深さ方向に並ぶ複数のサンプリング点において変調周波数成分を抽出し、変調周波数成分のサンプリング方向における位相の変化に基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズＶｓを導出する。
　図８（ｃ）には、ＦＦＴ処理により得られる変調周波数成分の位相が図示されている。図８（ｃ）の横軸は、深さ方向つまり図８（ａ）（ｂ）の縦軸に対応しており、図８（ｃ）の縦軸は、位相をラジアン単位で示している。
　せん断波の伝播速度が早い部分、つまり組織が凝固している部分においては、その部分内でほぼ同位相で組織が振動するため、図８（ｃ）に示す位相波形の傾きが小さくなる。一方、せん断波の伝播速度が遅い部分、つまり組織が凝固していない部分においては、せん断波の伝播に時間がかかるため、場所ごとに（深さごとに）位相にずれが生じて、図８（ｃ）に示す位相波形の傾きが大きくなる。
　そこで、凝固測定部２６は、図８（ｃ）に示す位相波形に基づいて、ＨＩＦＵの焦点位置を含む波形部分において、波形の傾きが小さい部分（例えば閾値よりも傾きが小さい部分）を凝固領域と判定する。これにより、例えば、図８（ｃ）に示すように、ＨＩＦＵの焦点位置を含む凝固領域が判定され、深さ方向の凝固サイズＶｓが導出される。
　なお、図８に示す具体例においては、ＦＦＴ処理を行っているため信号対雑音比の向上が期待される。また、図８に示す具体例においては、凝固部分の凹凸を、この区間を構成するデータ点の標準偏差または分散等の統計的な指標等を用いて、推定精度を評価すること等も可能であり、その推定精度を後に詳述する総合判定に利用してもよい。
　また、凝固測定部２６は、変位マップに基づいて、深さ方向の各サンプリング点ごとに変位の減少率を算出し、複数のサンプリング点についての変位の減少率に基づいて、組織の凝固サイズＡｒを測定してもよい。
　図９は、変位マップに基づいた凝固サイズＡｒの測定例を示す図である。図９のフローチャートは、例えば、治療部位Ｐに対する強力集束超音波（ＨＩＦＵ）の照射と並行して実行される。
　まず、初期の診断時刻において変位マップが形成される（Ｓ９０１）。例えば、強力集束超音波（ＨＩＦＵ）の照射直前または照射直後が初期の診断時刻とされ、変位マップ（図６参照）が形成される。
　さらに、次の診断時刻において変位マップが形成される（Ｓ９０２）。例えば、初期（１時刻前）の診断時刻から一定時間Ｔが経過した次の診断時刻において、変位マップ（図６参照）が形成される。
　そして、Ｓ９０２の診断時刻における変位マップ内の変位量最大値が、それよりも１時刻前の診断時刻における変位マップの変位量最大値よりも小さいか否かが確認される（Ｓ９０３）。例えば、変位マップの有効振動領域（図６参照）内において最も大きな変位が変位量最大値とされる。
　１時刻前の診断時刻における変位マップの変位量最大値よりも小さくない場合には、Ｓ９０２に戻り、さらに次の診断時刻において変位マップが形成され、Ｓ９０３において変位量最大値が確認される。Ｓ９０２とＳ９０３における処理は、１時刻前の診断時刻における変位マップの変位量最大値よりも小さくなるまで繰り返し実行される。
　Ｓ９０３において１時刻前の診断時刻における変位マップの変位量最大値よりも小さいことが確認されると、リファレンスとなる変位マップが決定される（Ｓ９０４）。例えばＳ９０３において確認された１時刻前の診断時刻における変位マップ、つまり変位がピークに到達した時刻における変位マップがリファレンスとされる。なお、例えば、変位がピークに到達した時刻とその前後の時刻における変位マップを平均化して、リファレンスとなる変位マップが決定されてもよい。
　治療組織の初期温度や組織性状等によっては、ＨＩＦＵが照射されることにより、変位量最大値が上昇してから減少する場合もある（下記文献１参照）。つまり、ＨＩＦＵの照射直前または直後に変位量最大値のピークがあるとは限らない。Ｓ９０２からＳ９０４までの処理によれば、ＨＩＦＵが照射されることにより変位量最大値が上昇してから減少する場合においても、変位量最大値がピークに到達した時刻における変位マップをリファレンスとすることができる。
　文献１「E Sapin-de Brosses, J Gennisson, M Pernot, M Fink and M Tanter, “Temperature dependence of the shear modulus of soft tissues assessed by ultrasound.” Phys Med Biol. 2010 Mar 21; 55(6):1701-18」（文献１には、生体組織の温度を変化させたときの横弾性係数を測定した結果が記載されている。生体組織によっては、温度を上昇させていくと、ある温度までは横弾性係数が徐々に小さくなり（組織が柔らかくなる＝組織の変位量が大きくなる）、ある温度から高温になるにつれて横弾性係数が大きくなる（組織が硬くなる＝組織の変位量が小さくなる）という結果が文献１に示されている。）
　そして、複数の診断時刻に亘って各診断時刻において変位マップが形成され（Ｓ９０５）、各診断時刻における変位マップとリファレンスとなる変位マップとの比較から得られる変位の減少率に基づいて、治療部位Ｐにおける組織の凝固サイズＡｒが測定される（Ｓ９０６）。凝固サイズＡｒの測定において、凝固測定部２６は、変位減少率マップを形成することが望ましい。
　図１０は、変位減少率マップの具体例を示す図である。凝固測定部２６は、例えば、図１０に示す変位減少率マップを形成する。図１０には、ＨＩＦＵが照射される時間つまり診断時刻を横軸とし、縦軸を深さとした変位減少率マップが図示されている。縦軸の深さは、変位マップ（図６）の縦軸に対応している。
　凝固測定部２６は、各診断時刻ごとに得られる変位マップについて、その変位マップの各深さごとにその深さに対応した変位量を導出する。例えば、各診断時刻ごとに得られる変位マップ内において、各深さごとに２周期分（図６の横軸）に亘る変位の変化から、その変位の二乗平均平方根（ＲＭＳ）つまり実効値を算出し、その実効値をその深さの変位量とする。もちろん、二乗平均平方根以外の演算により各深さの変位量が決定されてもよい。
　また、凝固測定部２６は、リファレンスとなる変位マップに基づいて、各深さごとにその深さのリファレンスとなる変位量を導出する。例えば、リファレンスとなる変位マップの各深さごとに２周期分（図６の横軸）に亘る変位の変化から、その変位の二乗平均平方根（ＲＭＳ）つまり実効値を算出し、その実効値をその深さにおけるリファレンスの変位量とする。もちろん、二乗平均平方根以外の演算により各深さにおけるリファレンスの変位量が決定されてもよい。
　そして、凝固測定部２６は、各診断時刻において、各深さごとに得られる変位量（Ｄｍ）と、その深さにおけるリファレンスの変位量（Ｄｒ）との比率（Ｄｍ／Ｄｒ）を算出して、その深さの変位減少率とする。そして、複数の深さについて複数の診断時刻に亘って変位減少率が算出され、変位減少率に応じた大きさの輝度をマッピングすることにより、図１０の変位減少率マップが形成される。なお、輝度に代えて、例えば色等により変位減少率が表現されてもよい。また、変位減少率マップが表示部５０に表示されてもよい。
　図１０の変位減少率マップは、リファレンスの変位量からの減少が小さいほど、つまりリファレンスの変位量に近いほど、高い輝度で明るく表現され、リファレンスの変位量からの減少が大きいほど、つまりリファレンスの変位量よりも小さいほど、低い輝度で暗く表現されている。図１０において暗く表現される部分は、凝固の進行により組織が硬くなり、変位量が減少していることが予想される。つまり、図１０において暗く表現される部分において組織が凝固していると考えられる。
　なお、変位減少率マップに対して、有効振動領域が設定されてもよい。例えば変位マップの有効振動領域（図６参照）を変位減少率マップに適用してもよいし、変位減少率マップ内において減少率の有効性を判定するなどして有効な減少率が得られる領域を有効振動領域としてもよい。
　凝固測定部２６は、変位減少率マップに基づいて、各診断時刻ごとに、組織の深さ方向の凝固サイズＡｒを導出する。例えば、図１０に示す変位減少率マップの有効振動領域内において減少率が小さい部分（例えば閾値よりも減少率が小さい部分）を凝固領域と判定し、凝固領域の深さ方向の長さを凝固サイズＡｒとする。
　以上に説明したように、凝固測定部２６は、変位マップに基づいて、凝固サイズＶｓ（図８参照）と凝固サイズＡｒ（図１０参照）を導出する。さらに、凝固測定部２６は、複数の診断時刻において、各診断時刻ごとに凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒの両方を算出し、各診断時刻において凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒに基づく総合的な判定により組織の凝固サイズＣｏａｇを決定してもよい。例えば、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒの各々に対する重み付け係数Ｗ１とＷ２（Ｗ１＋Ｗ２＝１）を用いて、総合的な組織の凝固サイズＣｏａｇが「Ｃｏａｇ＝Ｗ１・Ｖｓ＋Ｗ２・Ａｒ」とされる。
　重み付け係数Ｗ１とＷ２は、例えば、デフォルト値をＷ１＝Ｗ２＝０．５とし、以下に説明する条件に応じて適宜変更されてもよい。
　＜条件１＞ＨＩＦＵの深さ方向のビーム長よりも小さな凝固サイズを計測する場合
凝固サイズＶｓは、ＨＩＦＵの深さ方向のビーム長ＨＬ（図７）よりも凝固サイズが大きくならないと信頼性が低いため、条件１の場合には、凝固サイズＡｒの方を尊重する。例えば「Ｃｏａｇ＝Ａｒ（Ｗ１＝０，Ｗ２＝１）」とする。
　＜条件２＞ＨＩＦＵが照射される目標部位の隣接部位が既に凝固している場合
ＨＩＦＵを利用した治療においては、治療の対象となる領域において、複数の治療部位Ｐに対して次々にＨＩＦＵが照射される場合があり、治療部位Ｐの近傍において既に凝固した部位があると、治療部位Ｐにおける変位の減少率の導出において信号対雑音比が低くなる可能性がある。
　図１１は、治療領域内における治療部位Ｐの具体例を示す図である。図１１（ａ）においては、これからＨＩＦＵの照射を予定している治療部位Ｐに隣接する部位が既に凝固（凝固部位）している。そのため、治療部位Ｐにおいて減少率に基づいて得られる凝固サイズＡｒよりも凝固サイズＶｓの方を尊重する。例えば「Ｃｏａｇ＝Ｖｓ（Ｗ１＝１，Ｗ２＝０）」とする。
　一方、図１１（ｂ）においては、これからＨＩＦＵの照射を予定している治療部位Ｐが凝固部位から比較的離れているため、治療部位Ｐにおいて、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒの両方を利用し、例えば「Ｃｏａｇ＝Ｗ１・Ｖｓ＋Ｗ２・Ａｒ（Ｗ１＋Ｗ２＝１）」とする。
　なお、治療部位Ｐと凝固部位との間の距離Ｌに応じて、重み付け係数Ｗ１とＷ２が変更されてもよい。例えば、距離Ｌが小さいほどＷ２を０．５よりも小さくしてＷ１を０．５よりも大きくする。また、距離ＬがＨＩＦＵビームの方位方向におけるビーム幅の何倍かに応じて重み付け係数Ｗ１とＷ２が変更されてもよい。
　また、複数の治療部位Ｐに対して次々にＨＩＦＵを照射するにあたり、常に凝固部位に隣接する治療部位Ｐを対象とする場合には、最初の治療部位Ｐに対する照射において、例えば「Ｃｏａｇ＝Ｗ１・Ｖｓ＋Ｗ２・Ａｒ（Ｗ１＋Ｗ２＝１）」とし、２つ目以降の治療部位Ｐに対する照射において常に「Ｃｏａｇ＝Ｖｓ（Ｗ１＝１，Ｗ２＝０）」としてもよい。
　＜条件３＞凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒについて信頼性が評価できる場合
凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒの少なくとも一方について、計測結果の信頼性が評価できる場合には、その信頼性に応じて、重み付け係数Ｗ１とＷ２が変更されてもよい。
　例えば、図８を利用して説明した具体例においては、凝固部分の凹凸を、この区間を構成するデータ点の標準偏差または分散等の統計的な指標等を用いて、凝固サイズＶｓの推定精度を評価すること等も可能であるため、その推定精度に応じて、重み付け係数Ｗ１とＷ２が設定されてもよい。
　また、図１０を利用して説明した具体例においては、減少率が小さい部分（例えば閾値よりも減少率が小さい部分）を凝固領域と判定し、凝固領域の深さ方向の長さを凝固サイズＡｒとして計測しているが、減少率の変化の度合いに応じて、凝固サイズＡｒの信頼性が評価されてもよい。
　図１２は、凝固サイズＡｒの信頼性を説明するための図である。図１２には、変位減少率マップの具体例が図示されている。つまり、ＨＩＦＵが照射される時間（診断時刻）を横軸とし、縦軸を深さとした変位減少率マップが図示されている。この変位減少率マップの時刻Ｔにおける変位減少率の具体例が（ａ）（ｂ）に図示されている。（ａ）（ｂ）には、横軸を深さとして縦軸を変位減少率とした波形Ａ，波形Ｂが示されている。
　波形Ａは、凝固部分とそれ以外の部分の境界における変位減少率の変化が比較的急峻であり、例えば閾値により比較的高い精度で境界を検出することができる。そのため、波形Ａに基づいて測定される凝固サイズＡｒの信頼性が高い。
　これに対し、波形Ｂは、凝固部分とそれ以外の部分の境界における変位減少率の変化が緩やかであり、例えば閾値の大きさに応じて境界の位置が比較的大きく変動する。そのため、波形Ｂに基づいて測定される凝固サイズＡｒは、閾値の大きさに応じて比較的大きく変動してしまい信頼性が低い。
　そこで、凝固測定部２６は、変位減少率マップの診断時刻における深さ方向の変位減少率の変化の度合い、例えば、凝固部分とそれ以外の部分の境界付近における変化の急峻さに応じて、凝固サイズＡｒの信頼性を評価し、その信頼性に応じて、重み付け係数Ｗ１とＷ２を変更するようにしてもよい。例えば、境界付近における変化が急峻であるほど、凝固サイズＡｒの信頼性が高いと判定され、重み付け係数Ｗ２の値が大きくされる。
　また、凝固測定部２６は、組織の凝固サイズＣｏａｇを決定するにあたり、治療対象に応じて凝固サイズＣｏａｇを決定するようにしてもよい。
　例えば、治療対象が癌の場合には、癌細胞（癌組織）を確実に凝固壊死させることが望ましいため、「Ｃｏａｇ＝Ｖｓ∩Ａｒ」とする。つまり、凝固サイズＶｓの範囲と凝固サイズＡｒの範囲の積集合（両方に属する領域）を凝固サイズＣｏａｇとする。なお、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒのうちのいずれか小さい方の値を凝固サイズＣｏａｇとしてもよい。これにより、癌細胞の残存を低減して望ましくは癌細胞の残存を無くして、治療の安全性と信頼性を高めることが可能になる。
　これに対し、治療対象が子宮筋腫のような良性腫瘍においては、癌の場合とは異なり、治療領域を縮小することが望ましい場合がある。つまり、癌細胞の場合のように確実に凝固壊死に導く必要性が低く、また、まばらに照射点を設定してＨＩＦＵを照射することも考えられる。そこで、治療対象が例えば良性腫瘍の場合には「Ｃｏａｇ＝Ｖｓ∪Ａｒ」とする。つまり、凝固サイズＶｓの範囲と凝固サイズＡｒの範囲の和集合（少なくとも一方に属する領域）を凝固サイズＣｏａｇとする。なお、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒのうちのいずれか大きい方の値を凝固サイズＣｏａｇとしてもよい。
　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　超音波振動子、２０　測定診断ブロック、２２　送受信部、２４　変位測定部、２５　変位マップ形成部、２６　凝固測定部、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. 　組織を周期的に変位させる変位用超音波の送信信号を出力する送信部と、
    　周期的に変位する組織から測定用超音波の受信信号を得る受信部と、
    　測定用超音波の受信信号に基づいて組織の変位を測定する変位測定部と、
    　測定された変位に基づいて、当該変位の周期的な変化を示す変位データを得る変位処理部と、
    　変位データに基づいて組織の凝固を診断する凝固診断部と、
    　を有する、
    　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、
    　前記送信部は、変調処理された変位用超音波の送信信号を出力し、
    　前記変位処理部は、前記変位データとして、前記変調処理の周期に対応した時間軸に沿って変位の時間変化を示した変位マップを形成し、
    　前記凝固診断部は、前記変位マップに基づいて組織の凝固を診断する、
    　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、
    　前記変位処理部は、サンプリング方向に並ぶ複数のサンプリング点について、各サンプリング点における変位の時間変化を示した変位マップを形成し、
    　前記凝固診断部は、前記変位マップに基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズを導出する、
    　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、
    　前記凝固診断部は、前記変位マップを時間軸方向に周波数解析することにより前記変調処理の周期に対応した周波数成分を抽出し、抽出した周波数成分に基づいて組織の凝固サイズＶｓを導出する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  5. 　請求項４に記載の超音波医用装置において、
    　前記凝固診断部は、複数のサンプリング点について抽出した前記周波数成分のサンプリング方向における位相の変化に基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズＶｓを導出する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  6. 　請求項３に記載の超音波医用装置において、
    　前記凝固診断部は、複数の診断時刻に亘って各診断時刻ごとに得られる前記変位マップに基づいて、各サンプリング点ごとに変位の減少率を算出し、複数のサンプリング点についての変位の減少率に基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズＡｒを導出する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  7. 　請求項４に記載の超音波医用装置において、
    　前記凝固診断部は、複数の診断時刻に亘って各診断時刻ごとに得られる前記変位マップに基づいて、各サンプリング点ごとに変位の減少率を算出し、複数のサンプリング点についての変位の減少率に基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズＡｒを導出する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  8. 　請求項５に記載の超音波医用装置において、
    　前記凝固診断部は、複数の診断時刻に亘って各診断時刻ごとに得られる前記変位マップに基づいて、各サンプリング点ごとに変位の減少率を算出し、複数のサンプリング点についての変位の減少率に基づいて、組織のサンプリング方向の凝固サイズＡｒを導出する、
    　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、
    　前記凝固診断部は、前記変位マップから得られる前記変調処理の周期に対応した周波数成分に基づいて組織の凝固サイズＶｓを導出し、前記変位マップから得られる変位の減少率に基づいて組織の凝固サイズＡｒを導出し、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒに基づく総合的な判定により組織の凝固サイズを決定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  10. 　請求項４に記載の超音波医用装置において、
    　前記凝固診断部は、前記変位マップから得られる前記変調処理の周期に対応した周波数成分に基づいて組織の凝固サイズＶｓを導出し、前記変位マップから得られる変位の減少率に基づいて組織の凝固サイズＡｒを導出し、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒに基づく総合的な判定により組織の凝固サイズを決定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  11. 　請求項５に記載の超音波医用装置において、
    　前記凝固診断部は、前記変位マップから得られる前記変調処理の周期に対応した周波数成分に基づいて組織の凝固サイズＶｓを導出し、前記変位マップから得られる変位の減少率に基づいて組織の凝固サイズＡｒを導出し、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒに基づく総合的な判定により組織の凝固サイズを決定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
  12. 　請求項６に記載の超音波医用装置において、
    　前記凝固診断部は、前記変位マップから得られる前記変調処理の周期に対応した周波数成分に基づいて組織の凝固サイズＶｓを導出し、前記変位マップから得られる変位の減少率に基づいて組織の凝固サイズＡｒを導出し、凝固サイズＶｓと凝固サイズＡｒに基づく総合的な判定により組織の凝固サイズを決定する、
    　ことを特徴とする超音波医用装置。
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