WO2020085429A1 - 超音波診断装置 - Google Patents

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WO2020085429A1
WO2020085429A1 PCT/JP2019/041698 JP2019041698W WO2020085429A1 WO 2020085429 A1 WO2020085429 A1 WO 2020085429A1 JP 2019041698 W JP2019041698 W JP 2019041698W WO 2020085429 A1 WO2020085429 A1 WO 2020085429A1
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WO
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Prior art keywords
probe
ultrasonic
diagnostic apparatus
subject
ultrasonic waves
Prior art date
Application number
PCT/JP2019/041698
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English (en)
French (fr)
Inventor
いわき 秋山
祐加子 辻本
利洋 田中
都始子 平井
貴世介 南口
Original Assignee
学校法人同志社
公立大学法人奈良県立医科大学
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Publication date
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Classifications

    • 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
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that determines the effect of treatment on a subject based on the echo signal of the ultrasonic wave reflected by the subject.
  • TACE Hepatic arterial chemoembolization
  • liver cancer unresectable hepatocellular carcinoma
  • TACE is a method of injecting an anticancer agent into liver cancer and then injecting a solid embolic substance such as gelatin sponge to cut off the nutrient supply to the liver cancer, thereby causing ischemic necrosis of the liver cancer.
  • a mixed solution (emulsion) of a contrast agent and an anticancer agent is usually used to inject an anticancer agent into liver cancer through a catheter.
  • An example of a contrast agent is Lipiodol® (iodinated poppy oil fatty acid ethyl ester).
  • An ultrasonic diagnostic apparatus that generates a tomographic image of the subject based on the echo signal of the ultrasonic wave reflected by the subject is known as a safe diagnostic means without X-ray exposure.
  • the conventional ultrasonic diagnostic apparatus merely visualizes the boundary inside the living body, and analyzes the pathological diagnostic information of the living tissue in detail, and the Lipiodol emulsion stays in blood vessels and sinusoids around the liver cancer. It was not possible to judge whether or not it was possible to judge the degree of progression of liver cancer.
  • an object of the present invention is to obtain an ultrasonic diagnostic apparatus for diagnosing the effect of cancer treatment by TACE using ultrasonic waves.
  • One aspect of the present invention provides an ultrasonic diagnostic apparatus that determines the effect of cancer treatment on a specific site of a subject based on the echo signal of the ultrasonic wave reflected by the subject.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus irradiates a subject with ultrasonic waves and receives an echo signal, an operation unit that receives a selection operation of a position of a specific portion by a user, and an ultrasonic wave for heating the specific portion.
  • the thermophysical property information of the specific part is obtained.
  • a controller that determines the presence or absence of a contrast agent at a specific site based on the acquired thermophysical property information.
  • an ultrasonic diagnostic apparatus for diagnosing the effect of cancer treatment by TACE using ultrasonic waves can be obtained.
  • FIG. 3 It is a figure which shows the structure of the ultrasonic diagnosing device which concerns on embodiment of this invention. It is a figure which shows an example of the arrangement structure of the piezoelectric element of a 1st probe and a 2nd probe. It is a figure which shows the other example of the arrangement structure of the piezoelectric element of a 1st probe and a 2nd probe. It is a flow chart which shows a flow of operation of an ultrasonic diagnostic equipment concerning an embodiment of the present invention. It is a figure which shows an example of the B mode image of the liver displayed on the display part. It is a figure which shows typically the B-mode image shown by FIG. 4a. 4 is a flowchart showing a detailed flow of a therapeutic effect diagnosis step shown in FIG. 3.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus 100 according to the embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes a probe housing 1, a first signal generation unit 2, a second signal generation unit 3, a reception unit 4, a control unit 5, a storage unit 6, a display unit 7, and an operation unit 8.
  • the probe housing 1 irradiates a living body of a subject such as a patient with ultrasonic waves and also receives a reflected wave (echo) and converts it into an electric signal. And a second probe 12 for heating the living body.
  • the probe housing 1 supports therein a first probe 11 and a second probe 12 such that they are arranged in a predetermined positional relationship.
  • the first probe 11 emits an ultrasonic pulse based on the electric signal supplied from the first signal generation unit 2, receives the reflected wave reflected in the living body, and converts it into an electric signal.
  • the first probe 11 includes a piezoelectric element such as lead zirconate titanate (PZT), and an electric signal supplied from the first signal generating unit 2 vibrates the piezoelectric element to generate ultrasonic waves. Further, the piezoelectric element can convert vibration caused by a reflected wave reflected in the living body into an electric signal.
  • the resonance frequency of the first probe 11 is 2 MHz to 20 MHz, for example 5.2 MHz, for example 10 MHz.
  • the first probe 11 is also called a transducer.
  • the first probe 11 is an array probe in which a plurality of piezoelectric elements 11a (see FIG. 2a) are arranged one-dimensionally or two-dimensionally.
  • the first probe 11 scans and emits pulsed ultrasonic waves from each piezoelectric element 11a (each channel).
  • the first probe 11 includes a backing material 13 (see FIG. 2a) that supports the piezoelectric element 11a so as not to generate excessive vibration, and an acoustic lens (not shown) for focusing ultrasonic waves at a desired position.
  • An acoustic matching layer (not shown) that adjusts the acoustic impedance may be included.
  • the second probe 12 emits ultrasonic waves based on the electric signal supplied from the second signal generator 3 to heat the living body.
  • An example of a technique for heating a living body by ultrasonic waves is known as HIFU (High Intensity Focused Ultrasound).
  • the second probe 12 includes the piezoelectric element 12a (see FIG. 2a), and the electric signal supplied from the second signal generating unit 3 vibrates the piezoelectric element to generate ultrasonic waves.
  • the resonance frequency of the second probe 12 is 2 MHz to 20 MHz, for example 3.2 MHz, for example 10 MHz.
  • the second probe 12 is also called a transducer.
  • the second probe 12 may be an array type probe in which a plurality of piezoelectric elements are arranged one-dimensionally or two-dimensionally.
  • the plurality of piezoelectric elements of the second probe 12 simultaneously generate ultrasonic waves to heat the living body.
  • FIG. 2A is a diagram showing an example of an array configuration of piezoelectric elements of the first probe 11 and the second probe 12.
  • the distal end 1a of the probe housing 1 contacts the surface of the living body to be diagnosed, such as the skin of the patient.
  • the ultrasonic waves emitted from the piezoelectric elements of the first probe 11 and the second probe 12 are emitted in the distal direction (the direction of the arrow shown in FIG. 2a) or radially from the distal end 1a of the probe housing 1. Is emitted.
  • the piezoelectric element 12a of the second probe 12 is arranged between the piezoelectric elements 11a forming the piezoelectric element array of the first probe 11.
  • the piezoelectric element 11 a and the piezoelectric element 12 a are supported by the backing material 13.
  • FIG. 2B is a diagram showing another example of the arrangement configuration of the piezoelectric elements of the first probe 11 and the second probe 12.
  • the one or more piezoelectric elements forming the piezoelectric element array supported by the backing material 13 as shown in FIG. 2a are the same as the cylindrical piezoelectric element 11b of the first probe 11 and the second piezoelectric element 11b.
  • the cylindrical piezoelectric element 12b of the probe 12 may be coaxially arranged.
  • the ultrasonic waves emitted from the piezoelectric elements 11b and 12b of the first probe 11 and the second probe 12 are emitted in the axial direction (the direction of the arrow shown in FIG. 2b) or radially from the piezoelectric elements 11b and 12b. To be done.
  • the piezoelectric elements of the first probe 11 and the second probe 12 may be arranged in the probe housing 1 so as to emit ultrasonic waves in different directions.
  • an optical element such as a mirror is arranged in the probe housing 1, and the piezoelectric element of the first probe 11, the piezoelectric element of the second probe 12, and the optical element are ultrasonic waves from the probe housing 1 to the outside. Are emitted so that the ultrasonic waves travel in the same direction.
  • the first signal generation unit 2 is a circuit or module that generates an electric signal to be supplied to the first probe 11.
  • the first signal generator 2 generates a pulse signal to be supplied to the first probe 11.
  • the first signal generator 2 includes a signal generator that generates an electric signal.
  • the first signal generator 2 may include a power amplifier that amplifies the generated electric signal.
  • the second signal generation unit 3 is a circuit or module that generates an electric signal to be supplied to the second probe 12.
  • the second signal generator 3 includes a signal generator that generates an electric signal.
  • the second signal generator 3 may include a power amplifier that amplifies the generated electric signal.
  • the receiving unit 4 is a circuit or module that receives an electric signal supplied from the first probe 11 and converts the electric signal into a digital signal.
  • the receiving unit 4 includes, for example, a preamplifier that amplifies the electric signal supplied from the first probe 11, and an A / D converter that converts the amplified analog electric signal into a digital signal.
  • the receiving unit 4 outputs the data indicated by the digital signal (hereinafter referred to as “echo data”) to the control unit 5.
  • the control unit 5 is configured by a general-purpose processor such as a CPU or MPU that realizes a predetermined function by executing a program, for example.
  • the control unit 5 may include a storage medium such as SRAM and DRAM that can operate at high speed, as a main storage device or a frame memory.
  • the control unit 5 realizes various controls of the image generation unit 51, the scan control unit 52, the heating control unit 53, and the like by calling and executing the control program stored in the storage unit 6.
  • the control unit 5 is not limited to one that realizes a predetermined function by cooperation of hardware and software, and may be configured by a hardware circuit such as an FPGA, an ASIC, or a DSP that realizes a predetermined function.
  • the storage unit 6 is a recording medium that records various information.
  • the storage unit 6 is realized by, for example, a flash memory, a semiconductor memory device such as an SSD, a magnetic storage device such as a hard disk, or another storage device alone or in combination thereof.
  • the display unit 7 is a display device that displays information such as an ultrasonic image that is a diagnostic result of the ultrasonic diagnostic device 100.
  • the display unit 7 is composed of, for example, a liquid crystal display, an organic EL display, a projector, or the like. Further, the ultrasonic diagnostic apparatus 100 may include an output device such as a speaker and a printer in addition to the display unit 7.
  • the operation unit 8 is an input interface that converts an input instruction or operation content received from a user into an electric signal and transmits the electric signal to the control unit 5.
  • the operation unit 8 includes a mouse, a keyboard, a touch panel, buttons, a dial, a foot switch, a slide switch, a microphone for voice input, a sensor for gesture input, and the like.
  • FIG. 3 is a flowchart showing a flow of operations of the ultrasonic diagnostic apparatus 100. Prior to the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus 100 shown in FIG. 3, treatment for injecting an emulsion of lipiodol and an anticancer agent (e.g., epirubicin) into the blood vessels around the liver cancer is performed by TACE.
  • an anticancer agent e.g., epirubicin
  • Each process shown in the flowchart of FIG. 3 is executed under the control of the control unit 5 of the ultrasonic diagnostic apparatus 100.
  • the operation shown in this flowchart is repeatedly started at a predetermined cycle, for example.
  • a user such as a doctor brings the distal end 1a (see FIG. 2a) of the probe housing 1 into contact with the surface of the living body to be diagnosed, such as the skin of the patient.
  • the control unit 5 that functions as the scan control unit 52 controls the first signal generation unit 2 to supply a pulse signal to the first probe 11, and radiates a pulsed ultrasonic wave from the first probe 11 (S1). ).
  • the first signal generator 2 sequentially supplies pulse signals to the array-shaped piezoelectric elements 11a (see FIG. 2a) of the first probe 11, scans and emits pulsed ultrasonic waves from the first probe 11. .
  • the ultrasonic wave radiated from the first probe 11 is reflected by a discontinuity surface of acoustic impedance such as the boundaries of the skin, blood vessels and organs of the living body, and becomes an echo signal.
  • the first probe 11 receives the echo signal, converts the echo signal into an electric signal, and outputs the electric signal to the receiving unit 4.
  • the receiving unit 4 receives the electric signal supplied from the first probe 11, converts the electric signal into a digital signal, and outputs the echo data indicated by the digital signal to the control unit 5.
  • the controller 5 receives the echo data output from the receiver 4 (S2).
  • control unit 5 which functions as the image generation unit 51, generates a B-mode image that displays the position of the reflection point with brightness according to the echo intensity based on the received echo data by a known technique (S3). ). Thereby, a tomographic image of the living body is obtained.
  • FIG. 4A is a diagram showing an example of a B-mode image of the liver displayed on the display unit 7.
  • FIG. 4b is a diagram schematically showing the B-mode image shown in FIG. 4a.
  • the user has a less bright fat layer under the skin layer on which the distal end 1a of the probe housing 1 is applied and a more bright muscle layer under the fat layer. , The liver under the muscle layer, and can be distinguished.
  • the user uses the operation unit 8 to select a region for which a therapeutic effect diagnosis is desired while looking at the B-mode image displayed on the display unit 7, and instructs the control unit 5 to perform the therapeutic effect diagnosis.
  • the position of the selected site is usually the position of liver cancer treated with TACE.
  • the user may use the keyboard as the operation unit 8 to input the coordinates of the site where the therapeutic effect diagnosis is performed.
  • control unit 5 may sequentially perform the therapeutic effect diagnosis while scanning not only the portion selected by the user's touch operation, coordinate input operation, etc., but also a predetermined range.
  • control unit 5 may perform the therapeutic effect diagnosis while moving the point P within a certain range around the part selected by the user's touch operation, coordinate input operation, or the like.
  • the control unit 5 detects the input of an instruction from the operation unit 8 to perform the therapeutic effect diagnosis (S5).
  • the instruction to perform the therapeutic effect diagnosis is not input (No in S5), the operation shown in the flowchart of FIG. 3 ends.
  • the operation shown in this flowchart is repeatedly started, for example, in a predetermined cycle, so that the ultrasonic diagnostic apparatus 100 operates in accordance with the contact position of the probe housing 1 unless the instruction to perform the therapeutic effect diagnosis is input.
  • the operation of a known ultrasonic diagnostic apparatus that displays a mode image is performed.
  • step S5 When the instruction to perform the therapeutic effect diagnosis is input in step S5 (Yes in S5), the control unit 5 functioning as the therapeutic effect diagnosis unit 54 performs the therapeutic effect diagnosis for the selected site P (S6). Details of the therapeutic effect diagnosis step S6 will be described later.
  • the control unit 5 superimposes the result of the therapeutic effect diagnosis on the B-mode image and displays it on the display unit 7 (S7). For example, when the control unit 5 calculates the sound velocity and / or the temperature coefficient of the sound velocity of the ultrasonic wave propagating through the selected region P in the therapeutic effect diagnosis step S6, the sound velocity of the ultrasonic wave and / or the temperature coefficient of the sound velocity is displayed on the B-mode image. Is displayed superimposed.
  • the control unit 5 displays a diagnostic result that the amount, volume concentration, or mass concentration of lipiodol in the selected site P is high in the therapeutic effect diagnostic step S6, or a diagnostic result that the accumulation degree of lipiodol in the selected site P is high.
  • a character image such as “good” or “great therapeutic effect” is superimposed and displayed on the B-mode image.
  • the control unit 5 displays “ Character images such as "poor”, “no therapeutic effect", or "small therapeutic effect” are superimposed and displayed.
  • control unit 5 may color pixels near the selected region P on the B-mode image according to the result of the therapeutic effect diagnosis. For example, Lipiodol is displayed in yellow. Further, the control unit 5 may change the brightness of the pixel indicating the selected region P on the B-mode image according to the result of the therapeutic effect diagnosis.
  • the control unit 5 can determine the treatment progress of cancer. For example, the sound velocity and / or temperature coefficient of the sound velocity of the ultrasonic wave propagating through the selected portion P of the patient's liver is measured before the TACE operation and stored in the storage unit 6. Then, after the TACE treatment (for example, one month after the TACE treatment), the sound velocity and / or the temperature coefficient of the sound velocity of the ultrasonic waves propagating through the selected region P is measured again.
  • the control unit 5 can diagnose the therapeutic effect, for example, the reduction in cancer, by comparing the sound velocity and / or the temperature coefficient of the sound velocity of ultrasonic waves before and after TACE. For this determination, as will be described later, information that the sound velocity is slower as the lipiodol is accumulated and information that the temperature coefficient of the sound velocity is larger as the liver cancer progresses is used.
  • FIG. 5 is a flowchart showing a detailed flow of the therapeutic effect diagnosis step S6 shown in FIG.
  • the control unit 5 which functions as the therapeutic effect diagnosis unit 54, acquires echo data (echo data before warming) of ultrasonic waves emitted from the first probe 11 in the direction of the selected site P (S61).
  • the acquired pre-warming echo data is stored in, for example, the storage unit 6.
  • the pre-warming echo data may be acquired in step S2 (see FIG. 3) and stored in the storage unit 6. In this case, step S61 can be omitted.
  • the controller 5 that functions as the heating controller 53 controls the second signal generator 3 to supply an electric signal to the second probe 12.
  • the controller 5 that functions as the heating controller 53 controls the second signal generator 3 to supply an electric signal to the second probe 12.
  • ultrasonic waves are emitted from the second probe 12 and the selected site P in the living body is heated (S62).
  • the intensity and emission time of the ultrasonic wave emitted by the second probe 12 are set so as not to impair the safety of the living body.
  • the guidelines of the World Federation for Ultrasound in Medicine indicate that a temperature rise of less than 1.5 ° C occurs in living organisms. However, it is described that there is no clinical problem.
  • the WFUMB guideline states that there is a danger to an embryo or a fetus if the temperature increase exceeding 4.0 ° C. continues for more than 5 minutes.
  • the intensity (sound pressure) of the ultrasonic wave emitted by the second probe 12 and the emission time thereof preferably exceed 1.5 ° C. so that the temperature rise of the selected portion P does not exceed 4.0 ° C. It is set not to.
  • the set value is stored in the storage unit 6, and the control unit 5 controls the second signal generation unit 3 using the stored set value.
  • the signal generator of the second signal generator may generate a pulse signal that lasts for a preset time.
  • the sound pressure of the ultrasonic waves emitted by the second probe 12 is set to 2.0 MPa or less, for example, 1.0 MPa.
  • the emission time of the ultrasonic wave emitted by the second probe 12 is set to 10 seconds or less, preferably 1 second or less, for example, 100 ms or 50 ms.
  • control unit 5 After heating, the control unit 5 acquires echo data of the ultrasonic waves emitted from the first probe 11 in the direction of the selected portion P (echo data after heating) (S63).
  • the obtained warmed echo data is stored in, for example, the storage unit 6.
  • control unit 5 calculates the rate of change in the speed of sound of the ultrasonic waves emitted from the first probe 11 in the direction of the selected region P before and after heating, based on the pre-heating echo data and the post-heating echo data. Yes (S64).
  • the rate of change in sound velocity before and after heating is calculated based on, for example, the pulse echo method.
  • the pulse echo method when the ultrasonic waves are reflected at the boundaries S1 and S2 as shown in FIG. 6, when the living body in the region R between the boundaries S1 and S2 is heated, the The rate of change in sound velocity can be calculated as follows.
  • a part of the ultrasonic wave radiated from the piezoelectric element 11a of the first probe 11 is reflected at the boundary S1 to become the echo signal r1, and a part of the ultrasonic wave transmitted through the boundary S1 is reflected at the boundary S2. It is the echo signal r2.
  • the echo signals r1 and r2 are received by the piezoelectric element 11a of the first probe 11.
  • FIG. 7 is a schematic diagram showing echo data representing the echo signals r1 and r2 before heating (a) and after heating (b).
  • the difference between the time when the echo signal r1 reflected at the boundary S1 in FIG. 6 reaches the first probe 11 and the time when the echo signal r2 reflected at the boundary S2 reaches the first probe 11 is ⁇ t. Is. After the living body in the region R is heated, the difference between the time when the echo signal r1 reaches the first probe 11 and the time when the echo signal r2 reaches is ⁇ t ⁇ .
  • the right side ⁇ / ⁇ t of the equation (2) represents the time change rate of the time shift ⁇ .
  • ⁇ / ⁇ t is specifically measured as follows. That is, the delay time t corresponding to the echo signal reflected in the measurement area is set. Next, the echo signal is provided with a time gate to cut out the signal, and the time shift ⁇ is measured while sequentially changing the delay time t. ⁇ / ⁇ t can be estimated from the slope of such a measurement result. Since the time shift ⁇ is minute, the time change rate of the time shift ⁇ is derived by using the cross-correlation method for the waveform of the echo signal, for example. Alternatively, the time change rate of the time shift ⁇ may be calculated by combining the cross correlation method and the auto correlation method.
  • control unit 5 which functions as the therapeutic effect diagnosis unit 54, diagnoses the therapeutic effect of TACE based on the sound velocity change rate calculated in step S64, and generates diagnostic result data. (S65).
  • FIG. 8 is a graph showing the temperature dependence of the sound velocity of ultrasonic waves propagating in fat tissue and non-fat tissue.
  • the sound speed c decreases as the temperature T of the living body rises (for example, Fukukita Hiroshi “In-vivo temperature measurement by ultrasonic waves”, BME, vol.2, No.3, p.167-168, 1988). That is, the ratio of the change in sound velocity with respect to the change in the temperature of adipose tissue (hereinafter referred to as “temperature coefficient of sound velocity”) dc / dT is negative.
  • ⁇ c (x) becomes negative in adipose tissue.
  • control unit 5 determines that the selected region P is adipose tissue when the sound velocity change rate ⁇ / ⁇ t calculated in step S64 is negative, and determines that the selected region P is non-adipose tissue when the sound velocity change ratio ⁇ / ⁇ t is positive. can do.
  • Lipiodol is an oil-based contrast agent. Therefore, the temperature dependence of the speed of sound of the ultrasonic wave propagating in Lipiodol has the same characteristic as the temperature dependence of the speed of sound for the fat tissue shown in FIG. Using this, the control unit 5 can determine the presence or absence of Lipiodol in the selected site P. For example, when the sound velocity change rate ⁇ / ⁇ t at the selected portion P is negative, the control unit 5 can determine that the selected portion P has Lipiodol.
  • the control unit 5 based on the sound velocity change rate ⁇ / ⁇ t at each point in the predetermined range, the accumulation degree of Lipiodol, for example, It is also possible to measure volume concentration, mass concentration and the like.
  • an acrylic block 202 and one or more acrylic plates 203 provided on the acrylic block 202 were prepared in a constant temperature bath 201.
  • a sample 210 having a size of 20 mm ⁇ 22 mm ⁇ 5 mm was placed in a recess at the center of the acrylic plate 203.
  • An aluminum block 204 was placed on the acrylic plate 203 and the sample 210.
  • a piezoelectric element 205 (B5K10I, JAPAN PROBE, diameter 10 mm, resonance frequency 5.0 MHz) was attached to the upper surface of the aluminum block 204.
  • a waveform generator 206 AGILENT, 33500B
  • an oscilloscope 207 Tektronix, MDO3012
  • the oscilloscope 207 was also connected to the thermocouple.
  • the sound velocity c of the ultrasonic wave propagating in the sample 210 is represented by 2d / t sd . Further, the signal from the thermocouple was observed and recorded by the oscilloscope 207, and the temperature inside the sample 210 was measured.
  • FIGS. 10a to 10d are graphs showing measurement results of temperature dependence of sound velocity of bovine liver, rat liver, rat liver cancer and lipiodol, respectively.
  • the measured values are indicated by markers such as circles, triangles, and squares, and the approximation line obtained by linear approximation is indicated by the alternate long and short dash line.
  • the slope of the approximate line is the temperature coefficient of sound velocity dc / dT.
  • Table 1 below shows the obtained temperature coefficient dc / dT of the sound velocity of bovine liver, rat liver, rat liver cancer and lipiodol.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 observes not only lipiodol alone but a lipiodol emulsion and liver cancer infused with it. Therefore, the inventors also measured the temperature coefficient of sound velocity dc / dT and the sound velocity c using the device shown in FIG. 9 for liver cancer of rats injected with Lipiodol emulsion.
  • FIG. 11 is a graph showing the measurement results of the sound velocity of ultrasonic waves propagating in liver cancer samples A and B of two different rats.
  • the liver cancer samples A and B are No. 1 in Table 1. It is different from the liver cancer sample of No. 3.
  • liver cancer was injected with Lipiodol emulsion while the rat was alive, and the liver cancer was removed the day after the injection.
  • the excised liver cancer samples A and B were placed in the hollow in the center of the acrylic plate 203 in the thermostat 201 shown in FIG. 9, and the experiment described with reference to FIG. 9 was performed.
  • liver cancer sample B was larger than that of the liver cancer sample A, and the liver cancer progressed.
  • Table 2 shows No. 1 in Table 1. No. 2 rat normal liver and no. Data for liver cancer in 3 rats are also shown.
  • the sound velocity of ultrasonic waves propagating in oily Lipiodol is slower than that of ultrasonic waves propagating in non-fat tissue ( (See FIG. 8). Therefore, the sound velocity of the ultrasonic wave propagating in the liver cancer samples A and B (No. 5 and No. 6) of the rat injected with Lipiodol in Table 2 was as follows. It is considered that Lipiodol is accumulated in the liver cancer samples A and B because it is slower than the sound velocity of the ultrasonic wave propagating in the liver cancer of the rat 3). In this way, the degree of accumulation of Lipiodol (that is, the amount of accumulated Lipiodol) can be determined from the value of sound velocity.
  • the temperature coefficient of sound velocity dc / dT of the liver cancer sample A (No. 5 of Table 2) of the rat injected with Lipiodol is smaller than that of the liver cancer sample B of the rat (No. 6 of Table 2). From this fact, the tumor of the liver cancer sample B is larger than that of the liver cancer sample A, and the liver cancer progresses. Therefore, it is considered that the more the liver cancer progresses, the larger the temperature coefficient of sound velocity.
  • the temperature coefficient of sound velocity of the normal rat liver sample (No. 2 in Table 2) is the same as that of the liver cancer sample A (No. 5 in Table 2) of the rat, although it does not suffer from cancer. Greater than coefficient. It is considered that this is because lipiodol, which has a negative temperature coefficient of sound velocity, is accumulated in rat liver cancer sample A.
  • the ratio of the volume of necrotic tissue to the volume of cancer tissue is known as one of the criteria for judging the effect of cancer treatment by anticancer drug treatment.
  • This also applies to the treatment of liver cancer with TACE. No. of Table 2 As shown in 3, the temperature coefficient of sound velocity dc / dT is larger and the sound velocity is slower in liver cancer than in normal liver.
  • the thermophysical properties of the liver cancer tissue necrosed by the embolization by the anticancer drug or TACE are close to those of normal liver.
  • the ratio of the volume of necrotic tissue to the volume of cancer tissue can be obtained by the following procedure. That is, first, the sound velocity and the temperature coefficient dc / dT of the sound velocity of the liver cancer tissue and normal liver tissue of the patient before the TACE operation are acquired and stored. Secondly, TACE is performed. Thirdly, after a lapse of a predetermined period from the TACE operation, the sound velocity of the treatment site of the patient and the temperature coefficient dc / dT of the sound velocity are measured.
  • the sound velocity and the temperature coefficient of sound velocity dc / dT of the liver cancer tissue and normal liver tissue of the patient before the TACE treatment obtained in the first step are used.
  • the ratio of the volume of necrotic tissue to the volume of cancer tissue can be obtained by evaluating
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can diagnose the degree of accumulation of Lipiodol emulsion around the selected site P and the degree of cancer progression in the selected site P. Since the degree of progression of cancer in the selected site P can be diagnosed, the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can report that the treatment with TACE has been successful and the progression of cancer has stopped or the cancer has healed and become smaller. I can know. In this way, the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can observe the progress of cancer treatment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 not only determines whether the selected site P is adipose tissue (or lipiodol) or non-adipose tissue, but also the temperature coefficient of sound velocity of the tissue and the ultrasonic attenuation. Tissue characterization of the selected site P can be performed based on the constant ⁇ , the sound velocity c, the volumetric heat capacity C v, and the like.
  • FIG. 12b is a graph showing the relationship between the conventional results and the results of the present invention. Referring to FIG. 12a, when the ratio of the volume of lipiodol to the volume of liver cancer calculated based on the CT image was 0.48, the change in sound velocity with respect to the speed of sound measured for the same rat liver cancer sample was ⁇ 3.
  • FIGS. 12a and 12b show that the determination of the therapeutic effect using the measurement value by the ultrasonic diagnostic apparatus 100 replaces the determination of the stagnant state of Lipiodol using the CT image which is the conventional technique. If the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can determine such a therapeutic effect, unlike the determination using a CT image, the effect of cancer treatment can be determined without adversely affecting the human body due to X-ray exposure.
  • T [° C.] is temperature
  • ⁇ [m 2 / s] is thermal diffusivity of tissue
  • ⁇ [s] is blood perfusion rate
  • q v [W / m 3 ] is heat release rate
  • C v [J / M 3 / ° C] is the heat capacity per unit volume.
  • the blood perfusion rate ⁇ is a time constant of cooling by blood circulation, and represents the blood flow rate flowing into a unit deposition of living tissue.
  • the time change rate dc / dt of the sound velocity due to ultrasonic irradiation is expressed by the following expression (5) by using the expression (4).
  • ⁇ c (x) is expressed by the following equation (7).
  • Delta] t h is the heating time of the tissue by ultrasound.
  • the sound velocity change rate ⁇ c (x) / c (x) is equal to the time change rate ⁇ / ⁇ t of the echo shift time, and the temperature coefficient of sound velocity dc / dT, the ultrasonic attenuation constant ⁇ , the sound velocity c (x), the volume. heat capacity C v, a function of the ultrasonic wave intensity I and heating time Delta] t h. Therefore, it is possible to measure the rate of change in sound velocity due to ultrasonic irradiation, that is, the rate of change in echo shift time with time, and diagnose the tissue property from the rate of change.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 determines the effect of cancer treatment on a specific part of the subject based on the echo signal of the ultrasonic wave reflected by the subject such as a patient.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 irradiates an object with ultrasonic waves and receives an echo signal, an operation unit 8 that receives a selection operation of a position of a specific portion by a user, and a specific portion for heating.
  • the second probe 12 for irradiating the ultrasonic wave and the control unit 5 are provided.
  • the control unit 5 acquires the thermophysical property information of the specific site based on the echo signal acquired before heating the specific site by the irradiation of the ultrasonic waves by the second probe 12 and the echo signal acquired after the heating. Based on the acquired thermophysical property information, the presence or absence of the contrast agent at the specific site is determined.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can determine the presence / absence of a contrast agent at a specific site of a subject such as a person based on the echo signal. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can determine the presence / absence of a contrast agent at a specific site without irradiating the human body with X-rays. In this way, the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can determine the effect of cancer treatment without adversely affecting the human body due to X-ray exposure.
  • the cancer treatment method whose effect is to be determined is, for example, TACE.
  • TACE for example, a lipiodol emulsion is injected using a catheter or the like introduced into the hepatic artery.
  • the function of Lipiodol as an X-ray contrast agent is utilized when introducing a catheter into the hepatic artery.
  • a diagnosis using X-rays is used to determine whether or not the lipiodol emulsion remains in the blood vessels and sinusoids around the liver cancer even after the injection of the lipiodol emulsion.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can determine the effect of cancer treatment without adversely affecting the human body due to X-ray exposure.
  • control unit 5 may measure at least one of the amount, the mass concentration, and the volume concentration of the contrast agent at the specific site based on the acquired thermophysical property information. .
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can determine the degree of accumulation of the contrast agent, that is, the effect of the treatment, by measuring at least one of the amount, the mass concentration, and the volume concentration of the contrast agent at the specific site. .
  • control unit 5 may determine the state of the cancer tissue at the specific site based on the acquired thermophysical property information.
  • the conventional ultrasonic diagnostic device only visualizes the boundary inside the living body and cannot analyze the pathological diagnostic information of the living tissue in detail to judge the state of the cancer tissue.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 can determine the state of the cancer tissue at the specific site based on the thermophysical property information.
  • the state of cancerous tissue at a specific site is judged based on the amount of contrast agent accumulated around the specific site.
  • the state of cancer tissue at a specific site is the degree or size of cancer.
  • the state of cancerous tissue at a specific site is judged based on the ratio of the volume of necrotic tissue to the volume of cancerous tissue at a specific site.
  • the above contrast agent is iodized poppy oil fatty acid ethyl ester.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 may further include a display unit 7 that displays the determination result by the control unit. As a result, a user such as a doctor can be notified of the determination result of the effect of cancer treatment.
  • the control unit may further generate a tomographic image of the subject based on the echo signal received by the first probe 11, and display the generated tomographic image on the display unit 7. This makes it possible to make a diagnosis using the tomographic image (B-mode image).
  • thermophysical property information of the specific portion is information indicating the sound velocity of ultrasonic waves propagating in the subject after being heated by the second probe 12 and the sound velocity of ultrasonic waves propagating in the subject before heating. And information indicating the difference between them, and at least one of the ratio dc / dT of the change in the sound velocity of the ultrasonic wave propagating through the subject to the change in temperature.
  • Normal liver, liver cancer and Lipiodol or fat can be distinguished by the thermophysical property information as described above. Therefore, the ratio of normal liver, liver cancer and lipiodol or fat at a specific site can be estimated by using the thermophysical property information as described above.

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Abstract

超音波診断装置１００は、被検体で反射された超音波のエコー信号に基づいて、被検体の特定部位に対する癌治療の効果を判定する。超音波診断装置１００は、被検体に超音波を照射するとともにエコー信号を受信する第１プローブ１１と、ユーザによる特定部位の位置の選択操作を受け付ける操作部８と、特定部位に加温のための超音波を照射する第２プローブ１２と、第２プローブによる超音波の照射による特定部位の加温前に取得したエコー信号と、加温後に取得したエコー信号と、に基づいて、特定部位の熱物性情報を取得し、熱物性情報に基づいて、特定部位における造影剤の有無を判定する、制御部 ５と、を備える。

Description

超音波診断装置
　本発明は、被検体で反射された超音波のエコー信号に基づいて、被検体に対する治療の効果を判定する超音波診断装置に関する。
　癌、特に切除不能な肝細胞癌（肝癌）の治療法として、肝動脈化学塞栓療法（transcatheter arterial chemoembolization、ＴＡＣＥ）が知られている。ＴＡＣＥは、肝癌に抗癌剤を注入した後、ゼラチンスポンジ等の固形塞栓物質を注入して肝癌への栄養供給を遮断し、肝癌を阻血壊死させる手法である。ＴＡＣＥでは、通常、カテーテルによって肝癌に抗癌剤を注入するために、造影剤と抗癌剤との混合液（エマルション）が使用される。造影剤の一例は、リピオドール（登録商標）（ヨード化ケシ油脂肪酸エチルエステル）である。
　ＴＡＣＥでは、リピオドールエマルションの注入後、リピオドールエマルションが血流等によって流されずに肝癌周辺の血管に停滞していると、高い治療効果を発揮することが知られている。造影剤であるリピオドールエマルションが肝癌周辺の血管および類洞に停滞しているか否かを判断するために、Ｘ線を用いた診断が用いられている。しかしながら、Ｘ線による診断は、生体に対してＸ線被爆による悪影響を及ぼす。
　Ｘ線被爆を伴わない安全な診断手段として、被検体で反射された超音波のエコー信号に基づいて前記被検体の断層画像を生成する超音波診断装置が知られている。しかしながら、従来の超音波診断装置は、生体内部の境界を可視化するに過ぎず、生体組織の病理学的な診断情報を詳細に分析してリピオドールエマルションが肝癌周辺の血管および類洞に停滞しているか否かを判断すること、および、肝癌の進行の程度を判断することはできなかった。
　そこで、本発明は、超音波を用いてＴＡＣＥによる癌治療の効果を診断する超音波診断装置を得ることを目的とする。
　本発明の一態様は、被検体で反射された超音波のエコー信号に基づいて、被検体の特定部位に対する癌治療の効果を判定する超音波診断装置を提供する。超音波診断装置は、被検体に超音波を照射するとともにエコー信号を受信する第１プローブと、ユーザによる特定部位の位置の選択操作を受け付ける操作部と、特定部位に加温のための超音波を照射する第２プローブと、第２プローブによる超音波の照射による特定部位の加温前に取得したエコー信号と、加温後に取得したエコー信号と、に基づいて、特定部位の熱物性情報を取得し、取得した熱物性情報に基づいて、特定部位における造影剤の有無を判定する、制御部と、を備える。
　本発明により、超音波を用いてＴＡＣＥによる癌治療の効果を診断する超音波診断装置を得ることができる。
本発明の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図である。 第１プローブおよび第２プローブの圧電素子の配列構成の一例を示す図である。 第１プローブおよび第２プローブの圧電素子の配列構成の他の例を示す図である。 本発明の実施形態に係る超音波診断装置の動作の流れを示すフローチャートである。 表示部に表示された肝臓のＢモード画像の一例を示す図である。 図４ａに示されたＢモード画像を模式的に示す図である。 図３に示した治療効果診断ステップの詳細な流れを示すフローチャートである。 パルスエコー法を説明するための模式図である。 加温前と加温後のエコー信号を表すエコーデータを示す模式図である。 脂肪組織と非脂肪組織内に伝播する超音波の音速の温度依存性を示すグラフである。 試料内を伝播する超音波の音速の温度依存性を計測するための実験環境を示す図である。 牛の肝臓の音速の温度依存性についての測定結果を示すグラフである。 ラットの肝臓の音速の温度依存性についての測定結果を示すグラフである。 ラットの肝癌の音速の温度依存性についての測定結果を示すグラフである。 リピオドールの音速の温度依存性についての測定結果を示すグラフである。 異なる２つのラットの肝癌サンプル内を伝播する超音波の音速の測定結果を示すグラフである。 ＣＴ画像に基づいて計算された肝癌の体積に対するリピオドールの体積の割合と、超音波診断装置による測定結果との関係を示す表である。 図１２ａの表に示された関係を表すグラフである。
　以下、本発明に係る実施形態を添付図面に従って説明する。なお、以下の説明は、本質的に例示に過ぎず、本発明、その適用物、あるいは、その用途を制限することを意図するものではない。また、図面は模式的なものであり、図面に示された各距離または寸法の比率等は、現実のものとは相違する。
［１．構成］
　図１は、本発明の実施形態に係る超音波診断装置１００の構成を示す図である。超音波診断装置１００は、プローブ筐体１、第１信号生成部２、第２信号生成部３、受信部４、制御部５、記憶部６、表示部７および操作部８を備える。
　プローブ筐体１は、患者等の被検体の生体に超音波を照射するとともに反射波（エコー）を受信して電気信号に変換する診断用の第１プローブ１１と、生体に超音波を照射して生体を加温するための第２プローブ１２とを備える。プローブ筐体１は、その内部に、第１プローブ１１と第２プローブ１２とを、これらが所定の位置関係で配列されるように支持する。
　第１プローブ１１は、第１信号生成部２から供給される電気信号に基づいて超音波パルスを放射し、生体内で反射された反射波を受信して電気信号に変換する。例えば、第１プローブ１１は、チタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）等の圧電素子を含み、第１信号生成部２から供給される電気信号が圧電素子を振動させて超音波を発生させる。また、圧電素子は、生体内で反射された反射波による振動を電気信号に変換することができる。第１プローブ１１の共振周波数は、２ＭＨｚ～２０ＭＨｚ、例えば５．２ＭＨｚ、例えば１０ＭＨｚである。第１プローブ１１は、トランスデューサとも呼ばれる。
　例えば、第１プローブ１１は、複数の圧電素子１１ａ（図２ａ参照）を１次元的または２次元的に配列してなるアレイ型プローブである。第１プローブ１１は、各圧電素子１１ａ（各チャネル）からパルス状の超音波を走査して放射する。
　第１プローブ１１は、過剰な振動を生じさせないように圧電素子１１ａを支持するバッキング材１３（図２ａ参照）、および、超音波を所望の位置に集束させるための音響レンズ（図示せず）、音響インピーダンスを調整する音響整合層（図示せず）等を含んでもよい。
　第２プローブ１２は、第２信号生成部３から供給される電気信号に基づいて超音波を放射し、生体を加温する。超音波によって生体を加温する技術の一例は、ＨＩＦＵ（High Intensity Focused Ultrasound）として知られている。例えば、第２プローブ１２は、圧電素子１２ａ（図２ａ参照）を含み、第２信号生成部３から供給される電気信号が圧電素子を振動させて超音波を発生させる。第２プローブ１２の共振周波数は、２ＭＨｚ～２０ＭＨｚ、例えば３．２ＭＨｚ、例えば１０ＭＨｚである。第２プローブ１２は、トランスデューサとも呼ばれる。
　第２プローブ１２は、第１プローブ１１と同様に、複数の圧電素子を１次元的または２次元的に配列してなるアレイ型プローブであってもよい。例えば、第２プローブ１２の複数の圧電素子は、同時に超音波を発生して生体を加温する。
　図２ａは、第１プローブ１１および第２プローブ１２の圧電素子の配列構成の一例を示す図である。プローブ筐体１の遠位端１ａは、診断時、患者の皮膚等の診断対象の生体表面に接触する。第１プローブ１１および第２プローブ１２の各圧電素子から放射される超音波は、遠位方向（図２ａに示した矢印の方向）に、あるいはプローブ筐体１の遠位端１ａから放射状に、放射される。
　図２ａに示した例では、第１プローブ１１の圧電素子アレイを構成する圧電素子１１ａの間に、第２プローブ１２の圧電素子１２ａが配置されている。圧電素子１１ａおよび圧電素子１２ａは、バッキング材１３に支持されている。
　図２ｂは、第１プローブ１１および第２プローブ１２の圧電素子の配列構成の他の例を示す図である。図２ａに示したようなバッキング材１３に支持された圧電素子アレイを構成する１つまたは複数の圧電素子は、図２ｂに示すように、第１プローブ１１の円筒形状の圧電素子１１ｂと第２プローブ１２の円柱形状の圧電素子１２ｂが同軸に配置された構造を有してもよい。第１プローブ１１および第２プローブ１２の各圧電素子１１ｂ、１２ｂから放射される超音波は、軸方向（図２ｂに示した矢印の方向）に、あるいは各圧電素子１１ｂ、１２ｂから放射状に、放射される。
　図２ａおよび図２ｂに示した例の他にも、第１プローブ１１および第２プローブ１２の圧電素子は、プローブ筐体１内において異なる方向に超音波を放射するように配置されてもよい。この場合、プローブ筐体１内にミラー等の光学素子が配置され、第１プローブ１１の圧電素子と、第２プローブ１２の圧電素子と、光学素子とは、プローブ筐体１から外部に超音波を出射する際には、同一の方向に超音波を進行させるように配置される。
　図１に戻り、第１信号生成部２は、第１プローブ１１に供給する電気信号を生成する回路またはモジュールである。第１信号生成部２は、第１プローブ１１に供給するパルス信号を生成する。第１信号生成部２は、電気信号を発生させる信号発生器を含む。第１信号生成部２は、発生した電気信号を増幅させるパワーアンプを含んでもよい。
　第２信号生成部３は、第２プローブ１２に供給する電気信号を生成する回路またはモジュールである。第２信号生成部３は、電気信号を発生させる信号発生器を含む。第２信号生成部３は、発生した電気信号を増幅させるパワーアンプを含んでもよい。
　受信部４は、第１プローブ１１から供給された電気信号を受信してデジタル信号に変換する回路またはモジュールである。受信部４は、例えば第１プローブ１１から供給された電気信号を増幅するプリアンプと、増幅されたアナログの電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器とを備える。受信部４は、デジタル信号が示すデータ（以下、「エコーデータ」という。）を制御部５に対して出力する。
　制御部５は、例えば、プログラムを実行することにより所定の機能を実現するＣＰＵまたはＭＰＵのような汎用プロセッサで構成される。制御部５は、主記憶装置またはフレームメモリとして、高速動作可能なＳＲＡＭおよびＤＲＡＭ等の記憶媒体を含んでもよい。制御部５は、記憶部６に格納された制御プログラムを呼び出して実行することにより、画像生成部５１、走査制御部５２、加温制御部５３等の各種の制御を実現する。制御部５は、ハードウェアとソフトウェアの協働により所定の機能を実現するものに限定されず、所定の機能を実現するＦＰＧＡ、ＡＳＩＣ、ＤＳＰ等のハードウェア回路で構成されてもよい。
　記憶部６は、種々の情報を記録する記録媒体である。記憶部６は、例えば、フラッシュメモリ、ＳＳＤなどの半導体メモリ装置、ハードディスク等の磁気記憶装置、その他の記憶デバイス単独でまたはそれらを適宜組み合わせて実現される。
　表示部７は、超音波診断装置１００の診断結果である超音波画像等の情報を表示する表示装置である。表示部７は、例えば液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プロジェクタ等により構成される。また、超音波診断装置１００は、表示部７の他に、スピーカ、プリンタ等の出力装置を備えてもよい。
　操作部８は、ユーザから受け付けた入力指示や操作の内容を電気信号に変換して制御部５に伝達する入力用インタフェースである。操作部８は、マウス、キーボード、タッチパネル、ボタン、ダイヤル、フットスイッチ、スライドスイッチ、音声入力のためのマイク、ジェスチャ入力のためのセンサ等を含む。
［２．動作］
［２－１．全体のフロー］
　図３は、超音波診断装置１００の動作の流れを示すフローチャートである。図３に示された超音波診断装置１００の動作の前に、ＴＡＣＥによって肝癌にリピオドールと抗癌剤（例えばエピルビシン）とのエマルションを肝癌周辺の血管に注入する治療が行われる。
　図３のフローチャートに示された各処理は、超音波診断装置１００の制御部５による制御に基づいて実行される。本フローチャートに示す動作は、例えば所定の周期で繰り返し開始される。
　まず、医師等のユーザが、プローブ筐体１の遠位端１ａ（図２ａ参照）を患者の皮膚等の診断対象の生体表面に接触させる。走査制御部５２として機能する制御部５は、第１信号生成部２を制御して第１プローブ１１に対してパルス信号を供給させ、第１プローブ１１からパルス状の超音波を放射する（Ｓ１）。第１信号生成部２は、第１プローブ１１のアレイ状の圧電素子１１ａ（図２ａ参照）に対してパルス信号を順次供給し、第１プローブ１１からパルス状の超音波を走査して放射する。
　第１プローブ１１から放射された超音波は、生体の皮膚、血管および臓器の境界等の音響インピーダンスの不連続面で反射され、エコー信号となる。第１プローブ１１は、エコー信号を受信して電気信号に変換し、受信部４に対して出力する。受信部４は、第１プローブ１１から供給された電気信号を受信してデジタル信号に変換し、デジタル信号が示すエコーデータを制御部５に対して出力する。制御部５は、受信部４から出力されたエコーデータを受信する（Ｓ２）。
　次に、画像生成部５１として機能する制御部５は、受信したエコーデータに基づいて、周知の技術により、反射点の位置をエコー強度に応じた輝度で表示するＢモード画像を生成する（Ｓ３）。これにより、生体の断層画像が得られる。
　制御部５は、生成されたＢモード画像を表示部７に表示する。図４ａは、表示部７に表示された肝臓のＢモード画像の一例を示す図である。図４ｂは、図４ａに示されたＢモード画像を模式的に示す図である。図４ｂに示すように、図４ａから、ユーザは、プローブ筐体１の遠位端１ａを当てた皮膚層の下にある輝度の小さい脂肪層と、脂肪層の下の輝度の大きい筋肉層と、筋肉層の下の肝臓と、を識別することができる。
　ユーザは、表示部７に表示されたＢモード画像を見ながら、操作部８を用いて、治療効果診断を行いたい部位を選択し、制御部５に対して、治療効果診断を行うように指示する。選択する部位の位置は、通常、ＴＡＣＥによる治療を実施した肝癌の位置である。例えば、ユーザは、図４ｂに点Ｐで示した部位の治療効果診断を行う場合、表示部７の点Ｐの部分をタッチして、タッチパネルとしての操作部８によって、制御部５に選択部位Ｐに対して治療効果診断を行うことを指示する。あるいは、ユーザは、操作部８としてのキーボードを用いて、治療効果診断を行う部位の座標を入力してもよい。
　あるいは、制御部５は、ユーザによりタッチ動作、座標の入力操作等によって選択された部位だけでなく、所定の範囲を走査しながら逐次治療効果診断を行ってもよい。例えば、制御部５は、ユーザによりタッチ動作、座標の入力操作等によって選択された部位を中心として、一定の範囲内で点Ｐを移動させながら治療効果診断を行ってもよい。
　制御部５は、操作部８からの治療効果診断を行う旨の指示の入力を検知する（Ｓ５）。治療効果診断を行う旨の指示の入力がない場合（Ｓ５でＮｏ）、図３のフローチャートに示された動作は終了する。本フローチャートに示す動作は、例えば所定の周期で繰り返し開始されるため、超音波診断装置１００は、治療効果診断を行う旨の指示の入力がない限り、プローブ筐体１の接触位置に応じてＢモード画像を表示する周知の超音波診断装置の動作を行うことになる。
　ステップＳ５において治療効果診断を行う旨の指示の入力があった場合（Ｓ５でＹｅｓ）、治療効果診断部５４として機能する制御部５は、選択部位Ｐについて治療効果診断を行う（Ｓ６）。治療効果診断ステップＳ６の詳細については後述する。
　次に、制御部５は、治療効果診断の結果をＢモード画像に重畳させて表示部７に表示する（Ｓ７）。例えば、制御部５は、治療効果診断ステップＳ６において選択部位Ｐを伝播する超音波の音速および／または音速の温度係数を算出した場合、Ｂモード画像に超音波の音速および／または音速の温度係数を重畳表示する。
　また、例えば、制御部５は、治療効果診断ステップＳ６において選択部位Ｐにおけるリピオドールの量、体積濃度、もしくは質量濃度が多いという診断結果、または選択部位Ｐにおけるリピオドールの集積度が大きいという診断結果を得た場合、Ｂモード画像に「良好」や「治療効果大」等の文字画像を重畳表示する。また、例えば、制御部５は、治療効果診断ステップＳ６において選択部位Ｐにリピオドールが集積されていない、あるいは集積されたリピオドールの量が微量であるという診断結果を得た場合、Ｂモード画像に「不良」、「治療効果無し」、または「治療効果小」等の文字画像を重畳表示する。
　あるいは、制御部５は、治療効果診断の結果に応じて、Ｂモード画像上の選択部位Ｐ付近の画素を着色してもよい。例えば、リピオドールは黄色で表示される。また、制御部５は、治療効果診断の結果に応じて、Ｂモード画像上の選択部位Ｐを示す画素の輝度を変更してもよい。
　あるいは、制御部５は、癌の治療経過を判断することができる。例えば、患者の肝臓の選択部位Ｐを伝播する超音波の音速および／または音速の温度係数をＴＡＣＥの施術前に測定し、記憶部６に格納しておく。そして、ＴＡＣＥの施術後（例えばＴＡＣＥ施術の１か月後）に再度選択部位Ｐを伝播する超音波の音速および／または音速の温度係数を測定する。制御部５は、ＴＡＣＥ前後の超音波の音速および／または音速の温度係数を比較することによって、治療効果、例えば癌が小さくなった等を診断することができる。この判断には、後述のように、リピオドールが集積している程音速が遅いという情報や、肝癌が進行しているほど音速の温度係数が大きいという情報が用いられる。
［２－２．治療効果診断動作］
　図５は、図３に示した治療効果診断ステップＳ６の詳細な流れを示すフローチャートである。まず、治療効果診断部５４として機能する制御部５は、第１プローブ１１から選択部位Ｐの方向に放射された超音波のエコーデータ（加温前エコーデータ）を取得する（Ｓ６１）。取得された加温前エコーデータは、例えば記憶部６に格納される。あるいは、加温前エコーデータは、ステップＳ２（図３参照）において取得されて記憶部６に格納されていてもよい。この場合、ステップＳ６１を省略できる。
　次に、加温制御部５３として機能する制御部５は、第２信号生成部３を制御して第２プローブ１２に対して電気信号を供給させる。これにより、第２プローブ１２から超音波が放射され、生体内の選択部位Ｐが加温される（Ｓ６２）。
　第２プローブ１２によって放射される超音波の強度、放射時間は、生体の安全性を損なわないように設定される。超音波の照射を受ける生体の安全性について、例えば、世界超音波医学生物学連合（ＷＦＵＭＢ、World Federation for Ultrasound in Medicine and Biology）のガイドラインには、生体に１．５℃未満の温度上昇が生じても臨床上問題ないと記載されている。また、ＷＦＵＭＢのガイドラインには、４．０℃を超える温度上昇が５分を超える時間継続した場合、胚や胎児に対して危険があると記載されている。
　そこで、例えば、第２プローブ１２によって放射される超音波の強度（音圧）、放射時間は、選択部位Ｐの温度上昇が４．０℃を超えないように、好ましくは１．５℃を超えないように、設定される。例えば、設定値は記憶部６に記憶され、制御部５が記憶された設定値を用いて第２信号生成部３を制御する。あるいは、第２信号生成部の信号発生器が、予め設定された時間だけ持続するパルス信号を生成してもよい。
　具体的には、第２プローブ１２によって放射される超音波の音圧は、２．０ＭＰａ以下、例えば１．０ＭＰａに設定される。また、第２プローブ１２によって放射される超音波の放射時間は、１０秒以下、好ましくは１秒以下、例えば１００ｍｓや５０ｍｓに設定される。
　加温の後、制御部５は、第１プローブ１１から選択部位Ｐの方向に放射された超音波のエコーデータ（加温後エコーデータ）を取得する（Ｓ６３）。取得された加温後エコーデータは、例えば記憶部６に格納される。
　次に、制御部５は、加温前エコーデータと加温後エコーデータとに基づいて、第１プローブ１１から選択部位Ｐの方向に放射された超音波の加温前後の音速変化率を算出する（Ｓ６４）。
　加温前後の音速変化率は、例えばパルスエコー法に基づいて算出される。パルスエコー法では、図６に示すような境界Ｓ１およびＳ２で超音波が反射される場合において、境界Ｓ１とＳ２との間の領域Ｒにある生体が加温されたときは、加温前後の音速変化率は、以下のように算出できる。
　図６では、第１プローブ１１の圧電素子１１ａから放射された超音波の一部は境界Ｓ１で反射されてエコー信号ｒ１となり、境界Ｓ１を透過した超音波の一部は境界Ｓ２で反射されてエコー信号ｒ２となっている。エコー信号ｒ１およびｒ２は、第１プローブ１１の圧電素子１１ａに受信される。
　図７は、加温前（ａ）と加温後（ｂ）のエコー信号ｒ１およびｒ２を表すエコーデータを示す模式図である。加温前、図６の境界Ｓ１で反射されたエコー信号ｒ１が第１プローブ１１に到達した時刻と、境界Ｓ２で反射されたエコー信号ｒ２が第１プローブ１１に到達した時刻との差はΔｔである。領域Ｒにある生体が加温された後、エコー信号ｒ１が第１プローブ１１に到達した時刻と、エコー信号ｒ２が到達した時刻との差はΔｔ－Δτとなっている。
　第１プローブ１１の圧電素子１１ａから距離ｘの点を進行する超音波の加温前の音速をｃ（ｘ）［ｍ／ｓ］、加温後の音速をｃ（ｘ）＋Δｃ（ｘ）［ｍ／ｓ］とする。Δｃ（ｘ）がｃ（ｘ）に比べて十分に小さい場合、次の近似式（１）が成り立つ。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　したがって、領域Ｒ（ｘ１＜ｘ＜ｘ２）における加温前後の音速の時間変化率Δｃ（ｘ）／ｃ（ｘ）は、次式（２）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　式（２）の右辺Δτ／Δｔは、時間シフトΔτの時間変化率を表している。Δτ／Δｔは、具体的には、次のように測定される。すなわち、測定領域で反射されたエコー信号に対応する遅れ時間ｔを設定する。次に、エコー信号に時間ゲートを設けて信号を切り出し、遅れ時間ｔを順次変更させながら時間シフトΔτを計測する。Δτ／Δｔは、このような計測結果の傾きから推定することができる。時間シフトΔτは微小であるため、時間シフトΔτの時間変化率は、例えば、エコー信号の波形について相互相関法を用いて導出される。あるいは、相互相関法と自己相関法とを組み合わせて時間シフトΔτの時間変化率を算出してもよい。
　次に、治療効果診断部５４として機能する制御部５は、ステップＳ６４で算出された音速変化率に基づいて、ＴＡＣＥの治療効果を診断し、診断結果データを生成する。（Ｓ６５）。
　図８は、脂肪組織と非脂肪組織内を伝播する超音波の音速の温度依存性を示すグラフである。図８に示すように、脂肪組織では、生体の温度Ｔが上昇するに連れて音速ｃは減少することが知られている（例えば、福喜多博著“超音波による生体内温度計測”, BME, vol.2, No.3, p.167-168, 1988参照）。すなわち、脂肪組織の温度変化に対する音速変化の割合（以下、「音速の温度係数」という。）ｄｃ／ｄＴは負である。これを前述の加温前後の音速変化Δｃ（ｘ）についてみると、脂肪組織では、Δｃ（ｘ）は負となる。
　他方、生体の温度を含む３０℃～４５℃において、非脂肪組織内を伝播する超音波の音速は、生体の温度Ｔが上昇するに連れて増加することが知られている。すなわち、非脂肪組織の音速の温度係数ｄｃ／ｄＴは正である。これを前述の加温前後の音速変化Δｃ（ｘ）についてみると、非脂肪組織では、Δｃ（ｘ）は正となる。
　したがって、制御部５は、ステップＳ６４で算出された音速変化率Δτ／Δｔが負である場合、選択部位Ｐは脂肪組織であり、正である場合、選択部位Ｐは非脂肪組織であると判定することができる。
　リピオドールは、油性の造影剤である。したがって、リピオドール内を伝播する超音波の音速の温度依存性は、図８に示した脂肪組織についての音速の温度依存性と同様の特性を有する。このことを用いて、制御部５は、選択部位Ｐにおけるリピオドールの有無を判定することができる。例えば、制御部５は、選択部位Ｐにおける音速変化率Δτ／Δｔが負である場合、選択部位Ｐにリピオドールがあると判定することができる。あるいは、制御部５は、先述のように所定の範囲を走査しながら治療効果診断を行う場合には、所定の範囲における各点の音速変化率Δτ／Δｔに基づいて、リピオドールの集積度、例えば体積濃度、質量濃度等を計測することもできる。
［３．実施例］
［３－１．第１実施例］
　発明者らは、リピオドールと非脂肪組織についての上記のような音速の温度依存性を確認するために、図９に示す装置を用いて、以下のような実験を行った。
　図９に示すように、恒温槽２０１の中に、アクリルブロック２０２と、アクリルブロック２０２の上に設けられた１つ以上のアクリル板２０３とを準備した。アクリル板２０３の中央にあるくぼみに、２０ｍｍ×２２ｍｍ×５ｍｍの大きさの試料２１０を配置した。アクリル板２０３および試料２１０の上にアルミニウムブロック２０４を設置した。アルミニウムブロック２０４の上面に圧電素子２０５（B5K10I、JAPAN PROBE、直径１０ｍｍ、共振周波数５．０ＭＨｚ）を取り付けた。圧電素子２０５に波形発生器２０６（AGILENT、33500B）と、オシロスコープ２０７（Tektronix、MDO3012）とを接続した。試料２１０に、図示しない２本の熱電対（CHINO Type K、φ＝０．５ｍｍ）を取り付けた。熱電対にもオシロスコープ２０７を接続した。
　恒温槽２０１の内部温度を４０℃に保ち、試料２１０の温度を変化させながら、圧電素子２０５から超音波を放射し、圧電素子２０５が受信したエコー信号をオシロスコープ２０７によって観察および記録した。その際、オシロスコープ２０７のサンプリング周波数を２．５ＧＨｚ、量子化ビット数を８ｂｉｔに設定した。オシロスコープ２０７を用いたエコー信号の測定結果から、試料２１０内を超音波が伝播するのに要した時間ｔｓｄを算出した。試料２１０の厚さをｄとすると、試料２１０内を伝播する超音波の音速ｃは２ｄ／ｔｓｄで表される。また、熱電対からの信号をオシロスコープ２０７で観察および記録し、試料２１０内部の温度を測定した。
　図１０ａ～１０ｄは、牛の肝臓、ラットの肝臓、ラットの肝癌およびリピオドールの音速の温度依存性についての測定結果をそれぞれ示すグラフである。図１０ａ～１０ｄには、測定値を円形、三角形、四角形等のマーカで、直線近似による近似線を一点鎖線で示している。近似線の傾きが音速の温度係数ｄｃ／ｄＴとなる。求められた牛の肝臓、ラットの肝臓、ラットの肝癌およびリピオドールの音速の温度係数ｄｃ／ｄＴを次の表１に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
　この結果は、非脂肪組織である牛の肝臓、ラットの肝臓およびラットの肝癌の音速の温度係数ｄｃ／ｄＴと異なり、リピオドールの音速の温度係数ｄｃ／ｄＴが負の値を有することを示している。
　また、本発明では、超音波診断装置１００によって、リピオドール単体ではなく、リピオドールエマルションと、それが注入された肝癌とを一時に観測する。そこで、発明者らは、リピオドールエマルションを注入したラットの肝癌についても、図９に示す装置を用いて、音速の温度係数ｄｃ／ｄＴおよび音速ｃの測定を行った。
　図１１は、異なる２つのラットの肝癌サンプルＡ、Ｂを伝播する超音波の音速の測定結果を示すグラフである。肝癌サンプルＡ、Ｂは、表１のＮｏ．３の肝癌サンプルと異なるものである。この実験では、ラットが生きている間に肝癌にリピオドールエマルションを注入し、注入した日の翌日に肝癌を摘出した。摘出された肝癌サンプルＡ、Ｂを、図９に示す恒温槽２０１内のアクリル板２０３の中央にあるくぼみに配置し、図９を用いて説明した実験を行った。
　実験後に肝癌サンプルＡ、Ｂを目視で確認したところ、両サンプルに腫瘍が見られ、確かに両方とも肝癌に罹患していた。また、肝癌サンプルＢの腫瘍の方が肝癌サンプルＡの腫瘍より大きく、肝癌が進行していることがわかった。
　図１１に示したデータを整理すると、次の表２のようになる。表２には、比較のため、表１のＮｏ．２のラットの正常肝およびＮｏ．３のラットの肝癌のデータも示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000004
　図１１に示した測定データの温度範囲（約２３℃～約３４℃）においては、油性であるリピオドール内を伝播する超音波の音速は、非脂肪組織内を伝播する超音波の音速より遅い（図８参照）。したがって、表２のリピオドールを注入したラットの肝癌サンプルＡ、Ｂ（Ｎｏ．５およびＮｏ．６）内を伝播する超音波の音速が、Ｎｏ．３のラットの肝癌内を伝播する超音波の音速より遅いことから、肝癌サンプルＡ、Ｂ内にはリピオドールが集積していると考えられる。このように、音速の値から、リピオドールの集積の程度（すなわち、集積したリピオドールの量）を判断することができる。
　また、リピオドールを注入したラットの肝癌サンプルＡ（表２のＮｏ．５）の音速の温度係数ｄｃ／ｄＴは、ラットの肝癌サンプルＢ（表２のＮｏ．６）より小さい。このことと、肝癌サンプルＢの腫瘍の方が肝癌サンプルＡの腫瘍より大きく、肝癌が進行していることから、肝癌が進行しているほど、音速の温度係数が大きいと考えられる。
　もっとも、ラットの正常肝サンプル（表２のＮｏ．２）の音速の温度係数は、癌に罹患していないにもかかわらず、ラットの肝癌サンプルＡ（表２のＮｏ．５）の音速の温度係数より大きい。これは、ラットの肝癌サンプルＡには音速の温度係数が負であるリピオドールが集積しているためであると考えられる。
　さらに、抗癌剤治療による癌治療の効果を判定する基準の１つとして、癌組織の体積に対する壊死した組織の体積の割合（体積比率）が知られている。これはＴＡＣＥによる肝癌治療においても同様である。表２のＮｏ．３に示したように、肝癌では、正常肝に比べて、音速の温度係数ｄｃ／ｄＴが大きく、音速は遅い。これに対して、抗癌剤やＴＡＣＥによる塞栓によって壊死した肝癌組織の熱物性は、正常肝の熱物性に近いと考えられている。
　したがって、例えば、以下のような手順によって、癌組織の体積に対する壊死した組織の体積の割合を得ることができる。すなわち、第１に、ＴＡＣＥ施術前の患者の肝癌組織および正常肝組織の音速および音速の温度係数ｄｃ／ｄＴを取得して記憶する。第２に、ＴＡＣＥを施術する。第３に、ＴＡＣＥ施術から所定の期間経過後に、当該患者の施術部位の音速および音速の温度係数ｄｃ／ｄＴを計測する。第１ステップで得られたＴＡＣＥ施術前の患者の肝癌組織および正常肝組織の音速および音速の温度係数ｄｃ／ｄＴを用いてＴＡＣＥ後の当該患者の施術部位の音速および音速の温度係数ｄｃ／ｄＴを評価することによって、癌組織の体積に対する壊死した組織の体積の割合を得ることができる。
　以上のように、超音波診断装置１００によれば、選択部位Ｐの周辺のリピオドールエマルションの集積の程度や、選択部位Ｐの癌の進行の程度をも診断することができる。選択部位Ｐの癌の進行の程度を診断できるため、超音波診断装置１００によれば、ＴＡＣＥによる治療が功を奏して、癌の進行が止まったり、癌が治癒して小さくなったことをも知ることができる。このようにして、超音波診断装置１００によって、癌治療の経過を観察することができる。
　なお、後述のように、超音波診断装置１００は、選択部位Ｐが脂肪組織（またはリピオドール）と非脂肪組織のいずれであるかを決定するのみならず、組織の音速の温度係数、超音波減衰定数α、音速ｃ、体積熱容量Ｃｖ等に基づいて、選択部位Ｐの組織性状診断（tissue characterization）を行うことができる。
［３－２．第２実施例］
　さらに、発明者らは、ラットの肝癌について、従来のＣＴ（computed tomography）を用いた画像診断の結果と、図９に示す装置を用いた実験の結果とを比較した。具体的には、ラットの肝癌にリピオドールを注入し、ＣＴ画像に基づいて計算された、肝癌（腫瘍領域）の体積に対するリピオドールの体積の割合（リピオドールの体積／肝癌の体積）を算出した。この算出は、リピオドールの注入量を変化させながら実行された。このように従来の方法によって算出された値と、超音波診断装置１００によって測定されたΔτ／Δｔ＝Δｃ（ｘ）／ｃ（ｘ）の値とを比較した（式（２）参照）。比較結果を図１２ａ，１２ｂに示す。
　図１２ａは、ＣＴ画像に基づいて計算された、肝癌の体積に対するリピオドールの体積の割合（従来結果）と、超音波診断装置１００によって測定されたΔτ／Δｔ＝Δｃ（ｘ）／ｃ（ｘ）、すなわち音速に対する音速変化（本発明の結果）と、の関係を示す表である。図１２ｂは、従来結果と本発明の結果との関係を示すグラフである。図１２ａを参照すると、ＣＴ画像に基づいて計算された、肝癌の体積に対するリピオドールの体積の割合が０．４８であったとき、同じラットの肝癌サンプルについて測定された音速に対する音速変化は－３．３２×１０－３であったことがわかる。同様に、肝癌の体積に対するリピオドールの体積の割合が０．７３，０．５３，０．６２，０．３６であったとき、音速に対する音速変化はそれぞれ、－７７．９×１０－３，－４９．０×１０－３，－３２．２×１０－３，－９．２４×１０－３であった。
　図１２ａ，１２ｂに示したように、従来結果と本発明の結果との間に相関関係が認められる。したがって、図１２ａ，１２ｂは、超音波診断装置１００による測定値を用いた治療効果の判断が、従来技術であるＣＴ画像を用いたリピオドールの停滞状態の判断に代わることを示している。超音波診断装置１００によってこのような治療効果の判断ができると、ＣＴ画像を用いた判断と異なり、人体にＸ線被ばくの悪影響を与えることなく癌治療の効果を判定することができる。
［４．組織性状診断の原理］
　超音波照射による生体組織の温度上昇率は、次の生体熱輸送方程式（３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　ここで、Ｔ［℃］は温度、κ［ｍ２／ｓ］は組織の熱拡散率、ε［ｓ］は血液灌流率、ｑｖ［Ｗ／ｍ３］は熱発生率、Ｃｖ［Ｊ／ｍ３／℃］は単位体積当たりの熱容量である。血液灌流率εは、血液循環による冷却の時定数であり、単位堆積の生体組織に流入する血液流量を表す。
　生体の軟部組織においては、熱拡散率κは０．１０～０．１５［ｍｍ２／ｓ］、血液灌流率εは１０～２０００［ｓ］の範囲内にある。初期温度が一様であり、温度上昇が微小であれば、式（３）の右辺第１項の熱拡散項を無視できる。短時間の加温であれば、式（３）の右辺第２項の血液循環項を無視できる。さらに、熱発生率ｑｖは、生体組織の超音波減衰定数（attenuation constant）α［ｄＢ／ｍ］と超音波強度Ｉ［Ｗ／ｍ２］とを用いて、ｑｖ＝２αＩと表すことができる。これらのことから次式（４）を得る。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　超音波照射による音速の時間変化率ｄｃ／ｄｔは、式（４）を用いることによって、次式（５）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　また、式（２）から次式（６）が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　Δｃ（ｘ）は、次式（７）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 　ここで、Δｔｈは、超音波による組織の加温時間である。
　式（６）に式（７）と式（５）とを代入すると、次式（８）が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　以上により、音速変化率Δｃ（ｘ）／ｃ（ｘ）はエコーシフト時間の時間変化率Δτ／Δｔに等しく、音速の温度係数ｄｃ／ｄＴ、超音波減衰定数α、音速ｃ（ｘ）、体積熱容量Ｃｖ、超音波強度Ｉおよび加温時間Δｔｈの関数となる。よって、超音波照射による音速変化率、すなわちエコーシフト時間の時間変化率を測定し、その変化率から組織性状を診断することが可能である。
［５．効果等］
　以上のように、超音波診断装置１００は、患者等の被検体で反射された超音波のエコー信号に基づいて、被検体の特定部位に対する癌治療の効果を判定する。超音波診断装置１００は、被検体に超音波を照射するとともにエコー信号を受信する第１プローブ１１と、ユーザによる特定部位の位置の選択操作を受け付ける操作部８と、特定部位に加温のための超音波を照射する第２プローブ１２と、制御部５と、を備える。制御部５は、第２プローブ１２による超音波の照射による特定部位の加温前に取得したエコー信号と、加温後に取得したエコー信号と、に基づいて、特定部位の熱物性情報を取得し、取得した熱物性情報に基づいて、特定部位における造影剤の有無を判定する。
　このような構成により、超音波診断装置１００は、エコー信号に基づいて、人等の被検体の特定部位における造影剤の有無を判定することができる。したがって、超音波診断装置１００は、人体に対してＸ線を照射することなく、特定部位における造影剤の有無を判定することができる。このように、超音波診断装置１００は、人体にＸ線被ばくの悪影響を与えることなく癌治療の効果を判定することができる。
　超音波診断装置１００において、効果の判定の対象となる癌治療法は、例えばＴＡＣＥである。ＴＡＣＥにおいては、例えば肝動脈に導入されたカテーテル等を用いて、リピオドールエマルションが注入される。リピオドールのＸ線造影剤としての機能は、カテーテルを肝動脈に導入する際に利用される。これに加えて、従来技術では、リピオドールエマルションの注入後においても、リピオドールエマルションが肝癌周辺の血管および類洞に停滞しているか否かを判断するために、Ｘ線を用いた診断が用いられる。これに対して、上記のように、超音波診断装置１００は、人体にＸ線被ばくの悪影響を与えることなく癌治療の効果を判定することができる。
　超音波診断装置１００において、制御部５は、取得した熱物性情報に基づいて、特定部位における造影剤の量、質量濃度、および体積濃度のうちの少なくとも１つを測定するものであってもよい。
　ＴＡＣＥにおいては、リピオドールエマルションが肝癌周辺の血管および類洞に集積または停滞していると、治療効果が良好であるといえる。超音波診断装置１００は、特定部位における造影剤の量、質量濃度、および体積濃度のうちの少なくとも１つを測定することにより、造影剤の集積の度合い、すなわち治療の効果を判定することができる。
　超音波診断装置１００において、制御部５は、取得した熱物性情報に基づいて、特定部位の癌組織の状態を判定するものであってもよい。
　従来の超音波診断装置は、生体内部の境界を可視化するに過ぎず、生体組織の病理学的な診断情報を詳細に分析して癌組織の状態を判定することができなかった。これに対し、超音波診断装置１００は、熱物性情報に基づいて特定部位の癌組織の状態を判定することができる。
　例えば、特定部位の癌組織の状態は、特定部位の周辺に集積した造影剤の量に基づいて判断される。
　例えば、特定部位の癌組織の状態は、癌の進行度または大きさである。
　例えば、特定部位の癌組織の状態は、特定部位における癌組織の体積に対する壊死した組織の体積の割合に基づいて判断される。
　例えば、上記の造影剤は、ヨード化ケシ油脂肪酸エチルエステルである。
　超音波診断装置１００は、制御部による判定結果を表示する表示部７を更に備えてもよい。これにより、癌治療の効果の判定結果を医師等のユーザに知らせることができる。
　制御部は、更に、第１プローブ１１によって受信したエコー信号に基づいて被検体の断層画像を生成し、生成された断層画像を表示部７に表示してもよい。これにより、断層画像（Ｂモード画像）を利用した診断を行うことができる。
　例えば、特定部位の熱物性情報は、第２プローブ１２による加温後における被検体の中を伝播する超音波の音速を示す情報と、加温前における被検体の中を伝播する超音波の音速を示す情報と、これらの差を示す情報と、被検体の中を伝播する超音波の音速変化の温度変化に対する割合ｄｃ／ｄＴ、のうちの少なくとも１つを含む。
　正常肝、肝癌およびリピオドールまたは脂肪は、上記のような熱物性情報によって区別することができる。したがって、上記のような熱物性情報を利用することによって、特定部位の正常肝、肝癌およびリピオドールまたは脂肪の割合を推定することができる。
　１　プローブ筐体
　２　第１信号生成部
　３　第２信号生成部
　４　受信部
　５　制御部
　６　記憶部
　７　表示部
　８　操作部
　１１　第１プローブ
　１２　第２プローブ
　１３　バッキング材
　５１　画像生成部
　５２　走査制御部
　５３　加温制御部
　５４　治療効果診断部
　５５　温度上昇制限部
　１００　超音波診断装置

Claims (7)

  1. 　被検体で反射された超音波のエコー信号に基づいて、前記被検体の特定部位に対する癌治療の効果を判定する超音波診断装置であって、
    　前記被検体に超音波を照射するとともに前記エコー信号を受信する第１プローブと、
    　ユーザによる前記特定部位の位置の選択操作を受け付ける操作部と、
    　前記特定部位に加温のための超音波を照射する第２プローブと、
    　前記第２プローブによる超音波の照射による前記特定部位の加温前に取得したエコー信号と、加温後に取得したエコー信号と、に基づいて、前記特定部位の熱物性情報を取得し、取得した前記熱物性情報に基づいて、前記特定部位における造影剤の有無を判定する、制御部と、
    　を備える超音波診断装置。
  2. 　前記制御部は、取得した前記熱物性情報に基づいて、前記特定部位における造影剤の量、質量濃度、および体積濃度のうちの少なくとも１つを測定する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記造影剤は、ヨード化ケシ油脂肪酸エチルエステルである、請求項１または２に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記制御部による判定結果を表示する表示部を更に備える、請求項１～３のいずれかに記載の超音波診断装置。
  5. 　前記制御部は、更に、前記第１プローブによって受信した前記エコー信号に基づいて前記被検体の断層画像を生成し、生成された断層画像を前記表示部に表示する、請求項４に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記特定部位の熱物性情報は、前記第２プローブによる加温後における前記被検体の中を伝播する超音波の音速を示す情報と、加温前における前記被検体の中を伝播する超音波の音速を示す情報と、これらの差を示す情報と、前記被検体の中を伝播する超音波の音速変化の温度変化に対する割合と、のうちの少なくとも１つを含む、請求項１～５のいずれかに記載の超音波診断装置。
  7. 　前記特定部位は、肝臓の一部である、請求項１～６のいずれかに記載の超音波診断装置。
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