JP2015002983A - 超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置 - Google Patents

超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置 Download PDF

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Abstract

【課題】超音波の伝搬経路に存在する組職の特性を考慮した超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置を提供する。
【解決手段】本発明による超音波生成方法は、超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する段階と、前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬（ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ）に影響を与える前記被写体を構成する１つ以上の組職（ｔｉｓｓｕｅ）の特性を計算する段階と、前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階と、前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成する段階とを有する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、超音波照射装置に関し、特に、超音波の伝搬経路に存在する組職の特性を考慮した超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置に関する。
医学の発達と共に腫瘍に対する局所治療は、開腹手術のような侵襲的手術方法から最小侵襲的手術（ｍｉｎｉｍａｌ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｓｕｒｇｅｒｙ）まで発展してきた。
そして、現在では非侵襲的手術（ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｓｕｒｇｅｒｙ）も開発されてガンマナイフ、サイバーナイフ（放射線治療ロボット）、ＨＩＦＵナイフなどが出現するようになった。
ＨＩＦＵナイフを用いた治療は、高強度の集束超音波（Ｈｉｇｈ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｆｏｃｕｓｅｄ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ、以下、ＨＩＦＵ）を、治療しようとする腫瘍部位に焦点を合わせて照射し、腫瘍組職の局所的破壊（ｆｏｃａｌ ｄｅｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）又は壊死（ｎｅｃｒｏｓｉｓ）を引き起こさせ、腫瘍を除去及び治療する手術法である。
このようなＨＩＦＵナイフでは、高強度の集束超音波を治療しようとする腫瘍部位に確実に焦点を合わせなければならない。
そこで、本発明は上記従来の医療用超音波照射装置における問題点に鑑みてなされたものであって、本発明の目的は、超音波の伝搬経路に存在する組職の特性を考慮した超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置を提供することにある。
上記目的を達成するためになされた本発明による超音波生成方法は、超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する段階と、前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬（ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ）に影響を与える前記被写体を構成する１つ以上の組職（ｔｉｓｓｕｅ）の特性を計算する段階と、前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階と、前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成する段階とを有することを特徴とする。
上記目的を達成するためになされた本発明によるコンピュータ読取可能記録媒体は、上述した超音波生成方法を実行するためのプログラムを記録したことを特徴とする。
上記目的を達成するためになされた本発明による超音波照射装置は、超音波照射装置において、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得するインターフェース部と、前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬（ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ）に影響を与える前記被写体を構成する１つ以上の組職（ｔｉｓｓｕｅ）の特性を計算する特性計算部と、前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定するパラメータ決定部と、前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成するための制御信号を生成する制御部とを備えることを特徴とする。
また、上記目的を達成するためになされた本発明による超音波生成方法は、超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、不均一（ｈｅｔｅｒｏｇｅｎｅｏｕｓ）組職を含む被写体の画像を取得する段階と、前記画像を用いて前記不均一組職の特性が反映された前記超音波のパラメータを決定する段階とを有することを特徴とする。
本発明に係る超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置によれば、超音波の伝搬経路に存在する組職間の不均一性を予め考慮して意図する位置に正確に焦点を形成する超音波を生成できるという効果がある。
本発明の一実施形態による超音波制御装置の構成の一例を示すブロック図である。 本発明の他の実施形態による超音波制御装置の構成の一例を示すブロック図である。 本発明の実施形態による較正部が治療用超音波照射装置を較正する一例を説明するための図である。 本発明の一実施形態による特性計算部の構成を示すブロック図である。 治療用超音波照射装置のエレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職の一例を示す図である。 本発明の実施形態による第１モデル生成部が生成するグラフモデルの一例を示すグラフである。 本発明の実施形態による第２モデル生成部が生成するテーブルモデルの一例を示す表である。 本発明の実施形態によるＨＩＦＵシステムの構成を示す概略図である。 本発明の実施形態による治療用超音波を生成する方法の一例を説明するためのフローチャートである。 本発明の実施形態によるパラメータ決定部が動作する一例を説明するためのフローチャートである。 本発明の実施形態によるパラメータ決定部が動作する他の例を説明するためのフローチャートである。 本発明の一実施形態による治療用超音波照射装置と焦点との関係を示す図である。
次に、本発明に係る超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置を実施するための形態の具体例を図面を参照しながら説明する。
図１は、本発明の一実施形態による超音波制御装置の構成の一例を示すブロック図である。
図１を参照すると、超音波制御装置１０は、インターフェース部１１０、特性計算部１２０、パラメータ決定部１３０、及び制御部１４０で構成される。
図１に示す超音波制御装置１０には、本実施形態に関する構成要素のみを図示している。よって、図１に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれうるということを、当業者ならば理解できるであろう。また、図１に示す超音波制御装置１０は、１つ又は複数のプロセッサに相当する。
インターフェース部１１０は、被写体の解剖学的情報を含む医療画像２０を取得する。
具体的には、インターフェース部１１０は、外部から被写体の解剖学的情報を含む医療画像２０を取得する。
被写体は１つ以上の組職を含み、治療用超音波照射装置は、被写体の目標となる地点に治療用超音波の焦点を形成する。
例えば、被写体は、肌（ｓｋｉｎ）、骨（ｂｏｎｅ）、筋肉（ｍｕｓｃｌｅ）、血液（ｂｌｏｏｄ）、臓器（ｏｒｇａｎ）など互いに異なる組職（ｔｉｓｓｕｅ）又はこれらの組み合わせなどで構成された不均一な身体の一部分が該当するが、これらに限定されるものではない。
また、被写体の解剖学的情報は、１つ以上の組職の位置、サイズなどの情報である。
また、医療画像２０は、被写体に対して予め取得されて保存されたＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）画像又はＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）画像であるが、これらに限定されるものではない。
例えば、同じ被写体に対して以前に取得されて保存された画像をインターフェース部１１０を通じて入力してもよく、超音波治療直前に取得した画像を入力してもよい。
ここで、インターフェース部１１０は、データの入力又は出力を行うユニットであってもよく、ユーザが直接入力する情報を他のユニットに伝送するユニットであってもよい。
特性計算部１２０は、医療画像２０を用いて被写体を構成する１つ以上の組職に対する治療用超音波の伝搬（ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ）に影響を与える特性を計算する。
例えば、特性計算部１２０は、インターフェース部１１０から医療画像２０を伝送され、医療画像２０を用いて１つ以上の組職に対する治療用超音波の伝搬に影響を与える特性を計算する。
ここで被写体を構成する組職は、肌、骨、筋肉、血液、臓器などを意味するが、これらに限定されるものではない。
また、治療用超音波の伝搬に影響を与える特性は、１つ以上の組職それぞれの物理的特性を意味する。
ここで物理的特性は、組職それぞれを通過する治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数、又はそれらの組み合わせが該当するするが、これらに限定されるものではない。
超音波は、物理的媒質の振動によって放射される波動であるので、伝播される速度は、媒質の密度に影響される。具体的に媒質の密度が高くなれば、超音波の伝送速度が高くなる。
また、超音波は、媒質自体を通過しつつ媒質に吸収されるか、又は散乱して強度や振幅が弱くなるという現象が発生するが、これを超音波の減衰という。
具体的には、超音波の減衰程度は、超音波の周波数に比例し、通過組職の内部に存在するタンパク質の含量に比例し、水分含量に反比例する。
パラメータ決定部１３０は、計算された特性を用いて被写体に焦点を形成するための治療用超音波のパラメータを決定する。
例えば、パラメータ決定部１３０は、特性計算部１２０から計算された特性を伝送され、特性を用いて焦点に治療用超音波を照射するためのパラメータを決定する。
制御部１４０は、決定されたパラメータによる治療用超音波を生成するための信号を生成する。
例えば、制御部１４０は、パラメータ決定部１３０から決定されたパラメータを伝送され、治療用超音波照射装置の制御信号を生成する。
このように超音波制御装置１０は、組職を通過する治療用超音波の速度、組職の密度、治療用超音波の減衰係数などを計算して、治療用超音波照射装置が所望の位置に焦点を形成することができるように、治療用超音波を精密に制御する。
また、超音波制御装置１０は、治療用超音波照射強度及び照射時間も制御する。
図２は、本発明の他の実施形態による超音波制御装置１０の構成の一例を示すブロック図である。
図２を参照すると、超音波制御装置１０は、インターフェース部１１０、特性計算部１２０、パラメータ決定部１３０、制御部１４０だけではなく較正部１５０をさらに備える。
図２に示す超音波制御装置１０には、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図２に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれうるということを、当業者ならば理解できるであろう。また、図２に示す超音波制御装置１０は、１つ又は複数のプロセッサに相当する。
インターフェース部１１０は、診断用超音波照射装置から被写体に対する超音波画像を取得する。
それ以外に、図２に示すインターフェース部１１０、特性計算部１２０、パラメータ決定部１３０、及び制御部１４０の動作は、前述した実施形態と同様である。
診断用超音波照射装置４０は、被写体に診断用超音波を照射し、反射した超音波信号を取得する。
具体的には、診断用超音波照射装置４０から、２〜１８ＭＨｚ範囲の診断用超音波が被写体に照射されれば、この超音波は、色々な他の組職間の階層から部分的に反射される。
診断用超音波は、対象体内部の密度変化のあるところ、例えば、血漿（ｂｌｏｏｄ ｐｌａｓｍａ）内の血球（ｂｌｏｏｄ ｃｅｌｌｓ）、臓器内の小さな組職（ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ）などで反射する。このように反射した診断用超音波は、診断用超音波照射装置４０の圧電変換器を振動させ、圧電変換器は、この振動による電気的パルスを出力する。
但し、診断用超音波照射装置４０は、電気的パルス信号を用いて直接被写体に対する超音波画像を生成してもよく、後述する較正部１５０で電気的パルス信号を用いて被写体に対する超音波画像を生成してもよい。
ここで、診断用超音波照射装置４０が直接超音波画像を生成する場合には、診断用超音波照射装置４０は、生成した超音波画像に関する情報をインターフェース部１１０に伝送する。
一方、後述する較正部１５０で超音波画像を生成する場合には、電気的パルス信号をインターフェース部１１０に伝送する。
また、診断用超音波照射装置４０と治療用超音波照射装置３０とは、一定の位置関係を持つ。例えば、診断用超音波照射装置４０と治療用超音波照射装置３０とが一定距離ほど離隔して互いに分離されて動作してもよく、互いに隣接して動作してもよい。
また、図２には示していないが、治療用超音波照射装置３０は、１つ以上のエレメントの組み合わせで構成される。
治療用超音波照射装置３０が複数のエレメントで構成されている場合、エレメントは、制御部１４０が送信した信号を受けてそれぞれ個別的に治療用超音波を照射でき、超音波を照射する時間もそれぞれ異なって設定される。
このようにエレメントが個別的に超音波を照射することで、治療用超音波照射装置３０の位置が固定された状態でも超音波が集束する焦点の位置を変更できる。したがって、患者の呼吸などによって動く体内臓器の病変に追従しながら治療用超音波を集束させることができる。
例えば、治療用超音波照射装置３０は、フェーズアレイ方式を用いて治療用超音波を焦点に集束させる。フェーズアレイ方式は当業者に明らかであるため、具体的な説明は略する。
例えば、治療用超音波は、患者の身体内の腫瘍を壊死させるほどのエネルギーを持つ高強度の集束超音波であるＨＩＦＵ（ｈｉｇｈ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｆｏｃｕｓｅｄ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ）が用いられる。
ＨＩＦＵシステムは、ＨＩＦＵを治療しようとする部位に焦点を合わせて照射し、病変の局所的破壊又は壊死を引き起こさせて病変を除去又は治療する装置である。
ＨＩＦＵシステムに含まれた治療用超音波照射装置３０が、ＨＩＦＵの焦点を特定位置に合わせて照射し続ければ、超音波が照射される細胞の温度が上昇し、一定温度以上上昇した組職は壊死する。
しかし、本実施形態で説明する内容は、ＨＩＦＵに限られず、ＨＩＦＵと類似して集束超音波を照射する装置又は音圧を用いて焦点を調節する他の装置にも適用できる。
較正部１５０は、医療画像を用いて治療用超音波を照射する治療用超音波照射装置３０を較正する。
ここでの較正は、医療画像内の所定の地点（例えば、病変）と対応する地点に治療用超音波照射装置３０が治療用超音波を照射するために、治療用超音波照射装置３０の座標を調整することを意味する。
図３は、本発明の実施形態による較正部１５０が治療用超音波照射装置３０を較正する一例を説明するための図である。
ここで医療画像は、ＣＴ画像と仮定して説明するが、これに限定されるものではない。
先ず、較正部１５０は、インターフェース部１１０から電気的パルス信号を伝送されて、被写体に対する超音波画像３２０を生成する。
例えば、較正部１５０は、電気的パルス信号を用いて被写体に対する２次元超音波画像を生成し、又は、３次元超音波画像を生成することもある。例えば、診断用超音波照射装置４０が被写体上で位置（ｌｏｃａｔｉｏｎ）及び方向（ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ）を変化させつつ診断用超音波を照射し、反射した超音波を受信して、これに対応する電気的パルス信号をインターフェース部１１０に伝送する。
較正部１５０は、インターフェース部１１０から伝送された電気的パルス信号を用いて、被写体に対する複数の断面画像を生成する。そして、較正部１５０は、複数の断面画像を蓄積して被写体を３次元的に示す超音波画像を生成する。
但し、診断用超音波照射装置４０で超音波画像を生成する場合には、較正部１５０は、インターフェース部１１０を通じて超音波画像を取得する。
較正部１５０は、インターフェース部１１０から伝送された医療画像３１０と、被写体に対する超音波画像３２０とを整合（ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）する（符号３３０の工程）。
ここでの整合は、医療画像３１０の第１座標系を超音波画像３２０の第２座標系と互いに対応させる工程を意味する。
整合された画像は、医療画像３１０と超音波画像３２０とを合成した１つの医療画像であってもよく、座標系が互いに一致する医療画像３１０と超音波画像３２０とが並んで配された画像であってもよい。
具体的には、較正部１５０は、医療画像３１０に示される組職と、超音波画像３２０に示される組職との幾何学的な相関関係を用いて画像を整合する。ここで幾何学的な相関関係は、組職上で抽出された特徴点（ｌａｎｄｍａｒｋ ｐｏｉｎｔ）がなす関係を意味する。
例えば、特徴点は、下記の方法で決定する。
較正部１５０が特徴点を決定する一例として、組職の解剖学的特徴が明らかに反映された地点を特徴点とする。
例えば、特徴点を抽出する組職が肝臓ならば、肝臓内部の血管構造で血管が分けられる分岐点を特徴点として抽出し、特徴点を抽出する組職が心臓ならば、右心房と左心房とが分けられる境界、大静脈と心臓の外壁とが出合う境界を特徴点として決定する。
較正部１５０が特徴点を決定する他の例として、定められた座標系で特徴点を抽出する組職の最も高い地点、あるいは最も低い地点を特徴点と決定してもよい。
較正部１５０が特徴点を決定するさらに他の例として、上記例で選択された特徴点の間を補間できる地点を一定の間隔で選択して特徴点として決定してもよい。
再び、図３を参照すると、較正部１５０は、超音波画像３２０と医療画像３１０とを整合（符号３３０の工程）して、医療画像３１０の座標系と超音波画像３２０の座標系との間の変換関係を計算する。
例えば、較正部１５０は、超音波画像３２０内の各点が医療画像３１０内のいかなる点と対応するかを計算し、各点を対応させるための座標変換マトリックスを計算する。
具体的には、較正部１５０は、任意の原点を基準として医療画像３１０内の所定の位置（例えば、治療用超音波の焦点が形成される位置）に対する座標Ｐｉ（ｘｉ，ｙｉ，ｚｉ）を設定する。次いで、較正部１５０は、超音波画像３２０と医療画像３１０とを整合（符号３３０の工程）し、整合工程を通じて超音波画像３２０でＰｉ（ｘｉ，ｙｉ，ｚｉ）と対応する点の座標であるＰｔ（ｘｔ，ｙｔ，ｚｔ）を探す。
そして較正部１５０は、ＰｉとＰｔとの位置変化値（ｘ軸の方向に△ｘ、ｙ軸の方向に△ｙ、ｚ軸の方向に△ｚ）を計算する。
上述したものによって、較正部１５０は、診断用超音波照射装置４０を較正する（符号３４０の工程）。
その次に、較正部１５０は、較正された診断用超音波照射装置４０を用いて治療用超音波照射装置３０を較正する（符号３５０の工程）。
ここでの較正は、医療画像内の所定の地点（例えば、病変）と対応する地点に治療用超音波照射装置３０が治療用超音波を照射するために、治療用超音波照射装置３０の座標を調整することを意味する。
具体的には、診断用超音波照射装置４０と治療用超音波照射装置３０とは、一定の位置関係を持つ。したがって、既知の診断用超音波照射装置４０と治療用超音波照射装置３０との座標関係に基づいて治療用超音波照射装置３０を較正する。
ここで、診断用超音波照射装置４０と治療用超音波照射装置３０との座標関係は、座標軸の回転、移動、スケールファクタを用いる拡大又は縮小を通じて計算する。
具体的には、診断用超音波照射装置４０が照射する診断用超音波が形成する焦点の座標と、治療用超音波照射装置３０が照射する治療用超音波が形成する焦点の座標との座標関係は、座標軸の回転、移動、スケールファクタを用いた拡大又は縮小を通じて計算する。
例えば、較正部１５０は、既知の診断用超音波照射装置４０と治療用超音波照射装置３０との座標関係に基づいて、超音波画像３２０内で治療用超音波照射装置３０が照射する治療用超音波の焦点の位置がどこかを計算することで、治療用超音波照射装置３０を較正する。
最終的に、較正部１５０は、医療画像３１０内で治療用超音波照射装置４０が照射する治療用超音波が形成する焦点の位置を計算する。
再び図２を参照すると、較正部１５０は、生成した信号を制御部１４０に伝送し、制御部１４０を、治療用超音波照射装置３０が治療用超音波を照射する位置を較正した座標に対応して変更させる。
このように較正部１５０が治療用超音波照射装置３０を較正することで、治療用超音波照射装置３０が照射した治療用超音波は、意図した位置に正確に焦点を形成する。
図４は、本発明の一実施形態による特性計算部の構成を示すブロック図である。
図４を参照すると、特性計算部１２０は、グループ生成部１２１、第１モデル生成部１２２、第２モデル生成部１２３、及び計算実行部１２４を備える。
図４に示す特性計算部１２０には、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図４に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれるということを、当業者ならば理解できるであろう。また、図４に示す特性計算部１２０は、１つ又は複数のプロセッサに相当する。
再び図２を参照すると、特性計算部１２０は、医療画像２０を用いて、治療用超音波照射装置３０から焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職についての特性を計算する。
具体的には、特性計算部１２０は、不均一な被写体を構成する組職それぞれの特性についてのモデルを生成し、生成されたモデルを用いて経路上に存在する前記組職についての特性を計算する。
図４を参照すると、グループ生成部１２１は、先ず、治療用超音波照射装置から焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職の種類を確認する。
図５は、治療用超音波照射装置から焦点まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職の一例を示す図である。
治療用超音波照射装置のエレメント５１０から焦点５６０まで治療用超音波が伝搬する経路上には、１つ以上の組職（５２０〜５５０）が含まれる。例えば、組職５２０乃至組織５５０には、肌、骨、筋肉、血液、臓器などが含まれる。
再び図４を参照すると、グループ生成部１２１は、図５に示したように、組職５２０乃至組織５５０の種類を確認する。
具体的には、グループ生成部１２１は、較正部１５０から伝送された、較正された治療用超音波照射装置３０のエレメントに関する情報を用いて、エレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職の種類を確認する。
グループ生成部１２１は、確認された組職の種類を用いて組職をグルーピングする。
例えば、医療画像をＣＴ画像と仮定すれば、グループ生成部１２１は、被写体を構成する組職（具体的に、エレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職）それぞれについての医療画像から取得されるＣＴ値（ＣＴ ｎｕｍｂｅｒ）に基づいて、組職を第１グループ及び第２グループにグルーピングする。
ここでＣＴ値は、ＣＴ画像での画素別吸収程度を示すために設けられた単位を意味する。ここで画素は、２次元画像の場合にピクセル（ｐｉｘｅｌ）、３次元画像の場合にボクセル（ｖｏｘｅｌ）を意味する。
ＣＴ値は、空気（ａｉｒ）を“−１０００”、水（ｗａｔｅｒ）を“０”、骨（ｂｏｎｅ）を“＋１０００”にし、組職ごとにＸ線減衰係数を相対的に決定した数値である。
グループ生成部１２１がグルーピングする第１グループ及び第２グループは、ＣＴ値の分布を基準とする。
具体的にはグループ生成部１２１は、ＣＴ値が所定の範囲内に分布する組職を第１グループと定め、ＣＴ値が非常に大きいか又は非常に小さな値を持つ組職を第２グループと定める方式でグルーピングを行える。
例えば、骨のＣＴ値は“＋１０００”であり、脂肪（ｆａｔ）のＣＴ値は“−１００”〜“−５０”を示すものと知られている。
これは、肝臓のＣＴ値が“４０”〜“６０”、腎臓のＣＴ値が“３０”、脳のＣＴ値が“３７”、血液のＣＴ値が“４０”を示すことと比べれば、骨のＣＴ値は非常に大きい値を持ち、脂肪のＣＴ値は非常に小さな値を持つことが分かる。したがって、グループ生成部１２１が骨及び脂肪を除いた残りの組職を第１グループと定め、骨及び脂肪を第２グループと定める。
このようにグループ生成部１２１は、組職を第１グループ及び第２グループにグルーピングし、第１グループに該当する組職に関する情報及び第２グループに該当する組職に関する情報を、それぞれ第１モデル生成部１２２及び第２モデル生成部１２３に伝送する。
第１モデル生成部１２２は、第１グループに含まれた組職それぞれに対応するＣＴ値を用いて、第１グループに含まれた組職それぞれについての特性を示す第１モデルを生成する。
ここでの特性は、１つ以上の組職それぞれの物理的特性を意味する。ここで物理的特性は、組職それぞれを通過する治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数又はそれらの組み合わせが該当するが、これらに限定されるものではない。
一例として、第１モデル生成部１２２は、第１グループに含まれた組職それぞれに対応するＣＴ値を用いて、第１グループに含まれた組職を通過する治療用超音波の速度についてのグラフモデルを生成する。
また、第１モデル生成部１２２は、第１グループに含まれた組職それぞれに対応するＣＴ値を用いて、第１グループに含まれた組職を通過する治療用超音波の速度についてのテーブルモデルを生成することもできる。
図６は、本発明の実施形態による第１モデル生成部が生成するグラフモデルの一例を示すグラフである。
第１モデル生成部１２２は、下記の数式１を用いて、それぞれの組職を通過する治療用超音波の速度を計算する。
Figure 2015002983
 数式１で、ｃは、組職を通過する治療用超音波の速度（単位は、ｍ／ｓ）を意味し、ｈは、その組職のＣＴ値（単位はＨＵ）を意味する。
第１モデル生成部１２２は、第１グループに属する組職に対する治療用超音波の速度をそれぞれ計算し、計算された値６１０を近似して第１グループに含まれた組職を通過する治療用超音波の速度についてのグラフモデル６２０を生成する。
他の例として、第１モデル生成部１２２は、第１グループに含まれた組職それぞれに対応するＣＴ値を用いて、第１グループに含まれた組職それぞれの密度についてのグラフモデル又はテーブルモデルを生成する。
第１モデル生成部１２２は、下記の数式２を用いて組職それぞれの密度を計算する。
Figure 2015002983
 数式２で、ρは、組職の密度（単位は、ｋｇ／ｍ３）を意味し、ｈは、その組職のＣＴ値（単位は、ＨＵ）を意味する。
第１モデル生成部１２２は、第１グループに属する組職の密度をそれぞれ計算し、計算された値を近似して第１グループに含まれた組職の密度についてのグラフモデルを生成する。
ここで第１モデル生成部１２２が密度についてのグラフモデルを生成する方法は、前述した治療用超音波の速度についてのグラフモデルを生成する方法と同様である。
さらに他の例として、第１モデル生成部１２２は、第１グループに含まれた組職それぞれに対応するＣＴ値を用いて、第１グループに含まれた組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数についてのグラフモデル又はテーブルモデルを生成する。
第１モデル生成部１２２は、下記の数式３を用いて組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数を計算する。
Figure 2015002983
 数式３で、αは、治療用超音波の減衰係数（単位は、ｄｂ／（ＭＨｚ×ｃｍ））を意味し、ｈは、その組職のＣＴ値（単位はＨＵ）を意味する。
第１モデル生成部１２２は、第１グループに属する組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数を計算し、計算された値を近似して第１グループに含まれた組職の治療用超音波の減衰係数についてのグラフモデルを生成する。
ここで、第１モデル生成部１２２が治療用超音波の減衰係数についてのグラフモデルを生成する方法は、前述した治療用超音波の速度についてのグラフモデルを生成する方法と同様である。
第１モデル生成部１２２は、生成した第１モデルに関する情報を計算実行部１２４に伝送する。
図４を参照すると、第２モデル生成部１２３は、第２グループに含まれた組職それぞれについての特性を示す第２モデルを生成する。
例えば、第２モデル生成部１２３は、第２モデルに属する組職（例えば、骨、脂肪）の既知の治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数などを含むテーブルモデルを生成する。
図７は、本発明の実施形態による第２モデル生成部が生成するテーブルモデルの一例を示す表である。
図７を参照すると、第２モデル生成部１２３は、第２グループに含まれた組職の名前、ＣＴ値、密度、治療用超音波の速度、減衰係数などを表示したテーブルモデルを生成する。
第２モデル生成部１２３は、生成した第２モデルに関する情報を計算実行部１２４に伝送する。
特性計算部１２０は、前記の方法で生成したグラフモデル又はテーブルモデルを、インターフェース部１１０を通じてディスプレイ装置（図示せず）に出力する。
便宜のため、特性計算部１２０がグループ生成部１２１及び第１モデル生成部１２２及び第２モデル生成部１２３を備える例を説明したが、これらに限定されるものではない。
例えば、数式１〜数式３及び図７のモデルが特性計算部１２０に保存されて使われ、モデルを生成する工程は、特性計算部１２０と独立して進行する。
再び図４を参照すると、計算実行部１２４は、グラフモデル及びテーブルモデルを用いて特性を計算する。
具体的には、計算実行部１２４は、第１モデル生成部１２２から伝送されたグラフモデルに関する情報と、第２モデル生成部１２３から伝送されたテーブルモデルに関する情報とを組み合わせて、治療用超音波照射装置のエレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職についての特性を計算する。
計算実行部１２４は、計算された特性に関する情報をパラメータ決定部１３０に伝送する。
再び図２を参照すると、パラメータ決定部１３０は、計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための治療用超音波のパラメータを決定する。
具体的には、パラメータ決定部１３０は、治療用超音波照射装置３０で照射する治療用超音波の所定特性と、計算実行部１２４で計算された治療用超音波の伝搬に影響を与える特性とを組み合わせてパラメータを決定する。
ここでのパラメータは、治療用超音波が焦点を形成するための変数の組み合わせを意味し、変数は、治療用超音波の周波数、振幅、位相、ピーク強度、パルス長、デューティ比、超音波照射装置を構成するエレメントの数又は位置などが該当するが、これらに限定されるものではない。
図１０は、本発明の実施形態によるパラメータ決定部が動作する一例を説明するためのフローチャートである。
実際に、治療用超音波の通過する媒質は、図５に示したように複数の組職で構成された不均一な（ｈｅｔｅｒｏｇｅｎｅｏｕｓ）媒質である。
よって、以下では図１０を参照して、焦点が意図した位置に形成されるように、不均一な媒質の影響を反映した治療用超音波のパラメータを決定する一例を説明する。
図１０を参照して説明する方法の概要は、次の通りである。
先ず、治療用超音波が均一な（ｈｏｍｏｇｅｎｅｏｕｓ）媒質を伝搬するという仮定下で治療用超音波が形成する焦点位置での音圧ＰＨＯＭＯを計算する。
次いで、実際に治療用超音波が伝搬する不均一な媒質で治療用超音波が形成する焦点位置での音圧ＰＨＥＴが音圧ＰＨＯＭＯとの差の絶対値が所定のしきい値未満になるように超音波パラメータを調節する。ここで、超音波パラメータの一例としては、エレメントから照射される超音波の振幅及び位相を意味する粒子速度（ｐａｒｔｉｃｌｅ ｖｅｌｏｃｉｔｙ）が使われる。
図１２は、本発明の一実施形態による治療用超音波照射装置と焦点との関係を示す図である。
先ず、治療用超音波照射装置３０のＮ個のエレメントから超音波が照射され、照射された治療用超音波がＭ個の目標位置に焦点を形成する場合を仮定する。
治療用超音波照射装置３０は、２つ以上のエレメントを備え、超音波は、すべてのエレメント又は一部のエレメントから照射される。
図１２は、１つのエレメント１２１０及び焦点位置１２２０それぞれについての位置ベクトルを示す図である。
図１２を参照すると、ｒｎは、ｎ番目（ｎ＝１、２、…、Ｎ）エレメント１２１０の位置ベクトルであり、ｒｍは、ｍ番目（ｍ＝１、２、…、Ｍ）焦点位置１２２０の位置ベクトルである。
再び図１０を参照すると、Ｓ１０１０段階において、焦点の位置が指定されると、パラメータ決定部１３０は、治療用超音波が均一な組職を伝搬するという仮定下で焦点位置での音圧ＰＨＯＭＯを計算する。
例えば、焦点の形成を希望する位置が指定されれば、パラメータ決定部１３０は、超音波を照射するそれぞれのエレメントの粒子速度を計算する。
ここで、焦点の位置は、インターフェース部１１０を通じて入力されたユーザの入力情報によって指定されてもよく、ユーザの介入なしに超音波制御装置１０によって自動的に指定されてもよい。
粒子速度のうち位相は、音波の速度が一定であるという仮定下で（一般的に１５４０ｍ／ｓ）計算される。例えば、焦点とそれぞれのエレメントとの間の距離に基づいて、各エレメントで発生した音波が焦点に到逹する時間を求め、これより各エレメントで発生した音波の時間差を補償するように、各エレメント別に位相が計算される。
粒子速度のうち振幅は、焦点位置に所望の音圧ＰＨＯＭＯが形成されるように、ユーザが定める。
例えば、ユーザがインターフェース部１１０を通じて任意の振幅を入力すれば、パラメータ決定部１３０は、下記の数式４のようなレイリー・ゾンマーフェルト（Ｒａｙｌｅｉｇｈ−Ｓｏｍｍｅｒｆｅｌｄ）積分を用いて、Ｎ個のエレメントによってｍ番目の焦点位置に加えられる音圧ＰＨＯＭＯを計算する。
また、ユーザは所望の音圧ＰＨＯＭＯが形成されるように振幅を調整する。
パラメータ決定部１３０が音圧ＰＨＯＭＯを計算する一例として、レイリー・ゾンマーフェルト積分を用いる方法を説明したが、これに限定されず、これと類似した意味を持つ方法は制限なしに適用される。
Figure 2015002983
 数式４で、ｋは、治療用超音波の波数（ｗａｖｅ ｎｕｍｂｅｒ）であり、治療用超音波の波長λとｋ＝２π／λの関係を持つ。またα、ρ及びｃは、それぞれ前記で仮定した均一な組職の減衰係数、組職の密度及び音波速度を意味する。
またＳｎは、ｎ番目のエレメントの断面積、ｕｎは、ｎ番目のエレメントでの粒子速度、ＰＨＯＭＯ（ｒｍ）は、ｒｍの位置ベクトルを持つ焦点位置での音圧を意味する。ここでｕｎは、前記均一な媒質で所望の位置に焦点を形成するように予め計算された粒子速度である。
次に、Ｓ１０２０段階で、パラメータ決定部１３０は、治療用超音波照射装置を構成するエレメントのうち治療用超音波を照射するエレメントの数を設定し、設定されたエレメントそれぞれの粒子速度を任意に設定する。
具体的には、パラメータ決定部１３０は、ジェネリックオペレータ（ｇｅｎｅｒｉｃ ｏｐｅｒａｔｏｒ）を用いて治療用超音波照射装置３０を構成するＮ個のエレメントのうち一部又は全体を、治療用超音波を照射するエレメントと設定する。
そして、パラメータ決定部１３０は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を設定する。そして、パラメータ決定部１３０は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。以下の説明で、粒子速度ｕは、パラメータ決定部１３０によって組み合わせられた粒子速度を意味する。
次に、Ｓ１０３０段階で、パラメータ決定部１３０は、Ｓ１０２０段階で組み合わせられた粒子速度ｕを持つ治療用超音波が不均一な組職を伝搬するという仮定下で、焦点位置での音圧ＰＨＥＴを計算する。
ここで、不均一な組職は、特性計算部１２０によって計算された治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職についての特性（例えば、それぞれの組職の密度、組職内での治療用超音波の音波速度及び減衰係数）を反映した組職を意味する。
例えば、パラメータ決定部１３０は、ＡＳＭ（ａｎｇｕｌａｒ ｓｐｅｃｔｒｕｍ ｍｅｔｈｏｄ：角スペクトル法）を用いてＰＨＥＴ（ｒｍ）（不均一な組職の特性を反映した、ｒｍの位置ベクトルを持つ焦点位置での音圧）を計算する。
ここで、ＡＳＭは、複素波動場を平面波の無限数和に拡張する方法を意味する。
治療用超音波が伝搬する経路上の媒質が不均一な場合に、パラメータ決定部１３０がＡＳＭを用いて音圧ＰＨＥＴ（ｒｍ）を計算する一例は、下記の通りである。
再び図５を参照すると、治療用超音波が伝搬する経路上に複数の互いに異なる媒質（例えば、体内組職）が存在する場合、パラメータ決定部１３０は、媒質の境界面（すなわち、不連続的な境界面）Ｄ１を通過する透過音場であるｗ１ｂを、その境界面に入射する入射音場であるｗ１ｆと透過係数であるＴとを組み合わせて計算する。
次いで、パラメータ決定部１３０は、透過音場であるＷ１ｂに対して２次元フーリエ変換を適用して、Ｄ１平面での角スペクトル（ａｎｇｕｌａｒ ｓｐｅｃｔｒｕｍ）であるＷ１ｂを計算する。
次いで、パラメータ決定部１３０は、Ｗ１ｂに基づいて、Ｄ１平面からＤ２平面までの距離差による位相変化を補正したＷ２を計算する。
次いで、パラメータ決定部１３０は、Ｗ２に対して２次元フーリエ逆変換を適用して、Ｄ２平面での音場であるｗ２を計算する。
パラメータ決定部１３０は、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する境界面の数ほど前述した段階を繰り返して、ＰＨＥＴ（ｒｍ）（不均一な組職の特性を反映した、ｒｍの位置ベクトルを持つ焦点５６０位置での音圧）を計算する。
以上で、治療用超音波が伝搬する経路上の媒質が不均一な場合に、パラメータ決定部１３０がＡＳＭを用いて音圧ＰＨＥＴ（ｒｍ）を計算する一例を説明した。
しかし、パラメータ決定部１３０が音圧ＰＨＥＴ（ｒｍ）を計算する方法は、ＡＳＭを用いることに限定されず、これと類似した意味を持つ方法ならば制限なしに適用することができる。
次に、Ｓ１０４０段階で、パラメータ決定部１３０は、Ｓ１０１０段階で計算したＰＨＯＭＯとＳ１０３０段階で計算したＰＨＥＴとの差の絶対値が所定のしきい値未満であるかどうかを判断する。
ここでしきい値は、パラメータ決定部１３０で自動的に定めても、インターフェース部１１０を通じてユーザが定めてもよい。
ＰＨＯＭＯとＰＨＥＴの差が所定のしきい値以下であれば、パラメータ決定部１３０はその場合のエレメントの粒子速度ｕを最終値として決定する。しかしＰＨＯＭＯとＰＨＥＴの差が所定のしきい値を超過すれば、Ｓ１０５０段階に進行する。
Ｓ１０５０段階で、パラメータ決定部１３０は、治療用超音波照射装置を構成するエレメントのうち治療用超音波を照射するエレメントそれぞれの粒子速度を再設定する。
そして、パラメータ決定部１３０は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。
そして、パラメータ決定部１３０は、Ｓ１０３０段階〜Ｓ１０４０段階を再び繰り返す。
パラメータ決定部１３０は、前述したＳ１０１０段階〜Ｓ１０５０段階を通じて治療用超音波を焦点に照射するためのパラメータ（例えば、エレメントの粒子速度）を決定し、決定したパラメータを制御部１４０に伝送する。
図１０は、不均一な媒質での音圧ＰＨＥＴが、均一な媒質での音圧ＰＨＯＭＯと所定のしきい値以下になるように超音波パラメータを設定する方法を説明しているが、他の方法も可能である。
以下、図１１を参照してパラメータ決定部１３０が超音波パラメータを設定する他の例を具体的に説明する。
図１１は、本発明の実施形態によるパラメータ決定部が動作する他の例を説明するためのフローチャートである。
パラメータ決定部１３０は、均一な媒質での音圧ＰＨＯＭＯと比較なしに不均一な媒質での音圧ＰＨＥＴのみを計算して超音波パラメータを決定する。
具体的には、不均一な媒質での所望の音圧ＰＨＥＴが形成されるまで超音波パラメータを繰り返して設定する方法を用いることで、均一な媒質での音圧ＰＨＯＭＯとの比較段階を省略する。
Ｓ１１１０段階で、パラメータ決定部１３０は、治療用超音波照射装置を構成するエレメントのうち治療用超音波を照射するエレメントの数を設定し、設定されたエレメントそれぞれの粒子速度を任意に設定する。
そして、パラメータ決定部１３０は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。
次に、Ｓ１１２０段階で、パラメータ決定部１３０は、Ｓ１１１０段階で組み合わせられた粒子速度ｕを持つ治療用超音波が不均一な組職を伝搬するという仮定下で焦点位置での音圧ＰＨＥＴを計算する。
次に、Ｓ１１３０段階で、パラメータ決定部１３０は、Ｓ１１２０段階で計算された音圧ＰＨＥＴが所定の条件を満たすかどうかを判断する。
Ｓ１１２０段階で計算された音圧ＰＨＥＴが所定の条件を満たす場合には、パラメータ決定部１３０は、その場合のエレメントの粒子速度ｕを最終値として決定する。
しかし、Ｓ１１２０段階で計算された音圧ＰＨＥＴが所定の条件を満たさない場合には、Ｓ１１４０段階に進行する。
次に、Ｓ１１４０段階で、パラメータ決定部１３０は、治療用超音波照射装置を構成するエレメントのうち治療用超音波を照射するエレメントそれぞれの粒子速度を再設定する。
そして、パラメータ決定部１３０は、設定されたエレメントそれぞれの粒子速度を組み合わせる。
そして、パラメータ決定部１３０は、Ｓ１１２０段階〜Ｓ１１３０段階を再び繰り返す。
再び図２を参照すると、制御部１４０は、治療用超音波照射装置３０のエレメントの制御信号を生成する。
一例として、制御信号は、超音波を照射するエレメントの粒子速度ｕを制御するものである。
そして、制御部１４０は、制御信号を治療用超音波照射装置に伝送する。
このように、パラメータ決定部１３０が、治療用超音波照射装置３０のエレメントから照射される治療用超音波の所定の特性と、計算実行部１２４で計算された治療用超音波の伝搬に影響を与える特性とを組み合わせてパラメータを決定することで、ユーザの介入なしに自動的に組職の特性を治療用超音波の伝達特性に変換する。
図８は、本発明の実施形態によるＨＩＦＵシステムの構成を示す概略図である。
本実施形態によるＨＩＦＵシステム８００は、超音波制御装置１０、治療用超音波照射装置３０、及び診断用超音波照射装置４０で構成される。
図８に示すＨＩＦＵシステム８００は、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図８に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれるということを、当業者ならば理解できるであろう。
また、図８に示すＨＩＦＵシステム８００は、図１、図２及び図４に示した超音波制御装置１０の一実施形態に該当する。
従って、図１、図２及び図４に関して記載した内容は、図８に示すＨＩＦＵシステム８００にも適用できるため、重複説明は省略する。
本実施形態によるＨＩＦＵシステム８００は、治療用超音波照射装置３０を用いて焦点に治療用超音波を集束する。
例えば、ＨＩＦＵシステム８００は、外部から入力された医療画像２０と診断用超音波照射装置４０が診断用超音波を被写体８１０に照射することで生成された超音波画像とを用いて、治療用超音波照射装置３０が治療用超音波を照射するのを制御する。
よって、ＨＩＦＵシステム８００は、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職の不均一な特性を反映して治療用超音波を生成することで、意図した位置に正確に焦点を形成させる。
また、ＨＩＦＵシステム８００は、被写体８１０（被検者）の特性を反映して治療用超音波を生成することで、被検者（例えば、患者）間の治療効果の偏差を最小化させる。
診断用超音波照射装置４０は、被写体に対する超音波画像を生成するために被写体８１０に診断用超音波を照射し、反射した超音波信号を取得する。
そして、診断用超音波照射装置４０は、取得した反射信号を用いて被写体８１０に対する超音波画像を生成する。
超音波制御装置１０は、被写体の解剖学的情報を含む医療画像と超音波画像とを整合させた画像を用いて治療用超音波照射装置を較正し、較正された治療用超音波照射装置が焦点に照射する治療用超音波を生成するための制御信号を生成する。
これにより、超音波制御装置１０は、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職の特性を自動的に反映した治療用超音波を生成することで、ユーザの介入なしに治療用超音波照射装置３０が意図した位置に治療用超音波を集束させる。
また、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職の特性を反映して治療用超音波を生成することで、一回の施術で一つ以上の組職を治療することができる。
治療用超音波照射装置３０は、超音波制御装置１０によって生成された制御信号を用いて、焦点の位置に向かって前記治療用超音波を照射する。
図９は、本実施形態による治療用超音波照射装置で照射される治療用超音波を生成する方法を説明するためのフローチャートである。
図９を参照すると、治療用超音波を生成する方法は、図１、図２、図４及び図８に示した超音波制御装置１０又はＨＩＦＵシステム８００で時系列的に処理される段階で構成される。
よって、以下で省略された内容であっても、図１、図２、図４及び図８に示した超音波制御装置１０又はＨＩＦＵシステム８００に関して以上で述べられた内容は、図９の治療用超音波を生成する方法にも適用されるということが分かる。
まず、Ｓ９１０段階で、インターフェース部１１０は、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する。
次に、Ｓ９２０段階で、特性計算部１２０は、Ｓ９０１段階で取得した医療画像を用いて被写体を構成する１つ以上の組職に対する治療用超音波の伝搬に影響を与える特性を計算する。
具体的には、特性計算部１２０は、Ｓ９０１段階で取得した医療画像を用いて、治療用超音波照射装置３０のエレメントから焦点まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職についての特性を計算する。
例えば、特性計算部１２０は、被写体を構成する組職それぞれの特性についてのモデルを生成し、生成されたモデルを用いて、経路上に存在する組職についての特性を計算する。
また、特性計算部１２０は、インターフェース部１１０から医療画像と、被写体に対する超音波画像とを取得して整合する。
そして特性計算部１２０は、整合した画像を用いて診断用超音波照射装置を較正し、較正された診断用超音波照射装置を用いて治療用超音波照射装置を較正する信号を生成する。
次に、Ｓ９３０段階で、パラメータ決定部１３０は、Ｓ９０２段階で計算された特性を用いて被写体に焦点を形成するための治療用超音波のパラメータを決定する。
次に、Ｓ９４０段階で、制御部１４０は、Ｓ９０３段階で決定したパラメータによる治療用超音波を生成するための制御信号を生成する。
本発明の本実施形態による超音波制御装置１０及びＨＩＦＵシステム８００によれば、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する組職の不均一な特性を反映して治療用超音波を照射でき、それによってＨＩＦＵを用いる治療の正確度を向上させる。
また、超音波制御装置１０及びＨＩＦＵシステム８００が、治療用超音波の伝搬経路上に存在する組職の特性を、治療用超音波を照射するためのパラメータに自動的に反映させることで、ユーザの介入なしに意図した位置に正確に焦点を形成できる治療用超音波を生成する。
また、超音波制御装置１０及びＨＩＦＵシステム８００は、複数の被写体（被検者）の個々の特性を反映して個別的に治療用超音波を生成することで、被検者（例えば、患者）間のＨＩＦＵ治療効果の偏差を最小化することができる。
また、超音波制御装置１０及びＨＩＦＵシステム８００が治療用超音波の伝搬経路上に存在する組職の特性を反映して治療用超音波を生成することで、１回の施術で一つ以上の臓器の治療を可能にする。
上述した方法は、コンピュータで実行されるプログラムで作成でき、コンピュータ読取可能記録媒体を用いてプログラムを動作させる汎用デジタルコンピュータで具現される。
また、上述した方法で使われたデータの構造は、コンピュータ読取可能記録媒体に様々な手段を通じて記録される。
コンピュータ読取可能記録媒体は、ハードディスク、フロッピー（登録商標）ディスクなどのようなマグネチック記録媒体、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなどのような光学的記録媒体、光磁気記録媒体、及びＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＡＭ、ＵＳＢメモリなどのようなハードウェア装置を含む。
尚、本発明は、上述の実施形態に限られるものではない。本発明の技術的範囲から逸脱しない範囲内で多様に変更実施することが可能である。
本発明は、超音波医療分野に関連するＨＩＦＵシステムなどの診断用超音波照射装置及び治療用超音波照射装置などに好適に使用される。
１０ 超音波制御装置
２０、３１０ 医療画像
３０ 治療用超音波照射装置
４０ 診断用超音波照射装置
１１０ インターフェース部
１２０ 特性計算部
１２１ グループ生成部
１２２ 第１モデル生成部
１２３ 第２モデル生成部
１２４ 計算実行部
１３０ パラメータ決定部
１４０ 制御部
１５０ 較正部
３２０ 超音波画像
５１０ エレメント
５２０、５３０、５４０、５５０ 組職
５６０ 焦点
８００ ＨＩＦＵシステム
８１０ 被写体

Claims (20)

  1. 超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、
    被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する段階と、
    前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬（ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ）に影響を与える前記被写体を構成する１つ以上の組職（ｔｉｓｓｕｅ）の特性を計算する段階と、
    前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階と、
    前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成する段階とを有することを特徴とする超音波生成方法。
  2. 前記組職の特性を計算する段階は、前記医療画像を処理して、前記超音波照射装置のエレメントから前記焦点の位置まで前記超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職についての特性を計算する段階を含むことを特徴とする請求項１に記載の超音波生成方法。
  3. 前記組職の特性は、前記組職それぞれを通過する前記超音波の速度、前記組職それぞれの密度、前記組職それぞれについての前記超音波の減衰係数、又はそれらの組み合わせを含むことを特徴とする請求項１又は２に記載の超音波生成方法。
  4. 前記医療画像を用いて前記超音波照射装置を較正する段階をさらに有し、
    前記組職の特性を計算する段階は、前記較正された前記超音波照射装置を用い、前記医療画像を処理して、前記超音波照射装置のエレメントから前記焦点まで前記超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職についての特性を計算する段階を含むことを特徴とする請求項１に記載の超音波生成方法。
  5. 前記超音波照射装置を較正する段階は、診断用超音波照射装置を用いて前記被写体に対する超音波画像を生成する段階と、
    前記超音波画像と前記医療画像とが整合された画像を用いて前記診断用超音波照射装置を較正する段階と、
    前記較正された前記診断用超音波照射装置を用いて前記超音波照射装置を較正する段階とを含むことを特徴とする請求項４に記載の超音波生成方法。
  6. 前記較正は、前記超音波照射装置の座標を調整することにより実行されることを特徴とする請求項４に記載の超音波生成方法。
  7. 前記医療画像は、ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）画像を含むことを特徴とする請求項１に記載の超音波生成方法。
  8. 前記超音波のパラメータを決定する段階は、前記超音波照射装置で照射される超音波の所定の特性と前記超音波の伝搬に影響を与える前記計算された組織の特性とを組み合わせてパラメータを決定する段階を含むことを特徴とする請求項１に記載の超音波生成方法。
  9. 超音波照射装置において、
    被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得するインターフェース部と、
    前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬（ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ）に影響を与える前記被写体を構成する１つ以上の組職（ｔｉｓｓｕｅ）の特性を計算する特性計算部と、
    前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定するパラメータ決定部と、
    前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成するための制御信号を生成する制御部とを備えることを特徴とする超音波照射装置。
  10. 前記特性計算部は、前記医療画像を処理して、前記超音波照射装置のエレメントから前記焦点の位置まで前記超音波が伝搬する経路上に存在する１つ以上の組職についての特性を計算することを特徴とする請求項９に記載の超音波照射装置。
  11. 前記組織の特性は、前記組職それぞれを通過する前記超音波の速度、前記組職それぞれの密度、前記組職それぞれについての前記超音波の減衰係数、又はそれらの組み合わせを含むことを特徴とする請求項９又は１０に記載の超音波照射装置。
  12. 前記医療画像を用いて前記超音波照射装置を較正する較正部をさらに備えることを特徴とする請求項９に記載の超音波照射装置。
  13. 前記較正部は、前記インターフェース部から前記被写体に対する超音波画像を取得し、前記超音波画像と前記医療画像とが整合された画像を用いて診断用超音波照射装置を較正し、前記較正された前記診断用超音波照射装置を用いて前記超音波照射装置を較正することを特徴とする請求項１２に記載の超音波照射装置。
  14. 前記医療画像は、ＣＴ画像を含むことを特徴とする請求項９に記載の超音波照射装置。
  15. 請求項１乃至８のいずれか一項に記載の超音波生成方法を実行するためのプログラムを記録したことを特徴とするコンピュータ読取可能記録媒体。
  16. 超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、
    不均一（ｈｅｔｅｒｏｇｅｎｅｏｕｓ）組職を含む被写体の画像を取得する段階と、
    前記画像を用いて前記不均一組職の特性が反映された前記超音波のパラメータを決定する段階とを有することを特徴とする超音波生成方法。
  17. 前記被写体の画像は、人間の体内臓器を含む医療画像であることを特徴とする請求項１６に記載の超音波生成方法。
  18. 前記超音波のパラメータを決定する段階は、前記画像を用いて前記超音波の伝搬に影響を与える前記不均一組職についての特性を計算する段階と、
    前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階とを含むことを特徴とする請求項１６に記載の超音波生成方法。
  19. 前記超音波のパラメータを決定する段階は、前記超音波が均一（ｈｏｍｏｇｅｎｅｏｕｓ）組職を伝搬する場合、前記焦点の位置での音圧を示す第１音圧を計算する段階と、
    前記超音波照射装置に含まれたエレメントの内、前記超音波を照射する少なくとも１つ以上のエレメントを決定し、前記決定されたエレメントそれぞれの粒子速度を設定する段階と、
    前記設定された粒子速度を用いて生成された前記超音波が前記不均一組職を伝搬する場合、前記焦点の位置での音圧を示す第２音圧を計算する段階と、
    前記第１音圧と前記第２音圧との関係に基づいて前記超音波のパラメータを決定する段階とを含むことを特徴とする請求項１８に記載の超音波生成方法。
  20. 前記前記第１音圧と前記第２音圧との関係に基づいて超音波のパラメータを決定する段階は、前記第１音圧と前記第２音圧との差がしきい値を超えるかどうかを判断する段階と、
    前記差が前記しきい値を超える場合、前記決定されたエレメントそれぞれの粒子速度を再設定する段階とを含むことを特徴とする請求項１９に記載の超音波生成方法。
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