JPH08131454A - 超音波治療装置および超音波照射装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明の目的は、キャビテーションを強制的に
崩壊させることのできる超音波治療装置を提供すること
である。 【解決手段】本発明による超音波治療装置は、治療用超
音波を発生する超音波発生源４０２と、超音波発生源４
０２から発生される治療用超音波の周波数が経時的に変
化するように超音波発生源４０２を駆動する駆動手段４
１１，４１２とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波を集束させ
て患部をその衝撃力で又は加熱して治療する超音波治療
装置に関する。

【０００２】

【従来技術】近年、手術後の患者に関する生活の質（Ｑ
ｕａｌｉｔｙ Ｏｆ Ｌｉｆｅ：ＱＯＬ ）の向上が望
まれるようになってきている。このような流れの中で、
最少侵襲治療（Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ Ｉｎｖａｓｉｖｅ
Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ：ＭＩＴ）が医療分野で注目を集
めている。

【０００３】ＭＩＴの一例として、体外から強力超音波
を結石に照射し、無侵襲的に結石だけを破砕する結石破
砕装置の実用化が挙げられ、泌尿器系結石の治療法を大
きく様変わりさせた。この結石破砕装置に使用される強
力超音波の発生源としては、水中放電方式、電磁誘導方
式、微小爆発方式、ピエゾ方式等があり、特にピエゾ方
式では強力超音波の圧力が小さいという短所があるが、
小焦点、消耗品がない、出力制御が容易、複数のピエゾ
素子にかかる駆動電圧を位相制御することで焦点位置を
任意にコントロールできる等、優れた長所がある（特開
昭６０−１４５１３１号公報、米国特許明細書第４５２
６１６８号）。

【０００４】また、癌治療の分野でも、ＭＩＴは１つの
キーワードとなっている。癌治療の多くは、外科的手術
に頼っているのが現状である。したがって、治療対象の
臓器の機能や外見上の形態が、手術後に大きく損なわれ
るケースが極めて多く、生命を長らえたとしても患者に
とって大きな負担が残ることから、ＱＯＬを考慮した侵
襲の少ない治療法や治療装置の開発が強く望まれてい
る。

【０００５】このような流れの中、悪性新生物、いわゆ
る癌の治療技術の一つとしてハイパーサーミア療法が注
目されるようになってきた。これは、腫瘍組織と正常組
織の熱感受性の違いを利用して、患部を４２．５℃以上
に加温し、一定期間それを維持することで癌細胞のみを
選択的に死滅させるという治療法である。加温の方法と
しては、マイクロ波等の電磁波を用いる方法が先行して
いるが、この方法では生体の電気的特性により深部の腫
瘍を選択的に加温することは困難であり、深さ５ｃｍ以
上の腫瘍に対しては良好な治療効果は望めない。そこ
で、深部腫瘍の治療には集束性が良く、比較的深い部分
まで到達できる超音波エネルギーを利用する方法が考え
られている（特開昭６１−１３９５５号公報）。

【０００６】また、上記加温治療法を更に進めて、ピエ
ゾ素子より発生した超音波を患部に鋭く集束させて腫瘍
部分を８０℃以上に加熱し、腫瘍組織を瞬時に熱変性壊
死させるような治療法も報告されている（Ｇ．Ｖａｌｌ
ａｎｃｉｅｎ ｅｔ．ａｌ．：Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｉｎ
Ｕｒｏ．１９９１，１，８４−８８［ＥＤＡＰ社論
文］、米国特許明細書第５１５０７１１号）。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】

（１）超音波位置決め用の超音波探触子をアプリケータ
に組み込んだ超音波治療装置では、非常にエネウギーの
高い治療用超音波が生体表面あるいは骨のような体内の
強反射体から反射されることにより、治療用超音波の反
射波が画像用超音波探触子を破壊してしまうおそれがあ
った。特に、連続的な強力超音波により患部の温度を上
昇させる治療の場合は、超音波探触子の表面に構成され
た音響レンズがこの反射超音波を吸収してしまい、熱的
に破壊されることがあった。

【０００８】本発明の第１の目的は、画像用超音波探触
子が治療用超音波の反射波により破損することを防止す
ることの可能な超音波治療装置を提供することにある。

【０００９】（２）超音波位置決めの場合、治療用超音
波を照射するアプリケータの中心に超音波探触子を通す
ための穴をあけねばならず、超音波振動子の面積が減っ
てしまい出力が低下してしまうという問題があった。ま
た、逆に同一の出力を出すためには治療ヘッドのサイズ
が大きくなってしまうという問題があった。

【００１０】また、治療用アプリケータは大きく、例え
ばＭＲＩの画像を位置決めや治療経過の確認に使用する
ような場合、ガントリ内部に設置することはできなかっ
た。本発明の第２の目的は、小型且つ高出力の超音波治
療装置を提供することを目的とする。

【００１１】（３）結石破砕に用いるピエゾ素子は、数
ｋＶの高電圧で駆動されるが、一回の駆動時間は数μｓ
であるので、発熱の心配はない。しかし、超音波温熱治
療装置では、ピエゾ素子は比較的長時間、連続駆動され
るので、ヒステリシス損失、誘電損失（ｔａｎδ）、機
械的損失（１／Ｑ）によって、ピエゾ素子自体が発熱す
る。この発熱は、バッキング材等を劣化させ、ひいては
装置を故障させてしまう。また、ピエゾ素子の電気信号
／機械的振動の変換効率が温度依存性を有しているの
で、温度上昇に伴ってエネルギーロスが生じ、治療効果
が低下してしまう。

【００１２】本発明の第３の目的は、ピエゾ素子の発熱
を適当に抑えることの可能な超音波治療装置を提供する
ことにある。

【００１３】（４）加熱治療法では、従来のハイパーサ
ーミアとは異なり、焦点近傍の限局した領域に非常に強
い強度、数百〜数千Ｗ／ｃｍ² の超音波が投入される。
このため、キャビテーション（気泡）が発生し、また熱
による患部が質的に変化するという独特の現象が生じ
る。この独特の現象により、音響特性が変化してしま
い、治療効果の低下、治療時間の長時間化が懸念されて
いる。

【００１４】超音波にとって空気は強反射体であるた
め、キャビテーションが発生した領域より深い所へは超
音波が到達し難くなってしまう。

【００１５】また、キャビテーションが発生した領域で
は超音波の散乱により、見かけ上、減衰が増加し、発熱
が起こり易くなる。キャビテーションが発生した状態の
ままで、強力超音波の照射を継続させると、予期しない
部位が発熱し、副作用の原因となる可能性があった。

【００１６】また、特開昭６０−１４５１３１号公報
や、米国特許明細書第４６５８８２８号に記述されてい
るように、キャビテーションが自然崩壊するのに要する
時間をインターバルとして、間欠的に強力超音波を照射
することが考えられている。しかし、この方法は、治療
時間が長期化するという問題を有する。

【００１７】さらに、ＭＲＩによって、治療の進行状況
や温度を監視しながら、治療を行うことが考えられてい
る。しかし、キャビテーションにより磁化率が変化して
しまい、誤差が生じる可能性もある。

【００１８】本発明の第４の目的は、キャビテーション
を強制的に崩壊させることのできる超音波治療装置を提
供することである。

【００１９】（５）ＭＲＩをモニタリング装置として用
い、穿刺術やカテーテル術等の非切開治療を行う場合、
穿刺針やカテーテルの位置は、これらが無信号であるこ
とから、画像上黒く抜ける部分として認識することがで
きる。しかし、穿刺針やカテーテルの付近に、腸等の空
房や骨等の無信号部分が存在する場合は、穿刺針やカテ
ーテルの黒抜け部分が埋没して、識別不能になってしま
う。また、緩和時間が特徴的な物質、例えば自由水等で
穿刺針やカテーテルの先端をマーキングすることが考え
られるが、やはり尿等の像の中に埋もれて識別不能にな
ってしまう。

【００２０】さらに、光ファイバーなどの柔軟な手段を
用いて体腔内でレーザー照射を行い治療する場合におい
ては、単に先端の位置を確認するだけでなく、先端がど
の方向を向いているのかを理解する必要が有るが、ＭＲ
Ｉ画像を見るだけでは困難であった。

【００２１】本発明の第５の目的は、ＭＲＩ画像上で位
置や向きを確認可能な穿刺針、カテーテル、レーザー光
ファイバー等の挿入型治療デバイスを提供することにあ
る。

【００２２】

【課題を解決するための手段】

（１）本発明による超音波治療装置は、治療用超音波を
被検体内の治療対象に照射する治療用超音波振動子と、
前記被検体内の画像を得るために画像用超音波で前記被
検体内を走査する画像用超音波探触子と、前記画像用超
音波探触子を介して前記治療用超音波の反射波を受信す
る受信手段と、前記受信手段による受信信号に基づいて
前記治療用超音波の強度を制御する制御手段とを具備す
る。

【００２３】画像用超音波探触子を破壊させるか、ある
いは該超音波探触子に不可逆的な劣化を及ぼすための超
音波強度は予め分かっている。従って、第１の発明に従
い治療用超音波を発射している最中、該超音波探触子で
該治療用超音波を受信させれば、どの程度の強度の超音
波が該超音波探触子に入射しているか計測することがで
きるため、危険な超音波レベルであることを検出し、治
療用超音波を停止、あるいは強度を低下させることが可
能となる。このため、治療用超音波探触子にダメージを
与えることなく治療を行うことができる。また、この様
な状況は例えば治療用超音波が生体表面で反射され、ち
ょうど焦点の鏡像の位置が超音波探触子表面に一致する
などのアプリケータと生体との位置関係によることが多
いため、単に治療用超音波の強度を制御するのみでな
く、操作者に対し設定の変更を促す警報を発することも
可能である。

【００２４】（２）本発明による超音波治療装置は、超
音波伝搬溶液で満たされた水槽と、前記超音波伝搬溶液
の中に沈下され、治療用超音波を被検体内の治療対象に
照射する治療用超音波振動子と、前記治療用超音波振動
子を前記水槽内で移動可能に支持する手段とを具備す
る。

【００２５】また、本発明による超音波治療装置は、治
療用超音波を被検体内の治療対象に照射する治療用超音
波振動子と、前記被検体内の画像を得るために画像用超
音波で前記被検体内を走査する画像用超音波探触子を具
備し、前記治療用超音波振動子は平板状に形成され、前
記画像用超音波探触子は圧電膜として前記治療用超音波
振動子の前面に装着されることを特徴とする。

【００２６】治療用超音波を照射する治療用超音波振動
子は凹面構造をなしている。例えば、周波数を２ＭＨ
ｚ、材質をＰＺＴとすると、厚みは１／２波長である約
１ｍｍになる。この表面に圧電膜でできた画像用超音波
探触子が接着して構成されており、その厚みが例えば前
記治療用超音波の波長の１／４に設定される。また、画
像用超音波探触子は治療用超音波の１／４波長の厚みと
バッキングとして働く治療用超音波振動子とで決まる共
振周波数で駆動される。具体的には、この駆動周波数は
治療用超音波の周波数とほぼ同じ２ＭＨｚ程度となる。
これは高分子圧電膜とＰＺＴとの境界面がほぼ固定端と
なるためである。

【００２７】この構造により、画像用超音波探触子は治
療用超音波にとって音響整合層として働くことになるた
め、治療用超音波は治療用超音波振動子と画像用超音波
探触子の間、及び画像用超音波探触子と外部の伝搬溶液
との間などでの反射が最小となる。このため、治療用超
音波は表面の画像用超音波探触子を通過して対象に照射
可能となる。また、治療用超音波振動子に穴をあけるこ
となく画像用超音波探触子を構成することができるた
め、治療ヘッド全体を小型のまま高出力を得ることがで
き、しかも広い開口径を有する超音波探触子により良好
な画像を得ることが可能となる。

【００２８】（３）本発明による超音波治療装置は、治
療用超音波を被検体内の治療対象に照射する治療用超音
波振動子と、前記治療用超音波振動子の温度が所定値に
達したとき、前記治療用超音波の照射を制御する手段と
を具備する。

【００２９】また、本発明による超音波治療装置は、治
療用超音波を被検体内の治療対象に照射する治療用超音
波振動子と、前記治療用超音波振動子を冷却する冷却手
段と、前記治療用超音波振動子の温度が所定値に達した
とき、前記冷却手段を駆動する手段とを具備する。

【００３０】超音波加熱治療中に治療用超音波振動子の
温度を監視し、振動子に異常な発熱が生じそうな場合
は、超音波振動子の温度データに基づいて治療用超音波
の照射を制御することによって、振動子の温度を許容範
囲内に抑えることができる。また、温度の制御が不可能
と判断された場合は、治療用超音波振動子の温度データ
に基づいて超音波振動子の駆動条件を制御することによ
って、超音波振動子の駆動の停止を行い、危険を回避す
ることができる。また、治療用超音波振動子の温度に基
づいて超音波振動子の駆動条件を制御することで、発熱
に起因するエネルギーロス分のエネルギーを補い、安定
したパワーで加熱治療を行うことができる。

【００３１】（４）本発明による超音波治療装置は、治
療用超音波を発生する超音波発生源と、前記超音波発生
源から発生される前記治療用超音波の周波数が経時的に
変化するように前記超音波発生源を駆動する駆動手段と
を具備する。

【００３２】治療用超音波の周波数は経時的に変化され
る。この周波数の変化により、あるキャビテーションは
***され、またあるキャビテーションは押しつぶされて
崩壊する。したがって、予期しない部位への副作用や熱
変性領域の拡大が抑制され、かつ狙った部位に正確に熱
変性を惹起できる。これにより、安全かつ確実な超音波
加熱治療が実現される。また、キャビテーションは積極
的に崩壊されるため、キャビテーションを自然的に崩壊
するのを待つよりも、全治療時間としては短縮され、患
者のスループットが向上する。

【００３３】また、本発明による超音波治療装置は、治
療用超音波を発生する超音波発生源と、前記超音波発生
源から発生される前記治療用超音波の位相が変調するよ
うに前記超音波発生源を駆動する駆動手段とを具備す
る。

【００３４】治療用超音波の位相は変化される。この位
相の変化により、成長中のキャビテーションは押しつぶ
されて崩壊する。したがって、予期しない部位への副作
用や熱変性領域の拡大が抑制され、かつ狙った部位に正
確に熱変性を惹起できる。これにより、安全かつ確実な
超音波加熱治療が実現される。また、キャビテーション
は積極的に崩壊されるため、キャビテーションを自然的
に崩壊するのを待つよりも、全治療時間としては短縮さ
れ、患者のスループットが向上する。

【００３５】また、本発明による超音波治療装置は、治
療用超音波を発生する第１の超音波発生源と、前記治療
用超音波より高周波のキャビテーション崩壊用超音波を
発生する第２の超音波発生源と、前記第１の超音波発生
源と前記第２の超音波発生源とを駆動する駆動手段とを
具備する。

【００３６】（５）本発明による医療器具は、非切開で
被検体内部の診断又は治療を行うために、磁気共鳴診断
装置による画像のモニタリングのもとで前記被検体内部
に挿入される医療器具において、前記磁気共鳴診断装置
により励起された磁化スピンから発生する磁気共鳴信号
を受信するための高周波コイルが設けられることを特徴
とする。

【００３７】また、本発明による医療システムは、非切
開で被検体内部の診断又は治療を行うために、前記被検
体内部に挿入される医療器具と、前記被検体の磁化スピ
ンを励起し、励起された磁化スピンから発生する磁気共
鳴信号を第１の高周波コイルで受信する手段と、前記医
療器具に設けられ、前記医療器具と共に前記被検体内部
に挿入され、前記磁気共鳴信号を受信するための第２の
高周波コイルと、前記第１の高周波コイルにより受信さ
れた磁気共鳴信号に基づいて前記被検体内部の第１の画
像を再構成し、前記第２の高周波コイルにより受信され
た磁気共鳴信号に基づいて前記被検体内部の第２の画像
を再構成する手段と、前記第１の画像と前記第２の画像
を表示する手段とを具備する。

【００３８】医療器具に高周波コイルが結合され、治療
行為を行う際にＭＲＩでの対象撮像を行い、通常用いる
全身用コイルで受信した信号から再構成を行い、磁気共
鳴画像を得ると同時に、治療用デバイスに結合された高
周波コイル（以下、ＭＲロケータ）で受信した信号を得
る。ＭＲロケータは小型の表面コイルで、信号はごく近
傍のみから得られる。この信号の最大点から前記画像内
におけるＭＲロケータの位置を決定することができる。
そして、これを全身用コイルで得られた形態画像に重畳
して表示すると、患者の形態と治療用デバイスの位置関
係を明確に知ることができる。

【００３９】ＭＲロケータより得られた画像データはコ
イルの高周波磁場分布を反映したものとなるので、予め
形を変えておくと、この分布形状よりＭＲロケータの方
向、回転角度などを得ることができる。またＭＲロケー
タを複数配置することでも同様に方向、回転角度等を得
ることができる。この場合、元となる形態画像も位置計
測用の画像データも同一の装置で得られ、画像の歪など
の影響が位置合わせに影響しない正確な治療を行うこと
ができる。

【００４０】

【発明の実施の形態】以下に本発明の実施の形態を図面
を参照して説明する。 （第１の発明の第１の実施の形態）図１に、第１の発明
の第１の実施の形態による超音波治療装置の構成を示
す。アプリケータ（治療ヘッドともいう）１０１内に
は、治療用強力超音波を発射する凹面の治療用超音波振
動子１０２と、その中央に位置して画像用超音波探触子
１０３が設けられている。アプリケータ１０１の前面は
弾性膜１０５で覆われており、内部は超音波を患者体内
まで伝搬するための内容液１０４で満たされている。治
療用超音波振動子１０２は制御回路１０６からの制御信
号に基づき駆動回路１０７により駆動され、患者体内の
焦点１０８に向かって強力超音波を照射する。ここで、
焦点１０８と治療対象の位置を合わせるために、画像用
超音波探触子１０３で得られる超音波画像を用いる。こ
の超音波画像は、画像超音波探触子１０３で送受信した
超音波信号を超音波画像装置１０９で再構成し、ＣＲＴ
ディスプレイ１１０に表示する事で得られる。

【００４１】そして、本実施の形態では画像用超音波探
触子３の送受信信号を検出回路１１１に導き、患者の体
表面などで反射して超音波探触子１０３に入射する強力
超音波１１２の強度を計測している。この計測値は制御
回路１０６に送られ、この計測値が所定値以上であれ
ば、超音波探触子１０３の破壊が予想されるため、制御
回路１０６は駆動回路１０７のパワーを低下させるか、
あるいは駆動を停止させる。さらに、操作者に治療用超
音波振動子１０２と画像用超音波探触子１０３の相対位
置を変更させるべくスピーカ１１３から警報を発する。
この警報は、制御回路１０６に取り付けられたインジケ
ータ（図示せず）の様な視覚的な手段によって行われて
も良い。

【００４２】次に、検出回路１１１の動作について詳し
く説明する。この検出回路１１１では画像用超音波探触
子１０３の送受信信号を検出するが、この信号には非常
に電圧の高い駆動波形と微弱な画像用反射超音波信号、
さらに強度的にはこの中間の治療用超音波の反射信号が
含まれる。検出回路１１１は、送受信信号から治療用超
音波の反射信号のみを分離しなければならない。この目
的で検出回路１１１の入力初段にはバンドパスフィルタ
（図示せず）が組み込まれている。この作用を図２を用
いて説明する。受信信号のスペクトラムは中心周波数が
ｆ１で連続波あるいは長いバースト波のため、帯域が狭
い治療用超音波のピークと、中心周波数がｆ１より高い
ｆ２で帯域の広い画像用超音波のピークが得られる。具
体的にはｆ１は１〜２ＭＨｚ、ｆ２は３〜５ＭＨｚ程度
を用いている。したがってｆ１を中心に画像用超音波成
分の混入が少ない通過帯域を有するバンドパスフィルタ
を用いることで、治療用超音波の反射信号強度のみを検
出する事が可能となる。バンドパスフィルタ通過後の強
度検出は、ピーク値検出あるいはエネルギ検出など公知
の手段で実行可能である。

【００４３】次に、バンドパスフィルタを用いない検出
法について説明する。この検出回路１１１では、図１内
に破線１１４で示した信号線により、超音波画像装置１
０９から画像用超音波の駆動タイミングを取り込む。こ
のタイミング信号により検出回路１１１に取り込まれる
図３に示すＲＦ信号から、大きな振幅を有する駆動波形
１２０の時間幅だけを消去することが可能である。これ
は信号に時間窓をかける方法であり、当該業者には公知
の方法である。この操作により画像用のパルス状の駆動
波形を取り除いた信号だけになるため、以後の強度検出
はピーク値検出あるいはエネルギ検出など公知の手段で
実行可能である。

【００４４】（第１の発明の第２の実施の形態）図４
に、第１の発明に係る第２の実施の形態による超音波治
療装置の構成を示す。本実施の形態においては、アプリ
ケータ１２１の内部にシャッタ１２２とシャッタ制御部
１２３が組み込まれている。弾性膜、内容液に関しては
図１と同様なので省略した。ここで、操作者が強力超音
波を照射するためのスイッチ１２４を押したとき、制御
回路１０６は駆動回路１０７に駆動開始の信号を送ると
同時に、あるいはこれより少し早くシャッタ制御部１２
３に信号を送り、シャッタ１２２を作動させて閉める。

【００４５】図５に、この時のアプリケータ１２１内を
焦点側から見た図を図５に示す。シャッタ１２２はカメ
ラの絞りのように閉じて画像用超音波探触子１０３の前
面を覆っている。シャッタ１２２は超音波が透過しにく
い物質で作られており、治療用超音波を発射中は画像用
超音波探触子１０３にはほとんど超音波が入射せず、保
護されている。

【００４６】（第１の発明の第３の実施の形態）図６
に、第１の発明に係る第３の実施の形態を示す。本実施
の形態では図４の実施の形態のシャッタ１２２とシャッ
タ制御手段１２２の部分が異なる。このため変更されて
いない部分については図面を省略する。治療用超音波振
動子１０２の中央部の超音波探触子挿入孔は、弾性膜１
３１で密封されている。そして、画像用超音波探触子１
０３と治療用超音波振動子１０２の間もベローズ１３２
で密閉されているため、画像用超音波探触子１０３の先
端部は内容液を含まない空洞１３３内に位置している。
さらに、画像用超音波探触子１０３は移動機構１３４に
固定されており、この移動機構１３４は制御回路１０６
からの信号により超音波探触子１０３の前後移動を行
う。この時、画像用超音波探触子１０３の位置は移動機
構１３４により計測され、制御回路１０６にフィードバ
ックされる。

【００４７】次に、本実施の形態の動作について説明す
る。まず超音波画像を描出する場合は、制御回路１０６
からの指示により移動機構１３４は画像用超音波探触子
１０３を下げ、先端が弾性膜１３１に完全に密着するよ
う固定する。従って、画像用超音波は空気層がないた
め、アプリケータ内の内容液に入射でき、また逆に反射
波を受信できる。しかし、操作者が治療開始を指示する
と、制御回路１０６から移動機構１３４に画像用超音波
探触子１０３を上げるよう信号が送られる。これにより
治療用強力超音波が照射されている最中は、超音波探触
子１０３の先端は弾性膜１３１から離れ、空気中にあ
る。空気は非常に強い超音波反射体であるため治療用超
音波は通過できず、超音波探触子３先端を損傷させるこ
とはない。

【００４８】第１の発明については、次のように様々な
変更が可能である。例えば、図６の実施の形態では画像
用超音波探触子１０３の上下動により先端に保護用の空
気層を設けていたが、空洞１３３内に内溶液を注入ある
いは排出する手段を用いることにより、超音波探触子１
０３の先端と弾性膜１３１との距離を一定にほじしたま
ま同様の効果を得ることが可能である。あるいは空洞１
３３の内部を減圧する手段を設け、画像描出時は空洞１
３３をを真空に引き、弾性膜１３１を超音波探触子１０
３の表面に引きつけ、治療用超音波照射時は逆に大気圧
に開放することで、前記実施の形態と同様の効果を得る
ことも可能である。

【００４９】また、以上の実施の形態では治療用超音波
振動子として全て凹面形状の固定焦点型を用いたが、も
ちろんフェーズドアレイを用いてもかまわない。この時
は、第１の実施の形態で記載したように駆動パワーの制
御だけでなく、位相制御による焦点位置の変更によって
も、超音波探触子への治療用超音波の入射出力の低減と
いう目的は達成できる。

【００５０】このように第１の発明によれば、非常に強
力な超音波を照射して治療を行う場合においても、画像
用超音波探触子を劣化させることなく使用することが可
能となる。

【００５１】（第２の発明の第１の実施の形態）図７
に、第２の発明の第１の実施の形態による超音波治療装
置の構成を示す。本実施の形態では、アプリケータ２０
１がＸ，Ｙの２方向に移動可能なステージ２０２に取り
付けられており、全体が超音波の伝搬溶液２０３で満た
されたケース２０４内に設置されている。

【００５２】図９に、アプリケータ２０１の詳細を示
す。（ａ）はアプリケータ２０１の断面図である。平板
の超音波振動子２２１の表面に高分子圧電膜で作られた
画像用超音波探触子２２２が接着して構成されている。
ここで電極構造としては、両者の接着面に共用で用いら
れる電極２３１が全面で構成されており、電気的にはア
ースとして用いられる。また、図９（ｂ）に電極２３２
を下側から見た図を示す。この電極２３２は同心円状の
複数の電極群、ここでは８個の電極群で構成されてお
り、アニュラーアレイを成している。通常、各電極２３
２の面積は一定になっている。この構造によって、各電
極への駆動波形の位相を調整することで治療用超音波の
焦点を形成することが可能であり、またその位相を更に
変化させて焦点位置を深さ方向に制御可能である。

【００５３】電極２３３を焦点側から見た様子を図９
（ｃ）に示す。このように電極２３３は２次元アレイ状
に構成されており、例えばスライス方向に７素子、アレ
イ方向に４８素子の計３３６素子で構成されている。こ
の２次元アレイをそれぞれ独立のタイミングで送受信す
ることにより、アレイ方向の超音波断層像を得ることが
できる。このような平板構造を取ることにより、アプリ
ケータ２０１を非常に薄く製造することが可能となり、
従ってケース２０４全体を薄く構成することが可能とな
る。

【００５４】ここではアプリケータ２０１を平板で構成
したが、凹面であっても構わない。また、治療用超音波
振動子２２１をアニュラーアレイで構成したが、図１０
（ａ）に示すような２次元アレイであれば焦点位置の横
方向への制御も可能となり、ステージ２０２との組み合
わせにより粗動・微動の調整もできる。また。画像用超
音波探触子２２２についても図１０（ｂ）に示すような
完全な等方性の２次元アレイを用いることで、単一スラ
イス面だけでなく複数のスライス面を走査する事が可能
となる。さらに、画像用超音波探触子２２２は高分子圧
電膜以外にもセラミックスと高分子の複合材であっても
よい。

【００５５】また、図１０（ｃ）に示すように、高分子
圧電膜を２層設けることにより、同軸バイプレーン型の
画像用超音波探触子を構成することが可能になる。図１
０（ｃ）では、高分子圧電膜２２４の両面にアレイ電極
２３５とアレイ電極２３６を直交するように設けてい
る。さらに、アレイ電極２３５と治療用超音波振動子２
２１との間に、共通電極２３４を設けている。

【００５６】ここで、高分子圧電膜２２３と２２４の厚
さをほぼ同じにし、さらに両者を合わせた厚さが治療用
超音波周波数で決まる波長のほぼ１／４になるようにす
る。そして、アレイ電極２３５を短絡し、アレイ電極２
３６と短絡したアレイ電極２３５間に駆動パルスを印加
することにより、ｙｚ面に平行な断層像が得られる。ま
た、アレイ電極２３５と共通電極２３４間に駆動パルス
を印加することにより、ｘｚ面に平行な断層像が得られ
る。なお、これら断層像の中心周波数は、治療用周波数
を２ＭＨｚとしたときに、両者ともほぼ６ＭＨｚにな
る。

【００５７】図１１に、アプリケータの構造を示す。ア
プリケータ２０１、ステージ２０２、伝搬溶液２０３は
それぞれ前述の通りであり、アプリケータ２０１の前面
が水密となるように弾性膜２０５で覆われている。さら
に、ケース２０４内にはアプリケータ２０１と弾性膜２
０５の間に位置して支持体２０６が設けられている。こ
の支持体２０６は例えば樹脂製の網であり、上方からの
患者の圧迫に耐えて、患者が移動するアプリケータ２０
１やステージ２０２に直接触れないようにしている。し
かし、支持体２０６は非常に細い糸で編まれているた
め、下から照射される治療用超音波や画像用超音波の透
過をほとんど妨げない。これによりアプリケータ全体の
厚み非常に薄く構成することができる。

【００５８】図１２に、本実施の形態の治療装置をＭＲ
Ｉ（磁気共鳴映像）システムに組み込んだ状態を示す。
通常のＭＲＩシステムは、マグネット２０７と、このマ
グネット２０７内に患者を挿入するための天板２０８
と、この天板２０８を移動させる移動機構２０９および
システム全体の制御装置（図示せず）から構成されてい
る。本実施の形態では、天板２０８の中央にアプリケー
タやケースから構成されたアプリケータ２６１が取り付
けられており、前後には段差が少なくなるように調整さ
れたクッション２１０が取り付けられている。治療を開
始する場合は、アプリケータ２６１とクッション２１０
の上部に乗って、患部の皮膚がちょうどアプリケータ２
６１の位置に合うように概略調整した後、マグネット２
０７内に送り込まれて治療が開始する。

【００５９】図１３に、本実施の形態の治療装置の構成
図を示す。アプリケータ２６１は内部のアプリケータ２
０１を駆動し、治療用超音波を照射するための駆動回路
２７１、超音波断層像を構成するための超音波画像装置
２７２、ステージ２０２に動力を伝えて位置を変えるた
めの移動手段１７３、伝搬溶液２０３の量・脱気度・温
度を制御するための伝搬溶液処理回路２７４に結合され
ている。そして、これらのユニットは制御回路２７５に
よりコントロールされている。さらに、制御回路２７５
は画像データやメッセージを表示するためのＣＲＴ２７
６およびＭＲＩ画像を収集し、天板２０８の位置を制御
するためにＭＲＩシステム２７７にも結合されている。

【００６０】ここで、移動手段２７３からステージ２０
２に動力を伝える手段しては、ＭＲＩマグネット内であ
っても力を受けず、しかもＭＲＩ画像に悪影響を与えな
いため、例えばステンレス糸を編み込んで作ったトルク
ケーブルなどが用いられる。このトルクケーブルは長く
なると捻れによるバックラッシュが生じるため、移動手
段２７３側でオープンループ制御を行っても十分な位置
精度が得られない可能性がある。これを防ぐにはアプリ
ケータ２６１内のステージ２０２部に光源と回転スリッ
トを用いた光学的なエンコーダを設置し、光ファイバで
情報伝送すればクローズドループ的に位置制御を行うこ
とが可能である。

【００６１】（第２の発明の第２の実施の形態）図１４
に、第２の発明の第２の実施の形態のアプリケータ構造
を示す。基本構造は図１１と同じであるが、アプリケー
タ２０１がフェーズドアレイではなく、凹面の固定焦点
構造になっている点が異なる。このため、患者体内での
焦点の深さを変更するには、アプリケータ２０１を上下
に移動できるように機構を追加すると共に、ケース２０
４を厚くする必要がある。これに対し、本実施の形態で
は伝搬溶液処理回路２７４の作用によりケース２０４内
部の伝搬溶液２０３の量を制御し、患者との距離を変化
させることで位置調整を行う。

【００６２】以上のように、第２の発明によれば非常に
小型でありながら高出力で、しかも良好な超音波画像を
得ることが可能な超音波治療装置を提供することが出来
る。また、非常に狭いＭＲＩガントリ内のような状況で
も使用可能なアプリケータを提供できる。

【００６３】（第３の発明の第１の実施の形態）図１５
に、第３の発明に係る第１の実施の形態の構成を示す。
まず、超音波治療部を説明する。アプリケータ３０１
は、図１５に示すように治療用強力超音波を照射する超
音波振動子３０２と、強力超音波を患者３０３まで導く
カップリング液３０４と、カップリング液３０４を密閉
する水袋３０５およびこれらを収納するバッキング材３
０６よりなる。

【００６４】アプリケータ３０１は、図１６に示すよう
に円形平板の超音波振動子３０２を径方向および周方向
に分割した形状を有している。治療する際は、アプリケ
ータ３０１を患者３０３体表に乗せ、水袋３０５を超音
波ゼリー等３０６を介して患者３０３の皮膚に接触させ
る。焦点３０７を腫瘍３０８に一致させてから駆動回路
群３０９で超音波振動子３０２を駆動して強力超音波を
照射し、焦点３０７と一致した治療部位を高温に加熱し
て治療する。

【００６５】本実施の形態では、強力超音波発生源とし
てフェーズドアレイを用いた。従って、駆動回路群３０
９の駆動タイミングを位相制御回路群３１０によって制
御することにより、アプリケータ３０１を移動させずに
焦点位置や音場、加温・加熱領域を操作することができ
る。駆動回路群３０９は分割した超音波振動子３０２の
個数のチャンネルに分かれており、主制御回路３１１か
らの信号により位相制御回路群３１０で遅延を与えられ
た独立のタイミング信号により駆動される。これにより
超音波の焦点３０７，３０７′は３次元的に任意の場所
に設定できる。この遅延時間制御による焦点位置の移動
操作は、「ＵＳＰ−４５２６１６８」に詳述されてい
る。

【００６６】次に、超音波振動子３０２の発熱の検出
と、この超音波振動子３０２の駆動制御について説明す
る。本実施の形態では形状記憶合金部材３１３、例えば
マルメン合金であるＴｉ−Ｎｉ−Ｃｕのような高温（８
５℃）の変態開始温度を持つ形状記憶合金部材を用い、
その変形を利用して振動子温度制御回路３１２のスイッ
チをＯＮ／ＯＦＦさせ、振動子温度を制御する。そし
て、図１７に示すように非金属のパイプ３１６を超音波
振動子３０２に近接または密着させ、その内部に冷却装
置３１７を用いて水等の冷却物質を循環させる。

【００６７】まず、形状記憶合金部材３１３はある程度
の強度を持った薄い短冊状の形をしており、下端は金属
の感温部が超音波振動子３０２の電極面に直接接触しな
いように、耐熱性のあるポリイミド樹脂製薄膜３１４を
介して、電極面に装着されている。また、ポリイミド樹
脂製薄膜３１４は、それ自体による音の吸収で発熱しな
いように、極く薄いものである。形状記憶合金部材３１
３の上端は、図１５のように振動子温度制御回路３１２
に接続されているが、常温では図１５中の状態（ａ）に
示すように伸びており、変態温度に加熱されると状態
（ｂ）のように「く」の字形に変形し、振動子温度制御
回路３１２に備えられたスイッチ３１５に触れ、異常な
加熱を伝える。ここで、超音波振動子３０２のキュリー
点を３００℃、バッキング材３０６の耐熱温度を２５０
℃、振動子とバッキング材を接着する接着剤（図示せ
ず）の耐熱温度を２５０℃とし、上限許可温度を２００
℃と設定したと仮定する。

【００６８】まず、高電圧の連続駆動によって超音波振
動子３０２に約２００℃の熱が生じたとすると、この温
度は形状記憶合金部材３１３によって感知される。ここ
で、超音波振動子３０２から形状記憶合金部材３１３へ
の熱伝導の時間差を考慮して、形状記憶合金部材３１３
の変態温度は２００℃よりも低いものを選ぶ。超音波振
動子３０２の発熱により形状記憶合金部材３１３は変形
して、発熱情報が振動子温度制御回路３１２に送られ
る。次に、振動子温度制御回路３１２は主制御回路３１
１に信号を送り、主制御回路３１１は駆動回路群３０９
により駆動の停止を行う。このとき、振動子温度制御装
置３１２は冷却装置３１７を制御して非金属のパイプ３
１６に冷却物質を循環させ、超音波振動子３０３の温度
を低下させる。なお、冷却水の循環は随時でもよいし、
必要時にだけ行ってもよい。そして超音波振動子３０３
の温度低下により形状記憶合金部材３１３が再び伸びて
（ａ）の状態に戻ったら、駆動回路群３０９に信号を送
り、超音波振動子３０２の駆動を再開する。

【００６９】なお、ここでは超音波振動子３０２にフェ
イズドアレイを用いたが、これはアニュラーアレイでも
よいし、アプリケータを機械的に動かして焦点を移動さ
せてもよい。

【００７０】また、振動子温度の測定には振動子温度制
御回路３１２に接続された熱電対やサーミスタや放射温
度計を用いてもよい。

【００７１】さらに、超音波振動し３０２は図１８に示
すようにインピーダンス、静電容量、インダクタンス、
誘電率等が温度によって変化する電気的性質もあるの
で、温度の監視はこれらの変化を測定することにより行
ってもよい。この方法を用いた実施の形態を以下に説明
する。

【００７２】（第３の発明に係る第２の実施の形態）図
１９は第３の発明に係る第２の実施の形態の構成を示す
図であり、電気的特性測定回路３１８は常に超音波振動
子３０２の電気的性質を測定し、その値をリアルタイム
で主制御回路３１１に送る。主制御回路３１１は超音波
振動子３０２の電気的特性の変化により生じるロス分の
エネルギーを計算し、このデータに基づいてを駆動回路
群３０９を制御することで、ロス分のエネルギーを補
う。また、マッチング回路３１９からの反射を電気的特
性測定装置３１８で監視し、この反射分を主制御回路３
１１の制御により駆動回路群３０９から補うこともでき
る。

【００７３】これらの場合も、超音波振動子３０２の電
気的特性、または、マッチング回路３１９の反射の変化
率が大きく、制御が不可能であると主制御回路３１１が
判断した場合には、主制御回路３１１は駆動回路群３０
９を制御し、超音波振動子３０２の駆動を停止させ、同
時に冷却装置３１７を制御して超音波振動子３０２を冷
却させる。この間も、電気的特性測定回路３１８は超音
波振動子３０２の電気的特性、またはマッチング回路３
１９の反射を測定しており、このデータにより主制御回
路３１１は超音波振動子３０２が冷却されたかどうかを
判断する。電気的特性測定回路３１８からのデータの値
が正常値となり、超音波振動子３０２の冷却が完了した
と判断すると、主制御回路３１１は駆動回路群３０９を
制御して、超音波振動子３０２の駆動を再開する。な
お、駆動の再開は主制御回路３１１により自動的に行わ
れてもよいし、主制御回路３１１からの合図によって術
者が手動で行ってもよい。

【００７４】（第３の発明の第３の実施の形態）次に、
第３の発明に係る第３の実施の形態を図２０により説明
する。図２０において超音波治療部は先の実施の形態と
同様である。まず、超音波振動子３０２の発熱の検出と
振動子３０２の温度制御について説明する。本実施の形
態では熱電対３２０と液体窒素を用いた冷却装置３１７
を用いた場合について述べる。

【００７５】まず、熱電対３２０は金属の測温部が超音
波振動子３０２の電極面に直接接触しないように、耐熱
性のあるシリコーン系コーティング材３２１を介して、
電極面に装着されている。また、シリコーン系コーティ
ング材３２１は、それ自体による音の吸収で発熱しない
ように、極薄く塗布してある。熱電対３２４は、振動子
温度制御回路３１２に接続され、振動子温度制御回路３
１２は常に振動子温度を測定している。ここで、超音波
振動子３０２のキュリー点を３００℃、バッキング材３
０６の耐熱温度を−２００℃〜２５０℃、超音波振動子
３０２とバッキング材３０６を接着する接着剤（図示せ
ず）の耐熱温度を−１００℃〜２５０℃とし、許可温度
を−５０℃〜２００℃と設定したと仮定する。

【００７６】まず、高電圧の連続駆動によって超音波振
動子３０２に200 ℃の熱が生じたとすると、この温度は
熱電対３２４によって測定され、振動子温度制御回路３
１２に送られる。ここで、振動子温度制御回路３１２
は、上昇温度の温度勾配を計算していて、計算された温
度勾配データにより振動子温度が制御可能と判断される
と、振動子温度制御回路３１２は冷却装置３１７を制御
して超音波振動子３０２に液体窒素で十分に冷却された
気体（空気、窒素等）３２２を吹き付け、温度を低下さ
せる。このとき、温度が−５０℃以下にならないよう
に、振動子温度制御回路３１２が温度を監視している。
また、急激な温度変化は振動子の熱応力による破損を引
き起こすため、振動子温度制御回路３１２は冷却時の温
度勾配も監視し、急冷却にならないように冷却された気
体３２２の噴出量、噴出速度、噴出間隔を制御する。ま
た、気温の低下により振動子周りに結露が起こらないよ
うに振動子周りの雰囲気は十分に乾燥していることが望
ましい。

【００７７】一方、急激な温度上昇により制御不可能と
判断されると、振動子温度制御回路３１２は主制御回路
３１１に信号を送り、主制御回路３１１は駆動回路群３
０９によって駆動の停止を行う。このとき、振動子温度
制御装置３１２は冷却された気体３２２により振動子温
度を低下させ、適当と思われる温度になったら駆動回路
群３０９に信号を送り、超音波振動子３０２の駆動を再
開する。

【００７８】ここで、超音波振動子３０２の冷却は、冷
却装置３１７を用いずカップリング液３０４のみで行っ
てもよい。この場合の実施の形態を以下に説明する。

【００７９】（第３の発明の第４の実施の形態）図２１
は、第３の発明に係る第４の実施の形態を示す図であ
り、熱電対３２４によって２００℃の温度が測定され,
この情報が主制御回路３１１に送られると、主制御回路
３１１はカップリング液循環回路３４０を作動させる。
本実施の形態ではアプリケータ３０１は吸水口３４１お
よび排水口３４２を備えている。カップリング液循環回
路３４０内には、カップリング液の冷却装置（図示せ
ず）があり、ここで冷却されたカップリング液が吸水口
３４１および排水口３４２を通って循環することによ
り、発熱した超音波振動子３０２を冷却する。

【００８０】（第３の発明の第５の実施の形態）図２２
に、第３の発明に係る第５の実施の形態の構成を示す。
超音波治療部は第１の実施の形態と同様であるが、ここ
ではＭＲＩを用いた患者体内のイメージングを使用する
タイプの治療装置として説明する。

【００８１】まず、位置決めとＭＲＩ像の撮像部につい
て説明する。患者３０３は治療台３２３上にセットさ
れ、ＲＦコイル３２４と静磁場コイル３２５および勾配
磁場用コイル３２６が内蔵されている撮像用のガントリ
内（図示せず）に主制御回路３１１からの制御により、
テーブル移動装置３２７により送り込まれる。

【００８２】次に、主制御回路３１１は勾配磁場電源３
２８、送受信回路３２９をコンソール３３０より指示し
た所定のシーケンス（例えばＴ２強調撮像法）により起
動し、患者３０３の体内の３次元の画像情報を、図示し
ないメモリ内に記憶する。

【００８３】ここで、患者３０３の体内のＭＲＩ画像に
基づき、あらかじめ治療計画を立てることが可能であ
る。このＭＲＩ像のＣＲＴへの表示の方法及び、治療計
画の方法は「特開平５−３００９１０」に述べられてい
る。

【００８４】ＭＲＩ画像が得られると、主制御回路３１
１がメカニカルアーム（図示せず）を制御し、患者３０
３にアプリケータ３０１が取り付けられる。このとき、
治療用強力超音波の焦点３０７の体内での位置は、メカ
ニカルアームの各所に取り付けられたポテンショメータ
（図示せず）等から構成されるアプリケータ位置検出装
置（図示せず）からの信号と、あらかじめ計測しておい
たＭＲＩ装置とメカニカルアームとの取付位置の情報よ
り主制御回路３１１が計算し、これを記憶する。焦点位
置３０７は、ＣＲＴディスプレイ３３１のＭＲＩ画像上
に重畳表示される。また、ＣＲＴディスプレイ３３１の
ＭＲＩ画像上には、単に焦点３０７だけでなく、超音波
の入射経路３３２を併せて表示することもできる。

【００８５】主制御回路３１１に記憶された焦点３０７
の位置と治療対象の腫瘍３０８の位置との一致状態をチ
ェックし、主制御回路３１１が超音波照射の開始を駆動
回路郡３０９に指示し、治療が開始される。

【００８６】次に、超音波超音波振動子３０２の発熱の
検出と振動子駆動状態の制御と振動子温度の制御につい
て、図２３を用いて説明する。本実施の形態では、放射
温度計３３３と冷却固体３３４を用いた冷却装置３１７
を用いて説明する。

【００８７】まず、放射温度計３３３は振動子温度制御
回路３１２に接続され、振動子温度制御回路３１２は常
に振動子温度を測定している。ここで、超音波振動子３
０２のキュリー点を３００℃、バッキング材３０６の耐
熱温度を−２００℃〜２５０℃、超音波振動子３０２と
バッキング材３０６を接着する接着剤（図示せず）の耐
熱温度を−１００℃〜２５０℃とし、許可温度を−５０
℃〜２００℃と設定したと仮定する。

【００８８】まず、高電圧の連続駆動によって超音波振
動子３０２に２００℃の熱が生じたとすると、この温度
は放射温度計３３３によって測定され、振動子温度制御
回路３１２に送られる。ここで、振動子温度制御回路３
１２は上昇温度の温度勾配を計算していて、計算された
温度勾配データにより振動子温度が制御可能と判断され
ると、振動子温度制御回路３１２は冷却装置３１７を制
御して超音波振動子３０２に冷却された固体（例えば表
面を絶縁体の薄膜でコーティングした金属等）３３４を
押し付けて温度を低下させる。一方、急激な温度上昇に
より制御不可能と判断されると、振動子温度制御回路３
１２は主制御回路３１１に信号を送り、主制御回路３１
１は駆動回路群３０９により駆動の停止を行う。このと
き、振動子温度制御装置３１２は冷却固体３３４により
振動子温度を低下させ、適当と思われる温度になったら
駆動回路群３０９に信号を送り、超音波振動子３０２の
駆動を再開する。ここで、冷却された固体３３４は、冷
却装置３１７内で冷却されて出てくるものでもよいし、
内部に冷却物質が循環しているようなものでもよい。

【００８９】次に、振動子温度の変化によって超音波振
動子３０２の駆動を制御する方法について説明する。放
射温度計３３３による超音波振動子３０２の温度情報は
振動子温度制御回路３１２に送られると同時に、主制御
回路３１１にも送られる。振動子温度制御回路３１２か
ら振動子温度制御が不可能という旨の信号が送られない
限り、主制御回路３１１はまず発熱による振動子の電気
的特性の変化を計算し、次に電気的特性の変化によって
生じるロス分のエネルギーを計算し、このデータに基づ
いて駆動回路群３０９を制御して、ロス分のエネルギー
を補う。

【００９０】当初の治療計画の中間あるいは終了と思わ
れる時点で超音波の照射を停止し、治療の進行状況を観
察する。これは、前記動作と同様に行われ、腫瘍３０８
の周囲のＭＲＩ画像を撮像し、生体の変化を調べる。こ
の間も、アプリケータ３０１は患者３０３につけたまま
である。ここで、治療前にメモリ上に記憶しておいたＴ
２強調画像のデータと今回のデータをサブトラクション
すると熱変性領域が明瞭に確認でき、治療が十分に行わ
れたのか、あるいは不十分で再治療が必要かを判断でき
る。またこれは当初から治療計画に盛り込んで、所定治
療時間おきに自動的に撮像する事も可能である。

【００９１】ＭＲＩによる治療効果判定で十分治療が完
了したと判断できる状況になると、操作者は治療を終了
する。この時、主制御回路３１１は治療条件の履歴をメ
モリから呼び出し、治療記録をＣＲＴディスプレイ３２
０から出力できる。

【００９２】なお、送受信用ＲＦコイルとしては体腔内
コイルを使用してもよい。また、この実施の形態では、
イメージング装置としてＭＲＩを用いたが、これは超音
波診断装置、Ｘ線ＣＴ等でもよい。

【００９３】以上説明したように第３の発明によれば、
治療用超音波振動子を連続駆動する事による発熱を許容
範囲内に抑えることができ、超音波振動子やバッキング
材等の超音波振動子周りの材料の劣化による事故を防ぐ
ことができ、安全な治療を行うことが可能となる。ま
た、熱による超音波振動子の特性の変化を防ぐことがで
きるため、エネルギーロスを減少させることができ、安
定した超音波強度が得られる。

【００９４】（第４の発明の第１の実施の形態）図２４
は第４の発明の第１の実施の形態に係る超音波治療装置
の構成図である。超音波治療装置としては、治療用超音
波を比較的長期間連続的に患部に照射することにより、
患部組織を加熱し治療する温熱治療装置である。

【００９５】アプリケータ４０１は、比較的出力レベル
の高い治療用超音波を発生する超音波発生源４０２を有
する。超音波発生源４０２は複数のピエゾ素子を有す
る。複数のピエゾ素子は、各素子からの治療用超音波が
焦点４０６で集束するように球殻状に配列される。

【００９６】超音波発生源４０２の焦点側には、水袋４
０５が装着される。超音波発生源４０２により発生され
た治療用超音波が被検体４０３に損失少なく導入される
ように、カップリング液４０４が水袋４０５に封入され
る。

【００９７】超音波発生源４０２の中央部は切り抜か
れ、そこに患部４０７の位置を確認するためのイメージ
ング用超音波プローブ４０８が挿入される。超音波画像
診断装置４０９は、イメージング用超音波プローブ４０
８を介して被検体４０３の内部を超音波ビームでスキャ
ンし、焦点付近の超音波断層像（Ｂモード画像）を得
る。超音波断層像は、ＣＲＴ４１５にビジュアルに濃淡
表示される。

【００９８】周波数位相変調回路４１２は、正弦波で振
動する駆動信号を発生する。周波数位相変調回路４１２
は、この駆動信号の周波数を変調することが可能であっ
て、さらにその位相を適時変調することができるよう
に、例えば周波数変調の可能な正弦波発振回路と、この
正弦波発振回路と出力端子との間でバイパス可能に設け
られた位相変調回路とから構成される。電圧増幅回路と
しての駆動回路４１１は、周波数位相変調回路４１２か
ら出力される駆動信号を増幅するものであって、システ
ムコントローラ４１３の制御にしたがって振幅変調可能
に構成されている。増幅された駆動信号は、インピーダ
ンスマッチング回路４１０を介して超音波発生源４０２
の各ピエゾ素子に供給される。各ピエゾ素子からは、駆
動信号に等価な周波数で治療用超音波が発生される。

【００９９】装置全体の制御中枢としてのシステムコン
トローラ４１３にはコンソール４１４が接続される。コ
ンソール４１４には、治療用超音波の照射（治療）の開
始・終了をオペレータが指示するためのスイッチ、各種
治療条件をセットするためのスイッチ類、その他のスイ
ッチが装備される。

【０１００】次に本実施の形態の作用を説明する。ま
ず、周波数変調について説明する。ピエゾ素子の厚さに
固有の共振周波数ｆ0 でピエゾ素子を駆動し、その共振
周波数ｆ0 で治療用超音波を発生させることは、電気信
号／機械振動の変換効率の観点から最も好ましい。しか
し、治療用超音波を共振周波数ｆ0 に固定したままで比
較的長期間連続的に照射することにより、キャビテーシ
ョン（気泡）がその波長に依存したサイズまで序々に成
長することが知られている。

【０１０１】システムコントローラ４１３は周波数位相
変調回路４１２を制御して、駆動信号の周波数ｆm を、
共振周波数ｆ0 を中心として、ｆ0 −△ｆ/2≦ｆm ≦ｆ
0 ＋△ｆ/2の範囲でもって経時的に変化させる。なお、
駆動信号の周波数と、超音波発生源４０２から発生され
る治療用超音波の周波数とは等価であり、以下、必要に
応じて「駆動信号」を「治療用超音波」と読み替えて理
解されたい。図２５（ａ）、図２６（ａ）、図２７
（ａ）、図２８（ａ）に様々な種類の駆動信号の時間波
形を示し、図２５（ｂ）、図２６（ｂ）、図２７
（ｂ）、図２８（ｂ）に各々対応する駆動信号の周波数
の時間変化を示している。複数の種類の中からオペレー
タが選択可能としても良いし、いずれか１種類を固定的
に採用してもよい。図２５（ａ）の駆動信号はその周波
数が正弦的に変化するように発生される。図２６（ａ）
の駆動信号はその周波数がステップ的に変化するように
発生される。図２７（ａ）の駆動信号はその周波数が低
周波（ｆ0 −△ｆ/2）から高周波（ｆ0 ＋△ｆ/2）に向
かって一定勾配で連続的に変化するように発生される。
図２８（ａ）の駆動信号はその周波数が共振周波数ｆ0
に固定されている期間と、正弦的に変化する期間とが交
互に生起するように発生される。

【０１０２】このような周波数の経時的な変化、換言す
ると、波長の経時的な変化は、キャビテーションの成長
を抑制し、成長したキャビテーションを分断し、成長過
程のキャビテーションを衰退させる。したがって、キャ
ビテーションによる治療上の悪影響は全て一掃される。

【０１０３】次に駆動信号の振幅変調について説明す
る。図２９に示すように、駆動回路４１１から見たピエ
ゾ素子側のインピーダンスは、共振周波数ｆ0 で最小を
示し、他の周波数では高くなる。また、ピエゾ素子の電
気信号／機械振動の変換効率は、共振周波数ｆ0 で最大
を示し、他の周波数では低下する。さらに、生体内での
治療用超音波の減衰の程度は、その周波数に依存する。
したがって、超音波発生源４０２から発生される治療用
超音波の出力エネルギーは、共振周波数ｆ0 で最大を示
し、共振周波数ｆ0 を外れた周波数では低下する。本実
施の形態では、駆動信号の振幅を駆動信号の周波数に応
じて変調することにより、治療用超音波の出力エネルギ
ーを周波数の変化によらず一定に維持する。

【０１０４】システムコントローラ４１３は、周波数に
よらず治療用超音波の出力レベルが略一定に維持される
ように、駆動回路４１１の利得を駆動信号の周波数の変
化にしたがって制御し、超音波発生源４０２に投入され
る投入電力を一定にする。図３０（ａ）に、振幅変調さ
れた駆動信号の時間波形を示し、図３０（ｂ）に振幅変
調された駆動信号によって超音波発生源４０２から発生
された治療用超音波の出力エネルギーの時間的推移を示
す。振幅変調された駆動信号の振幅は共振周波数ｆ0 で
最小を示し、ｆ0 ±△ｆ/2で最大を示す。

【０１０５】なお、インピーダンス測定回路によりイン
ピーダンスを測定しその値によってフィードバック制御
するようにしてもよいし、ワットメータにより実際の投
入電力を測定し、その値によってフィードバック制御を
行うようにしてもよい。

【０１０６】更に、この出力レベルの補正の他の方法と
して、駆動信号の周波数に対するインピーダンスマッチ
ング回路４１０内の可変インダクタ及び可変コンデンサ
の値をシステムコントローラ４１３の内部メモリに記憶
しておき、周波数に応じてシステムコントローラ４１３
により電気的なマッチングを制御する手法も考えられ
る。

【０１０７】なお、治療用超音波の出力レベルの変動を
緩和する方法として、振幅変調に代えて、又は併用され
る次のような方法がある。この方法は、共振周波数ｆ0
から大きく離れた周波数での超音波の波長をλとして、
厚さλ／４（λ＝波長）の音響マッチング層をピエゾ素
子面に設けて、出力帯域をブロードして上記大きく離れ
た周波数の超音波の出力効率を向上させるというもので
ある。

【０１０８】次に位相変調について説明する。この位相
変調は、上記周波数変調と併用され、または上記周波数
変調を行わず共振周波数ｆ0 に固定された駆動信号に対
して単独で行われる。図３１に示すように、システムコ
ントローラ４１３は周波数位相変調回路４１２を制御し
て、周期Ｔで断続的に駆動信号の位相を１８０°移相す
る。治療用超音波を継続的に照射することによって、キ
ャビテーションが徐々に成長していく。治療用超音波の
位相が反転すると、キャビテーションはこれまでの成長
途中とは逆の圧力を受ける。したがって、キャビテーシ
ョンは崩壊する。

【０１０９】（第４の発明の第２の実施の形態）図３２
は第２の実施の形態に係る超音波治療装置の構成図であ
る。なお、図２４と同じ部分には同符号を付して説明は
省略する。基本周波数信号発生回路４１８は、ピエゾ素
子に固有の共振周波数ｆ0 で駆動信号を発生する回路で
ある。周波数変調信号発生回路４１９は、周波数が刻々
と経時的に変化する駆動信号を発生する回路である。切
り替えスイッチ４２０は、システムコントローラ４１７
の制御により、基本周波数信号発生回路４１８と周波数
変調信号発生回路４１９を交互に駆動回路４１１に接続
する。基本周波数信号発生回路４１８と周波数変調信号
発生回路４１９のいずれか一方で発生された駆動信号
は、切り替えスイッチ４２０を介して駆動回路４１１で
増幅される。増幅された駆動信号は、インピーダンス回
路４１０を介して超音波発生源４０２の各ピエゾ素子に
供給される。

【０１１０】図３３（ａ）に駆動回路４１１から出力さ
れる駆動信号の時間波形を示す。図３３（ｂ）に図３３
（ａ）の駆動信号の周波数の時間変化を示す。基本周波
数信号発生回路４１８と周波数変調信号発生回路４１９
は、切り替えスイッチ４２０のスイッチングにより、交
互に駆動回路４１１に接続される。基本周波数信号発生
回路４１８は第１の期間Ｔf0、継続的に駆動回路４１１
に接続される。周波数変調信号発生回路４１９は、第２
の期間Ｔfm、継続的に駆動回路４１１に接続される。

【０１１１】第１の期間Ｔf0では、周波数が共振周波数
ｆ0 に固定された駆動信号で超音波発生源４０２が駆動
され、治療用超音波が共振周波数ｆ0 で定常的に発生さ
れる。第２の期間Ｔfmでは、周波数が刻々と経時的に変
化する駆動信号で超音波発生源４０２が駆動され、周波
数が刻々と経時的に変化する治療用超音波が発生され
る。周波数の経時的な変化としては、図２５（ｂ）、図
２６（ｂ）、図２７（ｂ）のいずれの種類を採用しても
よい。ここでは、周波数ｆm が低周波（ｆ0 −Δf/2 ）
から、高周波（ｆ0 ＋Δf/2 ）に向かって直線的に変化
し、この変化が一定のサイクルタイムＴc で繰り返さ
れ、結果的にノコギリ歯状に変化するものとして説明す
る。勿論、周波数変化の勾配が逆、つまり周波数ｆm が
高周波（ｆ0＋Δf/2 ）から、低周波（ｆ0 −Δf/2 ）
に向かって直線的に変化するものであってもよい。さら
に、サイクルタイムＴc は、後述する特定の範囲内であ
れば、一定であることに限定されることはなく、図３４
（ａ），（ｂ），（ｃ）に示すように、サイクルタイム
Ｔc が序々に短縮されていく、序々に長くなっていく、
不規則（irregularity）に長短変化するものであっても
よい。

【０１１２】図３５は、サイクルタイムＴc と、キャビ
テーション量との関係を示している。なお、キャビテー
ション量としては、本実施の形態のように共振周波数ｆ
0 での連続的な駆動と、経時的に変化する周波数での駆
動とを交互に繰り返した場合に発生するキャビテーショ
ン量を、共振周波数ｆ0 での連続的な駆動により発生す
るキャビテーション量を１とした相対値で表している。
キャビテーションの崩壊の効率は、周波数の変化の速
度、即ち周波数変調幅一定で考えると、サイクルタイム
Ｔｃの長短に依存する。本実施の形態では、サイクルタ
イムＴｃは、５００μｓ〜５０ｍｓの範囲内に設定され
る。

【０１１３】図３６は、第２の期間Ｔfmと、キャビテー
ション量との関係を示している。キャビテーションの崩
壊にかかる時間は、その生成にかかる時間より長い。本
実施の形態では、キャビテーションが十分崩壊するよう
に、第２の期間Ｔfmは、第１の期間Ｔf0の３倍以上の時
間に設定される。また、第２の期間Ｔfmを余り長く取り
すぎると共振周波数ｆ0 で固定的に駆動する第１の期間
Ｔf0が圧迫されて短くなり、音響出力の時間的効率が低
下してしまい、治療時間を長期化させてしまう。本実施
の形態では、この点を考慮して、第２の期間Ｔfmはその
上限が第１の期間Ｔf0の１０倍に設定される。

【０１１４】図３７は、共振周波数ｆ0 に対する周波数
変化幅△ｆの比率（△ｆ／ｆ0 ）と、キャビテーション
量との関係を示している。本実施の形態では、周波数変
化幅△ｆは、共振周波数ｆ0 に対して、２０％以上に設
定される。勿論、周波数変化幅△ｆの上限値は、ピエゾ
素子の電気信号／機械振動の変換効率が所定レベルを維
持する臨界値に自ずから決まるが、ピエゾ素子の変換効
率の低下を考慮して、ｆ0 の１００％以下に設定するこ
とが好ましい。

【０１１５】また、第１及び第２の実施の形態におい
て、周波数ｆm の変化の範囲は、周波数ｆm が共振周波
数ｆ0 から外れるピエゾ素子の変換効率を考慮して、共
振周波数ｆ0 を中心として、 ｆ0 −△ｆ/2≦ｆm ≦ｆ0 ＋△ｆ/2 に設定されることが好ましいが、これに限定されるもの
ではない。例えば、図６３（ａ）に示すように、周波数
ｆm の変化の範囲が、（ｆ0 ＋△ｆ1 〜ｆ0 −△ｆ2 ）
である場合に、△ｆ1 と△ｆ2 とが不一致であってもよ
い。また、図６３（ｂ）に示すように、周波数ｆm の変
化の範囲が、（ｆ0 ＋△ｆ1 〜ｆ0 ＋△ｆ2 ）である場
合に、ｆ0 ＋△ｆ1 ＞ｆ0 ，且つｆ0 ＋△ｆ2 ＞ｆ0 で
あってもよい。

【０１１６】このように本実施の形態でよると、キャビ
テーションの崩壊及び治療の速度の観点から最も効率よ
く治療用超音波を発生できる。

【０１１７】（第４の発明の第３の実施の形態）図３８
は第３の実施の形態に係る超音波治療装置の構成図であ
る。なお、図２４と同じ部分には同符号を付して説明は
省略する。治療超音波発生用駆動回路４３１は、治療用
超音波発生源（第１の超音波発生源）４０２のピエゾ素
子の厚さに固有の共振周波数ｆ0 で固定的に駆動信号を
発生する。この治療用の駆動信号は、治療用超音波を発
生させるために、インピーダンスマッチング回路４１０
を介して治療用超音波発生源４０２に供給される。キャ
ビテーション崩壊用駆動回路４３２は、共振周波数ｆ0
より高周波の周波数ｆ´で固定的に駆動信号を発生す
る。このキャビテーション崩壊用の駆動信号は、キャビ
テーション崩壊用超音波を発生するために、第２のイン
ピーダンスマッチング回路４３３を介して、治療用超音
波発生源４０２とは別体で設けられているキャビテーシ
ョン崩壊用超音波発生源（第２の超音波発生源）４３４
に供給される。

【０１１８】キャビテーション崩壊用超音波発生源４３
４は、複数のピエゾ素子が球殻状に配列されてなり、治
療用超音波によるキャビテーションを崩壊するために、
治療用超音波によりキャビテーションが発生する領域、
つまり治療用超音波の伝搬経路に向けてキャビテーショ
ン崩壊用超音波を照射する位置及び向きに設置される。

【０１１９】治療用超音波発生源４０２と、キャビテー
ション崩壊用超音波発生源４３４とは上述のように別体
で設けてもよいし、図４０（ａ）に示すように、キャビ
テーション崩壊用超音波発生源４３４を構成する高周波
のピエゾ素子を中心側に配置し、その外側に治療用超音
波発生源４３４を構成する比較的低周波のピエゾ素子を
配置し、全体として球殻状に整形してもよいし、また図
４０（ｂ）に示すように、共振周波数ｆ0 のピエゾ素子
を２層に張り合わせて、一層だけ駆動することにより共
振周波数ｆ0 で治療用超音波を発生し、２層を同時駆動
することにより高周波ｆ´のキャビテーション崩壊用超
音波を発生させるようにしてもよい。

【０１２０】図３９（ａ），（ｂ），（ｃ）は本実施の
形態による駆動信号の時間波形を示す図である。図３９
（ａ）の例では、比較的低周波ｆ0 の治療用超音波と、
比較的高周波ｆ´のキャビテーション崩壊用超音波と
が、交互に照射される。図３９（ｂ）の例では、治療用
超音波に、キャビテーション崩壊用超音波が断続的に重
畳される。図３９（ｃ）の例では、僅かに異なる２周波
（ｆ0 ，ｆ′）の超音波が連続的に重畳されることで
「うなり」が生じられ、これを利用してキャビテーショ
ンを崩壊させる方法である。

【０１２１】以上説明したように、第３の実施の形態に
よれば治療用超音波の照射に伴って発生するキャビテー
ションを強制的に崩壊することが可能である。したがっ
て、予期しない部位への副作用や熱変性領域の拡大が抑
制され、かつ狙った部位に正確に熱変性を惹起できる。
これにより、安全かつ確実な超音波加熱治療を実現でき
る。また、キャビテーションの発生を抑制することによ
って、超音波エネルギーの連続的な投入が可能となるた
め、治療時間が低減され患者のスループットが向上す
る。

【０１２２】（第４の発明の第４の実施の形態）本実施
の形態は、キャビテーション量をモニタリングし、キャ
ビテーション量が一定量に達したときに不定期で、キャ
ビテーション崩壊用超音波を発生させるというものであ
る。図４１は第４の実施の形態に係る超音波治療装置の
構成図である。なお、図２４と同じ部分には同符号を付
して説明は省略する。超音波画像診断装置４０９で生成
された超音波画像データは、ＣＲＴ４１５と共に差分回
路４１６にも供給される。

【０１２３】差分回路４１６の内部メモリには、図４２
（ａ）に示すような、キャビテーションが発生していな
い又はキャビテーションが非常に少ないときに超音波画
像診断装置４１５で生成された超音波画像がマスク画像
として記憶される。このマスク画像にはキャビテーショ
ン像が存在しない又は非常に少ない。

【０１２４】図４２（ｂ）は治療用超音波の照射開始後
に超音波画像診断装置４１５で生成される超音波画像
（リアルタイム画像）を示す。治療用超音波はバースト
波として間欠的に照射され、治療用超音波の照射のイン
ターバルに、焦点付近の断面がイメージング用超音波ビ
ームで走査され、当該断面の超音波画像が繰り返し生成
される。リアルタイム画像には、治療用超音波の照射時
間の増加に応じて序々にキャビテーション像が増加す
る。

【０１２５】差分回路４１６により、リアルタイム画像
は、マスク画像と次々と差分され、図４２（ｃ）に示す
ような差分画像が次々と生成される。差分画像データ
は、システムコントローラ４１３に取り込まれる。シス
テムコントローラ４１３は、差分画像の特定領域内の複
数の画素の画素値合計を差分レベルとして求める。図４
３（ａ）に差分レベルの時間的推移を示す。差分レベル
は、発生したキャビテーション量に依存する。なお、特
定領域とは、キャビテーションが発生すると考えられる
焦点までの治療用超音波の伝搬領域として設定される。

【０１２６】システムコントローラ４１３は、求めた差
分レベルをしきい値と比較する。システムコントローラ
４１３は、差分レベルがしきい値より低いとき、図４３
（ｂ）に示すように、共振周波数ｆ0 で治療用超音波を
発生し、加熱治療を進行するように、周波数位相変調回
路４１２を制御する。

【０１２７】システムコントローラ４１３は、差分レベ
ルがしきい値を越えている期間、キャビテーションを積
極的に崩壊するために、図４３（ｂ）に示すように、周
波数が変動するように、周波数位相変調回路４１２を制
御する。

【０１２８】また、システムコントローラ４１３は、差
分レベルがしきい値を越えたとき、この周波数の変動に
加えて、又は周波数を共振周波数ｆ0 に固定したまま
で、図４３（ｃ）に示すように、治療用超音波の位相が
反転するように、周波数位相変調回路４１２を制御す
る。

【０１２９】これにより、適時にキャビテーションを崩
壊することができ、治療の速度の低下を抑制できる。

【０１３０】本発明によれば、治療用超音波の照射に伴
って発生するキャビテーションを効果的に抑制すること
が可能となるため、予期しない部位への副作用や熱変性
領域の拡大が従来法よりも更に効果的に抑制され、かつ
狙った部位に正確に熱変性を惹起できる。これにより、
更に安全かつ確実な超音波加熱治療を実現できる。ま
た、全治療時間を低減することが可能となり、患者のス
ループットが向上する。

【０１３１】（第５の発明の第１の実施の形態）図４４
において、超音波アプリケータ５７１には集束超音波を
発生できるピエゾ素子からなる球殻状の超音波振動子５
７２が配置され、水袋５７３を介して被検体５７４に装
着される。ピエゾ素子には、駆動回路５７５が結合され
ている。駆動回路５７５は、図示しない電源の電位によ
り強度が決定され、ピエゾ素子に電圧パルスを印加す
る。ＭＲロケータ５７６，５７７，５７８は超音波振動
子に５７２よる高周波磁場への影響を受けない程度離れ
た部位に装着される。これらそれぞれで得られるＭＲ画
像より、ＭＲロケータ５７６，５７７，５７８の位置を
検出し、超音波アプリケータ５７１の位置、軸方向、周
方向の姿勢を知ることができる。そして、超音波プロー
ブ５７９の撮像プレーンの位置を検出し、これをＭＲＩ
で撮像した同じスライスの画像と重畳して図４５のよう
に表示する。

【０１３２】ここで使用するＭＲＩ画像は事前に撮像
し、治療計画をたて治療部位等の情報を重畳した画像
か、加熱時に計測した温度分布画像等のリアルタイムＭ
Ｒ画像、もしくはその二つを重畳した画像でもよい。事
前に得る画像は３次元で、プローブの撮像スライスに合
わせた２次元画像を３次元画像から再構築する。

【０１３３】ここでは３つの位置検出型ＭＲロケータ５
７６，５７７，５７８を用いたが、非対称コイルを用い
た位置、角度検出用ＭＲロケータをでも同様に可能であ
る。これを用いた超音波アプリケータの模式図を図４６
に示す。図４６において構成はほとんど図４４と同一で
あるが、ＭＲロケータ５９１は超音波プローブ５７９の
先端に取り付けられており、受信信号も一系統のみであ
る。このＭＲロケータ５９１により、超音波アプリケー
タの位置、角度を得ることが出来、図４５と同様にＭＲ
画像と、超音波画像を重畳して表示することができる。
なお位置、軸、周方向の角度が検出できるもの（例えば
２つの直交する長方形コイル）であれば何を用いてもよ
い。また、コイルと中心軸との幾何学的関係は分かって
いるのでかならずＭＲロケータを中心軸上に設置する必
要はない。

【０１３４】また、ここでは超音波プローブを用いた場
合を述べたが、モニタにＭＲＩのみを用いるときなどこ
れを用いない場合もあり、このときは強力超音波による
治療位置、方向を検出できればよく、位置と軸の方向だ
けが検出できればよい。よって例えば２つの位置検出型
ＭＲロケータか、長方形型ＭＲロケータなどを用いれば
よい。

【０１３５】（第５の発明の第２の実施の形態）図４７
に、第５の発明に係る一実施の形態の構成を示す。同図
において、静磁場磁石５０１は励磁用電源５０２により
励磁され、被検体５０３にｚ方向の一様な静磁場を印加
する。勾配磁場コイル５０４は静磁場磁石５１０内に配
置され、シーケンスコントローラ５０５によって制御さ
れる勾配磁場コイル５０４の駆動回路５０６により駆動
され、寝台５０７上の被検体５０３に対して直交する
ｘ，ｙ，ｚの３方向にそれぞれ磁場強度が直線的に変化
する勾配磁場Ｇｘ，，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。全身用高
周波コイル５０８は送受信兼用コイルであり、勾配磁場
コイル５０４内に配置される。シーケンスコントローラ
５０５による制御下で、送信部５０９からの高周波信号
がデュプレクサ５１０を介して全身用高周波コイル５０
８に印加され、これにより発生する高周波磁場が、寝台
５０７上の全身用高周波コイル５０８の中の被検体５０
３に印加される。全身用高周波コイル５０８は、被検体
５０３の画像化すべき領域に均一な高周波磁場を発生で
きるものであり、例えば鞍型コイル、分布定数型コイ
ル、あるいはこれらを用いて構成されるクォードラチャ
送信コイルが使用される。ただし治療対象が限定され、
さらに高いＳ／Ｎ比が望まれるときには、送受信コイ
ル、あるいは受信用コイルに表面コイルを用いてもよ
い。受信用に表面コイルを使用する場合は、一様コイル
を送信用として用いる。

【０１３６】全身用高周波コイル５０８により被検体５
０３からの磁気共鳴信号を受信し、デュプレクサ５１０
を介して受信信号は受信部５１１へ送られる。デュプレ
クサ５１０は、全身用高周波コイル５０８を送信と受信
に切り替えて使用するためのものであり、送信時には送
信部５１１からの高周波信号を全身用高周波コイル５０
８に伝達し、受信時には全身用高周波コイル５０８から
の受信信号を受信部５１１に導く働きをする。受信信号
は検波されかつローパスフィルタによる帯域制限を受け
た後、シーケンスコントローラ５０５による制御下でデ
ータ収集部５１２に送られる。データ収集部５１２で
は、受信信号の収集とそのＡ／Ｄ変換を行い、それらを
画像再構成用データとして電子計算機５１３へ送る。

【０１３７】電子計算機５１３はコンソール５１４によ
り制御され、受信部５１１から入力された画像再構成用
データについて２次元フーリエ変換を含む画像再構成処
理を行い、またシーケンスコントローラ５０５の制御も
行う。電子計算機５１３により得られた画像データは画
像ディスプレイ５１５に供給され、画像として表示され
る。

【０１３８】ＭＲロケータ５２０は、非切開のうちに部
位の診断や患部の治療を行うために被検体内に挿入され
るようなカテーテルや穿刺針等の図示しない医療器具に
結合され、全身用高周波コイル５０８の受信時に、同時
に磁気共鳴信号を受信する。

【０１３９】図４８に、位置検出用ＭＲロケータとなる
小型表面コイルの模式図を示す。これは通常の表面コイ
ルであり、共振周波数を観測する磁気共鳴周波数に同調
させておく。

【０１４０】図４９には、位置検出用ＭＲロケータ５２
０を医療器具の一つである穿刺針５２２に装着した例を
示す。すなわち、ＭＲロケータ５２０は穿刺針５２２の
先端において絶縁膜５２１上に装着され、ケーブルは針
と絶縁された状態で外部に引き出される。なお、穿刺針
５２２の絶縁体の上に導電膜をコーティングにより生成
し、これをエッチングしてコイルを形成してもよい。

【０１４１】図５０に、本実施の形態における撮像シー
ケンスを示す。ここでは、通常の２次元スピンエコーシ
ーケンスと全く同様なシーケンスを用いている。シーケ
ンスはどれを用いてもよいが、データ収集時には全身用
高周波コイル５０８とＭＲロケータ５２０で磁気共鳴信
号を同時に受信し、それぞれ独立にデータを収集する。
これらがカップリングするおそれがある場合、米国特許
４，８２５，１６２や特願平２−０４７８１４に記載さ
れているようにＱダンプ等を行ってデカップリングして
もよい。また、ここでは簡単のため２次元の撮像を用い
たが、３次元の撮像を行い、３次元的な位置検出を行う
ことが望ましい。

【０１４２】収集された画像は、例えば図５１（ａ）〜
（ｃ）のようになる。図５１（ａ）は全身用高周波コイ
ル５０８で得られた頭部画像で、通常の形態画像であ
る。これに対し、同時にＭＲロケータ５２０で得られた
図５１（ｂ）の画像はロケータ５２０の近傍の信号強度
が極端に高く、離れた部位の信号はほとんど得られない
ので、画像上の信号域はロケータ５２０の位置を示して
いることになる。ＭＲロケータ５２０で得られたロケー
タ画像については、信号強度の最大点あるいは、あるし
きい値を越えた領域の中心等を求めるなどの処理を施し
てロケータ５２０の位置を算出し、これを図５１（ａ）
の形態画像に図５１（ｃ）のように重畳して表示する
か、もしくはそのままの状態で、形態画像と色を変える
などの処理を施して重畳表示してもよい。

【０１４３】この画像を穿刺針５２２の先端の位置把握
に用いて治療を行う場合の手順を次に示す。まず、治療
位置決定のためのＭＲＩによる撮像を行い、穿刺位置お
よび方向を決定する。治療に入ってからは、リアルタイ
ムに超高速撮像などでＭＲＩによる形態画像と、ＭＲロ
ケータ５２０による画像を連続的に得る。穿刺を始める
とＭＲロケータ５２０により得られる画像より、ロケー
タ５２０の位置を判定することが出来、これを重畳した
画像を操作者が観察しながら穿刺を進める。

【０１４４】このとき、さらに治療計画時の精細画像に
治療予定位置を書き込んだ画像を超高速形態画像を比較
し、位置ズレを補正しながら重畳表示してもよい。そし
て穿刺予定部位まで穿刺針が到達したことを確認できた
ら、例えば細胞の採取、エタノール注入などの治療、診
断行為を行う。３次元で計測していれば問題ないが、２
次元以下で撮像する場合はスライスを複数設定しマルチ
スライスの撮像を行って各画像の最大強度を比較し、最
大強度を含むスライス位置、もしくは信号強度分布から
予測した最大点を含むスライス位置を求めると、これが
ＭＲロケータ５２０を含むスライスとなり、３次元的に
位置を把握できる。

【０１４５】図５２に示すように、医療器具としてカテ
ーテル５３０を用いた時にも、前述のような先端での治
療診断のみを行うものであれば、カテーテル５３０の先
端に絶縁膜５３１上に形成されたコイル５３２を装着す
ることで、穿刺と全く同様な手段で位置検出が可能であ
る。

【０１４６】ただし、非常に柔軟なカテーテルを用いて
非接触レーザーなど前方軸方向への治療エネルギー照射
などを行うときには、単に先端位置の確認だけでは不十
分であり、カテーテル先端の方向を知らないと、治療さ
れる領域を正確に把握することができない。このように
医療器具の方向性が必要なときは、例えば図５３に示す
ように長方形のコイルを用い、この長軸方向を画像より
検出して医療器具の方向を知ることができる。長方形コ
イルをカテーテルに装着した一例を図５４に示す。この
とき画像収集までは位置検出のときの方法と同様であ
る。得られた画像の一例を図５５（ａ）〜（ｃ）に示
す。図５５（ａ）は血管部の形態画像を示す。図５５
（ｂ）はＭＲロケータ５２０により得られた画像で、長
方形コイルの磁場分布に従った形の高輝度の部分を持つ
画像が得られる。これより高輝度領域の中心からロケー
タの位置を検出し、また高輝度領域の長軸方向から方向
を得る。そして位置、角度情報、もしくは高輝度領域そ
のままを図５５（ａ）の形態画像に重畳して図５５
（ｃ）のように表示するか、もしくはカテーテル先端の
位置をロケータの位置、角度情報より得て、これを方向
と合わせて表示する。長方形を台形にすることで、高周
波磁場分布の広さの違いから前後方向を検出することも
できる。

【０１４７】長方形コイルでなくてもコイルを２つ装着
して、それぞれで独立に画像を取得してもよい。これを
カテーテルに装着した場合を図５６に示す。このときも
処理としては前述と同様でよいが、形態画像とＭＲロケ
ータ５４１，５４２により得られた画像の合わせて３つ
の画像を再構成する必要がある。このときはＭＲロケー
タ５４１，５４２のそれぞれで得られた画像よりそれぞ
れの位置を検出し、それぞれの位置関係より方向を得る
ことができる。

【０１４８】一方、レーザー照射の方向が軸方向でな
く、カテーテル軸に対して直角方向に偏向しており、周
方向に走査しながら周囲を焼灼治療する場合もあるが、
このときは周方向の回転角を知る必要がある。この場
合、図５７のような周方向に非対称の形状を持つコイル
を用いると、図５８のように周方向に非対称形の高周波
磁場分布となるので、コイルの周方向の角度を画像上で
の非対称の高周波磁場分布から求めることができる。こ
れをレーザーカテーテルに装着した場合を図５９に示
す。図６０のように円筒形の面に沿って長辺がやや太い
コイルを装着しても、同様に非対称磁場分布が得られ
る。また長方形コイル１つと、小型表面コイル１つ、も
しくは小型表面コイル３つでも、それぞれのコイルで得
られた画像から位置と軸方向、周方向の方向を得ること
ができる。

【０１４９】長方形コイルと小型表面コイルでは、例え
ば図６１のようにそれぞれを直交する位置に配置し、ま
ず長方形コイル５５１で位置と方向を得て、小型表面コ
イル５５２で長方形コイル５５１の位置に対する相対位
置を得ることで、周方向の角度を知ることができる。こ
れは長方形コイル２つでも同様である。また、小型表面
コイル３つの場合は、図６２のように１つのコイル５６
１を基準とし、これに対し軸方向にずらした位置に他の
１つのコイル５６２、周方向にずらした位置に残りの１
つのコイル５６３をそれぞれ配置する。それぞれのコイ
ル５６１〜５６３で得られた画像からそれぞれのコイル
５６１〜５６３の位置を得て、その位置関係から、カテ
ーテルの位置、軸方向、周方向の角度を算出する。

【０１５０】以上のように第５の発明によれば、ＭＲＩ
モニタリング下に被検体内に挿入される医療器具の位置
・姿勢を正確に把握しながら治療行為を行うことが可能
な治療装置を提供することができる。

【０１５１】

【発明の効果】

（１）第１の発明によれば、非常に強力な超音波を照射
して治療を行う場合においても、画像用超音波探触子を
劣化させることなく使用することが可能となる。

【０１５２】（２）第２の発明によれば、非常に小型で
ありながら高出力で、しかも良好な超音波画像を得るこ
とが可能な超音波治療装置を提供することが出来る。ま
た、非常に狭いＭＲＩガントリ内のような状況でも使用
可能なアプリケータを提供できる。

【０１５３】（３）第３の発明によれば、治療用超音波
振動子を連続駆動する事による発熱を許容範囲内に抑え
ることができ、超音波振動子やバッキング材等の超音波
振動子周りの材料の劣化による事故を防ぐことができ、
安全な治療を行うことが可能となる。また、熱による超
音波振動子の特性の変化を防ぐことができるため、エネ
ルギーロスを減少させることができ、安定した超音波強
度が得られる。

【０１５４】（４）第４の発明によれば、次のような効
果を実現することができる。治療用超音波の周波数は経
時的に変化される。この周波数の変化により、あるキャ
ビテーションは***され、またあるキャビテーションは
押しつぶされて崩壊する。したがって、予期しない部位
への副作用や熱変性領域の拡大が抑制され、かつ狙った
部位に正確に熱変性を惹起できる。これにより、安全か
つ確実な超音波加熱治療が実現される。また、キャビテ
ーションは積極的に崩壊されるため、キャビテーション
を自然的に崩壊するのを待つよりも、全治療時間として
は短縮され、患者のスループットが向上する。

【０１５５】また、治療用超音波の位相は変化される。
この位相の変化により、成長中のキャビテーションは押
しつぶされて崩壊する。したがって、予期しない部位へ
の副作用や熱変性領域の拡大が抑制され、かつ狙った部
位に正確に熱変性を惹起できる。これにより、安全かつ
確実な超音波加熱治療が実現される。また、キャビテー
ションは積極的に崩壊されるため、キャビテーションを
自然的に崩壊するのを待つよりも、全治療時間としては
短縮され、患者のスループットが向上する。

【０１５６】（５）第５の発明によれば、ＭＲＩモニタ
リング下に治療デバイスの位置・姿勢を正確に把握しな
がら治療行為を行うことが可能な治療器具を提供するこ
とができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】第１の発明に係る第１の実施の形態の構成図。

【図２】超音波探触子から検出される信号のスペクトラ
ム。

【図３】超音波探触子から検出される信号の模式図。

【図４】第１の発明に係る第２の実施の形態の構成図。

【図５】同実施の形態におけるアプリケータを焦点側か
ら見たときの図。

【図６】第１の発明に係る第３の実施の形態の構成図。

【図７】第２の発明に係る一実施の形態を示す構成図。

【図８】第２の発明におけるアプリケータの構成を示す
概略図。

【図９】第２の発明の一実施の形態に係るアプリケータ
を示す概略図。

【図１０】第２の発明に係る他の実施の形態におけるア
プリケータを示す概略図。

【図１１】第２の発明に係るアプリケータの構成図。

【図１２】第２の発明の構成を示す概略図。

【図１３】第２の発明に係る他の実施の形態の構成図。

【図１４】第２の発明に係る別の実施の形態のアプリケ
ータの構成図。

【図１５】第３の発明に係る第１の実施の形態の構成
図。

【図１６】同実施の形態における超音波振動子の模式
図。

【図１７】同実施の形態における超音波振動子冷却手段
の模式図。

【図１８】超音波振動子の誘電率の温度特性

【図１９】第３の発明に係る第２の実施の形態の構成
図。

【図２０】第３の発明に係る第３の実施の形態の構成
図。

【図２１】第３の発明に係る第４の実施の形態の構成
図。

【図２２】第３の発明に係る第５の実施の形態の構成
図。

【図２３】同実施の形態におけるアプリケータ部分の拡
大図。

【図２４】第４の発明に係る第１の実施の形態の構成を
示すブロック図。

【図２５】周波数変調された駆動信号の時間波形及び周
波数の経時的な変化を示す図。

【図２６】周波数変調された駆動信号の他の時間波形及
び周波数の経時的な変化を示す図。

【図２７】周波数変調された駆動信号のさらに他の時間
波形及び周波数の経時的な変化を示す図。

【図２８】周波数変調された駆動信号のさらに他の時間
波形及び周波数の経時的な変化を示す図。

【図２９】周波数とインピーダンスとの関係を示す図。

【図３０】振幅変調された駆動信号の時間波形及び超音
波の出力エネルギーの時間変化を示す図。

【図３１】位相変調された駆動信号の時間波形を示す
図。

【図３２】第４の発明に係る第２の実施の形態の構成を
示すブロック図。

【図３３】周波数変調された駆動信号の時間波形及び周
波数の経時的な変化を示す図。

【図３４】駆動信号の周波数の他の経時的な変化を示す
図。

【図３５】サイクルタイムＴc と、残留するキャビテー
ション量との関係を示す図。

【図３６】周波数変調期間Ｔfmと、残留するキャビテー
ション量との関係を示す図。

【図３７】周波数変調幅と、残留するキャビテーション
量との関係を示す図。

【図３８】第４の発明に係る第３の実施の形態の構成を
示すブロック図。

【図３９】治療用とキャビテーション崩壊用とで時分割
された駆動信号の時間波形、キャビテーション崩壊用駆
動信号と治療用駆動信号とが重畳された駆動信号の時間
波形及びキャビテーション崩壊用駆動信号と治療用駆動
信号とが重畳された駆動信号の他の時間波形を示す図。

【図４０】共振周波数が相違する２種類のピエゾ素子の
配置関係を示す超音波発生源の断面図。

【図４１】第４の発明に係る第４の実施の形態の構成を
示すブロック図。

【図４２】超音波照射前のマスク画像、超音波照射中の
リアルタイム画像及びマスク画像とリアルタイム画像と
の差分画像の模式図。

【図４３】差分レベルの経時的な変化に対する周波数変
調をかけるタイミング及び位相変調をかけるタイミング
を示す図。

【図４４】第５の発明に係るハンドプローブタイプの超
音波アプリケータの位置、軸方向、周方向検出用３コイ
ル型ＭＲロケータへの適応例を示す模式図。

【図４５】第５の発明に係るＭＲ画像と超音波画像との
重合表示の例を示す模式図。

【図４６】第５の発明に係るハンドプローブタイプの超
音波アプリケータの位置、軸方向、周方向検出用非対称
コイル型ＭＲロケータへの適応例を示す模式図。

【図４７】第５の発明に係る一実施の形態の構成図。

【図４８】第５の発明に係る位置検出型ＭＲロケータの
模式図。

【図４９】第５の発明に係る位置検出型ＭＲロケータを
穿刺針に装着した場合の一例を示す模式図。

【図５０】第５の発明に係るＭＲロケータ位置計測を行
う際の撮像パルスシーケンスの一例としての通常の２次
元スピンエコーシーケンスを示す図。）

【図５１】第５の発明に係る位置検出の場合の撮像され
た各画像の一例を示す図。

【図５２】第５の発明に係る位置検出型ＭＲロケータを
カテーテル先端に装着した場合の一例を示す模式図。

【図５３】第５の発明に係る位置、軸方向検出用長方形
型ＭＲロケータの模式図。

【図５４】第５の発明に係る位置、軸方向検出用長方形
型ＭＲロケータをカテーテル先端に装着した場合の一例
を示す模式図。

【図５５】第５の発明に係る位置、軸方向検出時（長方
形型利用）に撮像された各画像とその表示例を示す図。

【図５６】第５の発明に係る位置、軸方向検出用２コイ
ル利用ＭＲロケータのカテーテルへの適応例を示す図。

【図５７】第５の発明に係る位置、軸方向、周方向検出
用非対称形コイル型ＭＲロケータの形状を示す模式図。

【図５８】第５の発明に係る非対称形コイルの周方向の
磁場分布を示す模式図。

【図５９】第５の発明に係る非対称形コイルをカテーテ
ルに装着した場合を示す模式図。

【図６０】第５の発明に係る非対称形コイルを円筒形に
密着させるよう変形しカテーテルに装着した場合を示す
模式図。

【図６１】第５の発明に係る長方形コイルと小型表面コ
イルによる位置、軸方向、周方向検出用ＭＲロケータの
カテーテル先端への配置図。

【図６２】第５の発明に係る３つの小型表面コイルによ
る位置、軸方向、周方向検出型ＭＲロケータのカテーテ
ル先端への配置図。

【図６３】駆動信号の周波数の経時的な変化を示す図。

【符号の説明】

１０１…アプリケータ、 １０２…超音波振動子、 １０３…超音波探触子、 １０４…カップリング液、 １０５…弾性膜、 １０６…制御回路、 １０７…駆動回路、 １０９…超音波画像装置、 １１０…ＣＲＴディスプレイ、 １１１…検出回路、 １２１…アプリケータ、 １２２…シャッタ、 １２３…シャッタ制御部、 １２４…移動機構、 １３１…弾性膜、 ２０１…アプリケータ、 ２２２…画像用超音波探触子、 ２０２…ステージ、 ２３１〜２３３…電極、 ２０３…伝搬溶液、 ２６１…アプリケータ、 ２０４…ケース、 ２７１…駆動回路、 ２０５…弾性膜、 ２７２…超音波画像診断装置、 ２０６…支持体、 ２７３…移動手段、 ２０７…マグネット、 ２７４…伝搬溶液処理回路 ２０８…天板、 ２７５…制御回路、 ２０９…移動機構、 ２７６…ＣＲＴディスプレイ、 ２１０…クッション、 ２７７…ＭＲＩシステム、 ２２１…超音波振動子、 ３０１…アプリケータ、 ３０２…超音波振動子、 ３０３…患者、３０４…カップリング液 ３０５…水袋、 ３０６…バッキング材 ３０７…焦点、 ３０８…腫瘍、 ３０９…駆動回路群、 ３１０…位相制御回路群、 ３１１…制御回路、 ３１２…振動子温度制御回路、 ３１３…形状記憶合金部材、 ３１４…ポリイミド樹脂膜、 ３１５…スイッチ、 ３１６…パイプ、 ３１７…冷却装置、 ３１８…電気的特性制御回路、 ３１９…マッチング回路群、 ３２０…熱電対、 ３２１…シリコン系コーティング材、 ３２２…冷却気体、 ３２３…治療台、 ３２４…ＲＦコイル、 ３２５…静磁場コイル、 ３２６…勾配磁場コイル、 ３２７…テーブル移動装置、 ３２８…勾配磁場電源、 ３２９…送受信回路、 ３３０…コンソール、 ３３１…ＣＲＴディスプレイ、 ３３２…超音波入射経路、 ３３３…放射温度計、 ３３４…冷却固体、 ３４０…カップリング液循環回路、 ３４１…吸水口、 ３４２…排水口、 ４０１…アプリケータ、 ４０２…ピエゾ素子（群）、 ４０３…被検体、 ４０４…カップリング溶液、 ４０５…カップリング膜、 ４０６…治療用超音波焦点、 ４０７…患部（腫瘍）、 ４０８…超音波プローブ、 ４０９…超音波画像診断装置、 ４１０…インピーダンスマッチング回路、 ４１１…駆動回路（アンプ）、 ４１２…周波数／位相変調回路、 ４１３…システムコントローラ、 ４１４…コンソール、 ４１５…ＣＲＴディスプレイ、 ４１７…システムコントローラ、 ４１８…基本周波数信号発生回路、 ４１９…周波数変調信号発生回路、 ４２０…切り替えスイッチ、 ４３１…治療用超音波発生駆動回路、 ４３２…キャビテーション崩壊用駆動回路、 ４３３…第２のインピーダンスマッチング回路、 ４３４…キャビテーション崩壊用超音波発生源、 ５０１…静磁場磁石、 ５０２…励磁用電源、 ５０４…勾配磁場コイル、 ５０６…勾配磁場コイル駆動回路、 ５０９…送信部、 ５１０…デュプレクサ、 ５０８…高周波コイル、 ５１１…受信部、 ５０３…被検体、 ５０５…シーケンスコントローラ、 ５０７…寝台、 ５１２…データ収集部、 ５１３…電子計算機、 ５１４…コンソール、 ５１５…画像ディスプレイ、 ５１６…超音波アプリケータ、 ５１７…駆動回路群、 ５１８…位相制御回路群、 ５１９…電源（パルス発生用）、 ５２０…位置検出型ＭＲロケータ、 ５２１…絶縁膜、 ５２２…穿刺針、 ５３０…カテーテル先端、 ５３１，５３２…コイル、 ５４１，５４２…位置・軸方向検出型ＭＲロケータ、 ５５１…長方形型コイル、 ５５２…小型表面コイル、 ５６１〜５６３…小型表面コイル、 ５７１…ハンドプローブタイプ超音波アプリケータ、 ５７２…超音波振動子、 ５７３…水袋、 ５７４…被検体、 ５７５…駆動回路、 ５７６〜５７８…位置検出型ＭＲロケータ、 ５７９…超音波プローブ、 ５９１…非対称型コイル型位置・周方向・軸方向角度検
出型ＭＲロケータ。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 斉藤 史郎 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株 式会社東芝研究開発センター内 (72)発明者 鈴木 琢治 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株 式会社東芝研究開発センター内 (72)発明者 岡本 和也 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株 式会社東芝研究開発センター内 (72)発明者 石橋 義治 神奈川県川崎市幸区小向東芝町１番地 株 式会社東芝研究開発センター内

Claims (27)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】治療用超音波を被検体内の治療対象に照射
   する治療用超音波振動子と、 前記被検体内の画像を得るために画像用超音波で前記被
   検体内を走査する画像用超音波探触子と、 前記画像用超音波探触子を介して前記治療用超音波の反
   射波を受信する受信手段と、 前記受信手段による受信信号に基づいて前記治療用超音
   波の強度を制御する制御手段とを具備したことを特徴と
   する超音波治療装置。
2. 【請求項２】超音波伝搬溶液で満たされた水槽と、 前記超音波伝搬溶液の中に沈下され、治療用超音波を被
   検体内の治療対象に照射する治療用超音波振動子と、 前記治療用超音波振動子を前記水槽内で移動可能に支持
   する手段とを具備したことを特徴とする超音波治療装
   置。
3. 【請求項３】治療用超音波を被検体内の治療対象に照射
   する治療用超音波振動子と、 前記被検体内の画像を得るために画像用超音波で前記被
   検体内を走査する画像用超音波探触子を具備し、 前記治療用超音波振動子は平板状に形成され、前記画像
   用超音波探触子は圧電膜として前記治療用超音波振動子
   の前面に装着されることを特徴とする超音波治療装置。
4. 【請求項４】治療用超音波を被検体内の治療対象に照射
   する治療用超音波振動子と、 前記治療用超音波振動子の温度が所定値に達したとき、
   前記治療用超音波の照射を制御する手段とを具備するこ
   とを特徴とする超音波治療装置。
5. 【請求項５】治療用超音波を被検体内の治療対象に照射
   する治療用超音波振動子と、 前記治療用超音波振動子を冷却する冷却手段と、 前記治療用超音波振動子の温度が所定値に達したとき、
   前記冷却手段を駆動する手段とを具備することを特徴と
   する超音波治療装置。
6. 【請求項６】治療用超音波を発生する超音波発生源と、 前記超音波発生源から発生される前記治療用超音波の周
   波数が経時的に変化するように前記超音波発生源を駆動
   する駆動手段とを具備することを特徴とする超音波治療
   装置。
7. 【請求項７】前記駆動手段は、前記超音波発生源に駆動
   信号を発生する駆動信号発生手段と、前記駆動信号発生
   手段を制御する制御手段とを含むことをことを特徴とす
   る請求項６記載の超音波治療装置。
8. 【請求項８】前記駆動手段は、前記超音波発生源から発
   生される前記治療用超音波の出力レベルが略一定に維持
   されるように、前記治療用超音波の周波数に応じて駆動
   信号の振幅を変調することを特徴とする請求項６記載の
   超音波治療装置。
9. 【請求項９】前記治療用超音波の周波数は、低周波から
   高周波に向かって変化されることを特徴とする請求項６
   記載の超音波治療装置。
10. 【請求項１０】前記治療用超音波の周波数は、 500μ秒
    〜50ｍ秒の範囲内の周期で繰り返し変化されることを特
    徴とする請求項６記載の超音波治療装置。
11. 【請求項１１】前記駆動手段は、前記治療用超音波の周
    波数が特定の周波数で固定される第１の期間と、前記治
    療用超音波の周波数が経時的に変化する第２の期間とが
    交互に現れるように、前記超音波発生源を駆動すること
    を特徴とする請求項６記載の超音波治療装置。
12. 【請求項１２】前記特定の周波数は、前記超音波発生源
    に固有の共振周波数に設定されることを特徴とする請求
    項１１記載の超音波治療装置。
13. 【請求項１３】前記治療用超音波の周波数は、前記第２
    の期間内に、 500μ秒〜50ｍ秒の範囲内の周期で繰り返
    し変化されることを特徴とする請求項１１記載の超音波
    治療装置。
14. 【請求項１４】前記第２の期間は、前記第１の期間の３
    倍以上に設定されることを特徴とする請求項１１記載の
    超音波治療装置。
15. 【請求項１５】前記第２の期間は、前記第１の期間の３
    倍以上、１０倍以下に設定され、前記治療用超音波の周
    波数は、前記第２の期間で、 500μ秒〜50ｍ秒の範囲内
    の周期で繰り返し変化されることを特徴とする請求項１
    ０記載の超音波治療装置。
16. 【請求項１６】前記治療用超音波の周波数は、前記超音
    波発生源に固有の共振周波数の少なくとも２０％の範囲
    で変化されることを特徴とする請求項６記載の超音波治
    療装置。
17. 【請求項１７】被検体の断面を超音波ビームで走査し、
    得られた受信信号に基づいて超音波画像を繰り返し生成
    する手段と、 異なる時刻に生成された２フレームの超音波画像を差分
    する差分手段と、 前記差分手段の差分結果に基づいて前記治療用超音波の
    周波数を変化するタイミングを計る手段とをさらに備え
    ることを特徴とする請求項６記載の超音波治療装置。
18. 【請求項１８】治療用超音波を発生する超音波発生源
    と、 前記超音波発生源から発生される前記治療用超音波の位
    相が変調するように前記超音波発生源を駆動する駆動手
    段とを具備することを特徴とする超音波治療装置。
19. 【請求項１９】前記治療用超音波の位相は、断続的に反
    転されることを特徴とする請求項１８記載の超音波治療
    装置。
20. 【請求項２０】被検体の断面を超音波ビームで走査し、
    得られた受信信号に基づいて超音波画像を繰り返し生成
    する手段と、 異なる時刻に生成された２フレームの超音波画像を差分
    する差分手段と、 前記差分手段の差分結果に基づいて前記治療用超音波の
    位相を変調するタイミングを計る手段とをさらに備える
    ことを特徴とする請求項１８記載の超音波治療装置。
21. 【請求項２１】治療用超音波を発生する第１の超音波発
    生源と、 前記治療用超音波より高周波のキャビテーション崩壊用
    超音波を発生する第２の超音波発生源と、 前記第１の超音波発生源と前記第２の超音波発生源とを
    駆動する駆動手段とを具備することを特徴とする超音波
    治療装置。
22. 【請求項２２】前記第１の超音波発生源と前記第２の超
    音波発生源とは全体として球殻状に形成され、前記第２
    の超音波発生源は中央付近に配置され、前記第１の超音
    波発生源は前記第２の超音波発生源の周辺に配置される
    ことを特徴とする請求項２１記載の超音波治療装置。
23. 【請求項２３】前記治療用超音波は第１の圧電層から発
    生され、前記キャビテーション崩壊用超音波は前記第１
    の圧電層と、前記第１の圧電層に積層された第２の圧電
    層との同時駆動により発生されることを特徴とする請求
    項２１記載の超音波治療装置。
24. 【請求項２４】前記駆動手段は、前記第１の超音波発生
    源と前記第２の超音波発生源とを交互に駆動することを
    特徴とする請求項２１記載の超音波治療装置。
25. 【請求項２５】前記駆動手段は、前記第１の超音波発生
    源と前記第２の超音波発生源とを同時に駆動することを
    特徴とする請求項２１記載の超音波治療装置。
26. 【請求項２６】非切開で被検体内部の診断又は治療を行
    うために、磁気共鳴診断装置による画像のモニタリング
    のもとで前記被検体内部に挿入される医療器具におい
    て、 前記磁気共鳴診断装置により励起された磁化スピンから
    発生する磁気共鳴信号を受信するための高周波コイルが
    設けられることを特徴とする医療器具。
27. 【請求項２７】非切開で被検体内部の診断又は治療を行
    うために、前記被検体内部に挿入される医療器具と、 前記被検体の磁化スピンを励起し、励起された磁化スピ
    ンから発生する磁気共鳴信号を第１の高周波コイルで受
    信する手段と、 前記医療器具に設けられ、前記医療器具と共に前記被検
    体内部に挿入され、前記磁気共鳴信号を受信するための
    第２の高周波コイルと、 前記第１の高周波コイルにより受信された磁気共鳴信号
    に基づいて前記被検体内部の第１の画像を再構成し、前
    記第２の高周波コイルにより受信された磁気共鳴信号に
    基づいて前記被検体内部の第２の画像を再構成する手段
    と、 前記第１の画像と前記第２の画像を表示する手段とを具
    備することを特徴とする医療システム。