JP2004147719A

JP2004147719A - Ultrasonic irradiation equipment

Info

Publication number: JP2004147719A
Application number: JP2002313673A
Authority: JP
Inventors: Yoshiharu Ishibashi; 義治石橋
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2002-10-29
Filing date: 2002-10-29
Publication date: 2004-05-27

Abstract

【課題】強力超音波の照射において、超音波のサイドローブを低減することによって超音波照射の信頼性を向上する。
【解決手段】超音波発生部２１の変換素子から所定の変換素子を変換素子選択部１２によって選択して共通接続し、アニュラアレイ型変換素子群を形成する。この変換素子群の各々を変換素子駆動部１３によって駆動して、被検体１の複数の位置に集束超音波を照射する際、照射される距離に基づいて前記変換素子群の口径および配列間隔を設定する。
【選択図】図１An object of the present invention is to improve the reliability of ultrasonic irradiation by reducing the side lobe of ultrasonic waves in the irradiation of strong ultrasonic waves.
A conversion element selection section selects a predetermined conversion element from conversion elements of an ultrasonic wave generation section and connects them in common to form an annular array type conversion element group. When each of the conversion element groups is driven by the conversion element driving unit 13 to irradiate a plurality of positions of the subject 1 with the focused ultrasonic waves, the aperture and the arrangement interval of the conversion element groups are determined based on the irradiation distance. Set.
[Selection diagram] Fig. 1

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体に向けて超音波を照射する超音波照射装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、最小侵襲治療と呼ばれる治療法が注目を集めており、悪性腫瘍治療の分野においても最小侵襲治療への積極的な試みが行なわれている。特に悪性腫瘍の場合、その治療の多くを外科的手術に頼っているが、従来の外科的手術による治療、即ち広範囲の組織切除を行なう場合には、その臓器がもつ本来の機能や外見上の形態を大きく損なう場合が多く、たとえ生命を長らえたとしても患者に対して多大な負担を与えることになる。このような従来の外科的治療に対してＱＯＬ（ｑｕａｌｉｔｙ−ｏｆ−ｌｉｆｅ）を考慮した最小侵襲治療装置の開発が強く望まれており、その１つの方法として、腫瘍組織に対して強力な超音波を集束させることによって加熱し、熱変性壊死させる超音波治療法の研究が進められている。
【０００３】
このような超音波治療法においては、直径が５ｍｍ〜１０ｍｍの腫瘍領域全体を一様なエネルギーで加温することが要求されるが、従来のような超音波集束技術によれば、治療に十分な超音波エネルギーを確保するために大型の強力超音波発生部を用いるため、発生する強力超音波は直径１ｍｍ〜３ｍｍの集束領域ΔＷに集中して照射される。
【０００４】
即ち、腫瘍の大きさに比較して強力超音波の焦点は小さいために、腫瘍領域全体を強力超音波ビームで走査しながら一様に加温する方法が採られている。例えば、強力超音波の発生部を、４〜２４個のアニュラアレイ型の電気音響変換素子（以下では変換素子と呼ぶ）で構成し、これらの変換素子を駆動する駆動信号に適当な遅延位相を与えることによって、強力超音波を所定の深さの照射部位に集束させて照射する方法がある。また、このアニュラアレイ型変換素子を更に細分割し、分割された夫々の変換素子に与える駆動信号の遅延位相を制御することによってその集束領域の位置や幅を制御する、いわゆるフェーズドアレイ技術を適用した方法がある（例えば、特許文献１参照。）。
【０００５】
また、アニュラアレイ型の変換素子を用いて、焦点距離の移動のみをフェーズドアレイ技術によって行う場合には、深さ方向以外の方向への焦点の移動は強力超音波の発生部を機械的に移動させる方法がとられている（例えば、特許文献２参照。）。
【０００６】
一方、フェーズドアレイの技術を用いた超音波診断装置の分野においては、送信あるいは受信の集束領域の大きさを焦点距離に依らずに一様にするために、焦点距離の大きさに伴って超音波送受信面の大きさを変更する、いわゆる可変口径法が用いられている（例えば、特許文献３参照。）。
【０００７】
【特許文献１】
特開平６−７８９３０号公報（第３−４頁、第１−３図）
【０００８】
【特許文献２】
特開平１１−２２６０４６号公報（第３−４頁、第１−４図）
【０００９】
【特許文献３】
特開昭６３−２４６１４３号公報（第３−４頁、第２−６図）
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
特許文献１に示された強力超音波の照射方法に特許文献３の可変口径法を適用し、焦点距離に依らずに強力超音波の集束領域幅ΔＷを一様にすることができる。
【００１１】
しかしながら、特許文献３の方法によれば、浅部領域に強力超音波を集束させる場合、配列パターン（リング数やリング間隔あるいはリング幅など）が予め定められているアニュラアレイ型の変換素子のうち、外側の変換素子に対する駆動信号の供給を停止することによって、変換素子の実効口径（以下では実効幅と呼ぶ）を低減する方法がとられてきた。従って、強力超音波の照射に用いられる内側の変換素子の配列パターンについては変更することが不可能であった。
【００１２】
ところで、強力超音波の焦点距離が小さくなるほど、照射される強力超音波の波面の曲率半径も小さくなるため、変換素子の幅が十分小さくない場合には、素子幅による量子化誤差、即ち、変換素子から放射される強力超音波の波面に位相誤差が発生し、サイドローブが増大する。そして、このサイドローブによって集束領域の拡大、あるいは集束領域以外の領域への強力超音波の照射が発生し、治療に対する信頼性は著しく低下する。
【００１３】
本発明はこのような問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、強力超音波を用いて生体内の腫瘍を焼灼する際に、サイドローブの少ない強力超音波の照射が可能な超音波照射装置を提供することにある。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の超音波照射装置は、配列された複数の電気音響変換素子から所定の電気音響変換素子を選択する変換素子選択手段と、この変換素子選択手段によって選択される前記複数の変換素子に対して駆動信号を供給して、超音波を照射するための変換素子駆動手段と、この変換素子駆動手段によって照射される超音波の照射位置を設定する照射位置設定手段と、この照射位置設定手段によって設定される超音波の照射位置に応じて駆動される電気音響変換素子の配列パターンを変化するように、前記変換素子選択手段に対して、電気音響変換素子群の選択を指示する変換素子選択制御手段とを備えることを特徴としている。
【００１５】
また、請求項２に係る本発明の超音波照射装置は、配列された複数の電気音響変換素子から所定の電気音響変換素子を選択する変換素子選択手段と、この変換素子選択手段によって選択される前記複数の変換素子に対して駆動信号を供給して、超音波を照射するための変換素子駆動手段と、この変換素子駆動手段によって照射される超音波の照射位置を設定する照射位置設定手段と、この照射位置設定手段によって設定される超音波の照射位置に応じて駆動される電気音響変換素子の配列パターンを変化するように、前記変換素子選択手段に対して、電気音響変換素子群の選択を指示する変換素子選択制御手段と、前記照射位置を含む断面の超音波画像データを生成する超音波画像生成手段と、前記超音波画像データを表示する表示手段とを備えることを特徴としている。
【００１６】
従って、本発明によれば、超音波波面の位相誤差の低減が可能な前記変換素子群の配列パターンの再設定が容易に可能となり、サイドローブが少なく信頼性の高い超音波照射装置を提供できる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態につき図１〜図１３を用いて説明する。
【００１８】
この実施の形態で述べる超音波照射装置は、腫瘍を強力な超音波によって加熱、焼灼して治療したり、遺伝子導入効率を高めるための超音波照射併用法を実現することを目的として構成されるものであり、その特徴は、被検体に近接して配置されるアプリケータの内部に、２次元的に配列した複数の変換素子を有し、この変換素子の中から複数の変換素子群を選択して駆動し、更に、強力超音波の焦点距離の設定変更に伴って、変換素子群の選択方法を変更することにある。
【００１９】
（装置の構成）
図１〜図２を用いて本発明の実施の形態における超音波照射装置１００の構成を説明する。図１は、本実施の形態における超音波照射装置１００の概略構成を示すブロック図であり、図２は、この超音波照射装置１００の構成要素の１つである超音波発生部２１の構成を示す。なお、以下では、腫瘍の焼灼に本発明の超音波照射装置を適用した場合の実施の形態について述べるが、遺伝子導入を目的とした場合においても同様の装置構成及び手順によって超音波照射を行うことが可能である。
【００２０】
この超音波照射装置１００は、被検体１の腫瘍２に強力超音波を照射するとともに、この照射領域のモニタリングを目的とした超音波画像データを収集するアプリケータ１１と、このアプリケータ１１の内部に、図２に示すような２次元に配列された変換素子４５の中から所定の変換素子を選択して共通接続し、Ｎ個の変換素子群を形成する変換素子選択部１２と、このＮ個の変換素子群に対して駆動信号を供給する変換素子駆動部１３と、前記Ｎ個の変換素子群から照射される強力超音波によって焼灼される腫瘍２を含む断面を画像化する超音波イメージング装置１４と、この超音波イメージング装置と接続され、アプリケータ１１に回転自在に設けられているイメージング用超音波プローブ２２を回転移動し超音波画像断面を設定するプローブ回転機構部２０を備えている。
【００２１】
更に、超音波照射装置１００は超音波イメージング装置１４によって生成される画像データを表示する表示部１６と、患者ＩＤや焼灼条件、更には腫瘍２の形状や大きさなどの情報を入力する操作部１７と、前記の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部１９を備えている。
【００２２】
アプリケータ１１は、被検体１の腫瘍２に対して強力超音波を照射する超音波発生部２１と、腫瘍２の超音波画像を撮影するためのイメージング用超音波プローブ２２を備え、このイメージング用超音波プローブ２２は超音波発生部２１のほぼ中央部に開口した孔部２５に挿入されている。そして、超音波発生部２１およびイメージング用超音波プローブ２２の先端部は、例えば脱気水からなるカップリング液２３によって充満されたアプリケータ１１の上部に取り付けられている。
【００２３】
また、アプリケータ１１の被検体１との接触部は、被検体１やカップリング液２３とほぼ等しい音響インピーダンスと可撓性を有した高分子材料を用いたカップリング膜２４で構成されている。即ち、超音波発生部２１から照射される強力超音波や、イメージング用超音波プローブ２２によって送受信されるイメージング用超音波は、被検体１とほぼ等しい音響特性を有するカップリング膜２４やカップリング液２３を介して被検体１に対して送受信される。
【００２４】
超音波発生部２１は、図２（ａ）に示すように２次元にＮＸ個配列された変換素子４１を備えており、同一平面上においてＸ方向にＰｘ素子、またＹ方向にＰｙ素子が夫々間隔ｄｘ、ｄｙで配列されている。図２（ｂ）は図２（ａ）のＡ−Ａ断面における超音波発生部２１の断面図を示す。即ち、圧電セラミックスなどを用いた変換素子４１の第１の面（上面）および第２の面（下面）には駆動信号を供給するための電極４２ａ、４２ｂがそれぞれ装着され、電極４２ａは支持台４３に固定されている。また他の電極４２ｂには強力超音波の照射を効率良く行うための音響マッチング層４４が設けられ、更にその表面は保護膜４５によって覆われている。
【００２５】
ＮＸ個の変換素子４１にそれぞれに装着された電極４２ａは、駆動信号供給のためのＮＸチャンネルからなる信号線４６によって後述する変換素子選択回路１５と接続され、一方、電極４２ｂは共通接続されて超音波照射装置１００の接地端子に接続される。
【００２６】
イメージング用超音波プローブ２２は、腫瘍２に対する強力超音波の正確な照射と、この照射による焼灼効果を超音波画像によってモニタリングするために備えられている。このイメージング用超音波プローブ２２は、超音波発生部２１による超音波照射の妨げにならないように、小さな超音波送受信面で広範囲の画像化が可能なセクタ走査用超音波プローブが好適である。
【００２７】
本実施の形態では、電子的に超音波ビームの送受信方向を制御して扇状の画像領域を得る、セクタ電子走査型超音波プローブをイメージング用超音波プローブ２２として用いる。アプリケータ１１のカップリング液２３の中に配置されるイメージング用超音波プローブ２２の先端部は、例えば、１次元にＭ個配列されたイメージング用変換素子を有し、この図示しないイメージング用変換素子は送信時には電気パルスを超音波パルスに変換して被検体１に送信し、また受信時には被検体１からの超音波信号を電気信号に変換する機能を有している。なお、このイメージング用超音波プローブ２２の先端部の基本構成は、図２（ｂ）とほぼ同様であるため、詳細な説明は省略する。
【００２８】
変換素子選択部１２は、前記変換素子４１の中から所定の変換素子４１を選択して共通接続し、Ｎ個の変換素子群を形成する変換素子選択回路１５と、この変換素子選択回路１５のスイッチング機能を制御する選択制御回路１８とを備えている。
【００２９】
変換素子選択回路１５は、例えば、図３に示すようにＮチャンネルの切り換え機能を１単位とする、ＮＸ個の電子スイッチ７０−１乃至７０−ＮＸを備え、これらの電子スイッチ７０−１乃至７０−ＮＸの夫々の第１の端子は変換素子４１−１乃至４１−ＮＸに接続される。一方、電子スイッチ７０−１乃至７０−ＮＸの夫々Ｎ個からなる第２の端子は変換素子駆動部１３のＮチャンネルからなる出力端子に接続される。即ち、変換素子駆動部１３から出力されるＮ種類の遅延位相を有した変換素子駆動信号は、変換素子選択回路１５の電子スイッチ７０−１乃至７０−ＮＸによって選択される変換素子４１に供給され、選択された変換素子４１を駆動して強力超音波を照射する。
【００３０】
選択制御回路１８は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、システム制御部１９から送られる変換素子選択情報に基づいて、前記変換素子４１−１乃至４１−ＮＸの中から所定の変換素子４１を選択してＮ個の変換素子群を形成するために、前記変換素子選択回路１５の電子スイッチ７０−１乃至７０ＮＸに制御信号を供給する。
【００３１】
例えば、アニュラアレイ型の変換素子群を形成する場合には、選択制御回路１８は、システム制御部１９から供給されるリング数や各リングの配列パターンなどのアニュラアレイ情報に基づいて、電子スイッチ７０−１乃至７０−ＮＸを制御し、アニュラアレイ型変換素子群を形成する。即ち、ＮＸ個の変換素子４１−１乃至４１−ＮＸのほぼ中心部には、１つの円盤状変換素子群が形成され、更に、Ｎ−１個のリング状変換素子群が、前記円盤状変換素子群に対して同心円状に形成される。
【００３２】
図４はＮ＝３の場合におけるアニュラアレイ型変換素子群を示したものであり、中心部には円盤状に選択された変換素子群５１−ａ−１が形成され、その外側にはリング状に選択された変換素子群５１−ａ−２および５１−ａ−３が形成される。但し、２次元に配列されたＮＸ個の変換素子４１−１乃至４１−ＮＸからアニュラアレイ型変換素子群を選択する場合、図４に示すようにモザイク状の変換素子群となる。
【００３３】
変換素子駆動部１３は超音波発生部２１より強力超音波を照射するために変換素子４１に駆動信号を供給する駆動部であり、変換素子４１の共振周波数に対応した周波数の連続波を発生するＣＷ発生器３３と、この連続波に所定の遅延位相を与える遅延回路３４と、前記連続波を増幅するＲＦアンプ３５と、ＲＦアンプ３５の出力信号を変換素子４１に効率良く供給するためにインピーダンスマッチングを行なうマッチング回路３６と、前記ＣＷ発生器３３の出力を制御するＣＷ発生制御回路３２を備えている。但し、変換素子選択回路１５によって形成される変換素子群５１がＮ個の場合には、遅延回路３４やＲＦアンプ３５、更には、マッチング回路３６はＮチャンネル分備えられ、遅延回路３４では所定の焦点距離の部位への強力超音波の照射に際して、Ｎ種類の遅延位相が設定される。
【００３４】
遅延回路３４は、超音波発生部２１の変換素子４１が照射する強力超音波を腫瘍領域の焼灼位置に集束させるために、変換素子４１の駆動信号に所定の遅延位相を設定する。尚、前記遅延位相は変換素子群５１の配列パターンや焦点距離によって一義的に決定される。
【００３５】
図５は、図４に示したＮ＝３のアニュラアレイ型変換素子群５１−ａ−１乃至５１−ａ−３において、夫々の変換素子群５１の駆動信号に与えられる相対遅延位相の大きさを示す。図５に示すように、最外周の変換素子群５１−ａ−３の駆動信号に対して、中心部の変換素子群５１−ａ−１の駆動信号ほど大きな相対遅延位相が設定され、この傾向は焦点距離（Ｆｏ）が小さくなるほど顕著となる。
【００３６】
次に、超音波イメージング装置１４の構成につき図６を用いて説明する。
【００３７】
超音波イメージング装置１４は、被検体１に対して超音波を放射するためにイメージング用超音波プローブ２２に駆動信号を供給する超音波送信部６１と、被検体１からの受信超音波をイメージング用超音波プローブ２２を介して受信する超音波受信部６２と、この受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成部６３と、この画像データを保存する画像データ記憶部６４を備えている。
【００３８】
超音波送信部６１はレート信号発生器６６と、送信遅延回路６７と、パルサ６８を備えている。レートパルス発生器６６は、被検体１に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを発生して送信遅延回路６７に供給する。送信遅延回路６７は、Ｍチャンネルの独立な遅延回路から構成され、所定の深さに超音波を集束するための遅延時間と、所定の方向に超音波を偏向するための遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをパルサ６８に供給する。パルサ６８は、Ｍチャンネルの独立な駆動回路を有しており、イメージング用超音波プローブ２２に内蔵されたＭ個のイメージング用変換素子を駆動し、被検体１に超音波を送信するための駆動パルスを生成する。
【００３９】
超音波受信部６２はプリアンプ６９と、受信遅延回路７０と、加算器７１とを備えている。プリアンプ６９は、Ｍ個のイメージング用変換素子によって電気信号に変換された微小信号を増幅し、十分なＳ／Ｎを確保する。受信遅延回路７０は、所定の深さからの超音波を集束するための集束用遅延時間と、超音波ビームの受信指向性を制御して被検体１を走査するための偏向用遅延時間をＭチャンネルのプリアンプ６９の出力に与えた後、加算器７１に送り、加算器７１はＭチャンネルの受信信号を加算して１つに纏める。
【００４０】
画像データ生成部６３は、対数変換器７２と、包絡線検波器７３と、Ａ／Ｄ変換器７４とを備えている。対数変換器７２は、画像データ生成部６３の入力信号はの振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する働きをしている。一般に被検体１からの受信信号は８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを２３ｄＢ程度のダイナミックレンジをもつ通常のテレビモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。包絡線検波器７３は対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行い、超音波周波数成分を除去して振幅のみを検出する。Ａ／Ｄ変換器７４はこの包絡線検波器７３の出力信号をＡ／Ｄ変換し超音波画像データを生成する。
【００４１】
画像データ記憶部６４は、画像データ生成部６３において生成された超音波の画像データを一旦保存する記憶回路であり、超音波の送受信方向を変更しながら得られるデータは順次記憶され、２次元の画像データを構成する。
【００４２】
次に、図１におけるプローブ回転機構部２０は超音波イメージング装置１４によって表示される超音波画像中に、超音波発生部２１によって焼灼される腫瘍部分が常に表示されるようにイメージング用超音波プローブ２２を鉛直方向のプローブ軸を回転軸として回転あるいは回動する。
【００４３】
表示部１６は、図示しない表示回路とＣＲＴモニタを備えており、イメージング用超音波プローブ２２および超音波イメージング装置１４によって得られる超音波画像が表示される。即ち、システム制御部１９は、超音波イメージング装置１４の画像データ記憶部６４に保存されている超音波画像データを読み出し、表示部１６においてＤ／Ａ変換した後、テレビフォーマットに変換してＣＲＴモニタに表示する。更に、この超音波画像上には超音波発生部２１による焼灼位置や強力超音波のビーム幅などを重畳して表示することも可能である。また、このＣＲＴモニタには、操作者が操作部１７のマウスあるいはキーボードなどを用いて入力する腫瘍２の中心位置や輪郭線、更には、この輪郭線を回転楕円近似等により変換した図などが表示される。
【００４４】
操作部１７は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備え、操作者が患者情報、腫瘍２の位置およびサイズなどの腫瘍情報、同一部位における焼灼時間などの焼灼情報、更には種々のコマンド信号を入力するために用いられる。
【００４５】
システム制御部１９は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、操作部１７からのコマンド信号に従って各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。特に、内部のＣＰＵには、操作部１７を介して送られる操作者の入力コマンドや入力情報が保存される。
【００４６】
また、このシステム制御部１９は、操作部１７から入力される腫瘍２の位置や大きさの情報を読み取り、その外形を回転楕円近似法等により求め、表示部１６のＣＲＴモニタ上に表示する。次いで、腫瘍２の焼灼しようとする位置に集点が設定される様に変換素子駆動部１３の遅延回路３４に制御信号を送り、その遅延位相を設定する。更に、この焦点の大きさ（集束領域）が、焦点距離に依らずにほぼ一様となるように変換素子選択部１２の選択制御回路１８を制御し、変換素子選択回路１５において選択される変換素子群５１−１乃至５１−Ｎを設定する。
【００４７】
尚、変換素子群５１−１乃至５１−Ｎの選択に関する情報や、変換素子群５１−１乃至５１−Ｎの駆動信号に与えられる遅延位相に関する情報は、システム制御部１９の記憶回路に備えられたルックアップテーブルにおいて、焦点距離別に予め保存されている。
【００４８】
（照射の手順）
次に、本実施の形態における超音波照射の手順を図１〜図１３を用いて説明する。但し、図７はこの照射手順のフローチャートを示す。尚、以下の実施の形態の説明における変換素子群は５チャンネル（Ｎ＝５）のアニュラアレイ型変換素子群５１の場合について述べる。
【００４９】
操作者は、まず操作部１７より強力超音波の照射強度や集束領域の幅（ΔＷ）、あるいは、１つの焼灼位置における焼灼時間などの焼灼条件を設定し、これらの情報をシステム制御部１９の記憶回路に保存する（ステップＳ１）。次いで、操作者は、腫瘍２の観察に最適な位置にアプリケータ１１を設定する。但し、実際には超音波イメージング装置１４を予め動作状態にしておき、イメージング用超音波プローブ２２によって得られる超音波画像を観測しながらアプリケータ１１の最適な位置を設定する方法が好適である。
【００５０】
超音波イメージング装置１４による画像生成手順につき図６を用いて説明する。被検体１への超音波送信に際して、超音波送信部６１のレートパルス発生器６６はシステム制御部１９からの制御信号に従い、被検体１に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路６７に供給する。
【００５１】
送信遅延回路６７は送信超音波を所定の深さに集束するための遅延時間と、所定の方向（φ１）に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ６８に供給する。パルサ６８はイメージング用超音波プローブ２２に内蔵されているイメージング用変換素子を駆動し、被検体１に超音波パルスを放射する。
【００５２】
被検体１に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体１の臓器間の境界面あるいは組織にて反射し、この超音波は送信時と同じイメージング用変換素子によって受信されて電気信号に変換される。この受信信号はプリアンプ６９にて増幅され、受信遅延回路７０に送られる。受信遅延回路７０は、所定の深さからの超音波を集束して受信するための遅延時間と、所定の方向（φ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間を受信信号に与えた後、加算器７１へ送る。加算器７１はプリアンプ６９、受信遅延回路７０を介して入力される複数の受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、画像データ生成部６３へ供給する。
【００５３】
加算器７１の出力は画像データ生成部６３において、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされた後、画像データ記憶部６４に一旦保存される。
【００５４】
次に、超音波の送受信方向をΔφずつ順次更新させながらφ１の場合と同様な手順で超音波の送受信を行なう。即ち、システム制御部１９は、送信遅延回路６７および受信遅延回路７０の遅延時間を前記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、画像データを収集する。
【００５５】
次いで、システム制御部１９は、前記手順によって得られる画像データを画像データ記憶部６４に順次保存し、所定の範囲の走査が終了した時点で１枚分の画像データを表示部１６において表示する。
【００５６】
操作者は、表示部１６のＣＲＴモニタ上に表示される被検体１の超音波画像を観察し、治療の対象である腫瘍２がイメージング用超音波プローブ２２の中心軸上に位置するようにアプリケータ１１の位置を調節する（ステップＳ２）。
【００５７】
図８（ａ）は、表示部１６のＣＲＴモニタ上に表示される超音波画像を、また図８（ｂ）は、前記超音波画像の説明図を示す。この場合、イメージング用超音波プローブ２２のイメージング用変換素子は、例えば図２（ａ）にて示したＸ方向に１次元配列され、従って超音波画像は図８に示すようにＸ−Ｚ平面において得られる。また、図８では、後述する方法によって変換素子群５１の実効幅Ｄが決定した時点で、この実効幅Ｄの両端部Ｘ１およびＸ２から焦点に向かって描かれる２本の線分によって強力超音波のビーム幅が示される。
【００５８】
操作者は、この最初の超音波画像に表示されている腫瘍２に対し、操作部１７のマウスを用いて腫瘍像の輪郭を描く。システム制御部１９のＣＰＵは操作部１７より入力された腫瘍輪郭情報に基づいて、例えば回転楕円近似を行い、回転楕円体で近似した腫瘍２の中心位置ｇ０（０，０，Ｚ０）や大きさ等の情報をシステム制御部１９の記憶回路に保存する（ステップＳ３）。
【００５９】
次に、システム制御部１９は、回転楕円体の情報に基づいて腫瘍２を均一に焼灼するために、超音波発生部２１から照射される強力超音波の焦点の３次元的な移動範囲とその移動軌跡を設定する（ステップＳ４）。
【００６０】
以上のような手順により、超音波発生部２１による腫瘍２の照射計画、即ち強力超音波の焦点の移動範囲と移動軌跡を設定したならば、操作者は操作部１７より治療開始コマンドを入力する。このコマンド入力を読み取ったシステム制御部１９は、照射計画にて設定した最初の焼灼位置ｇ１（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）に所定の集束領域幅ΔＷを有した強力超音波を照射するために、腫瘍２の中心位置ｇ０から最初の焼灼位置ｇ１への座標の変化量ΔＸ１＝Ｘ１，ΔＹ１＝Ｙ１を算出し、更に、深さＺ１において所望の集束領域幅ΔＷを得るためのアニュラアレイ変換素子群５１の実効幅Ｄと変換素子群数をＮとした場合の各変換素子群のサイズ（幅や間隔）を算出する。
【００６１】
次いで、システム制御部１９は、上記の座標変化量ΔＸ１およびΔＹや、実効幅Ｄ等の算出結果を変換素子選択部１２の選択制御回路１８に送り、選択制御回路１８は、これらの情報に基づいてアニュラアレイ型変換素子群５１として選択する変換素子４１のアドレス情報を変換素子選択部１２の変換素子選択回路１５に送る。
【００６２】
前記変換素子選択回路１５は選択制御回路１８からの制御信号に基づいて、超音波発生部２１の変換素子４１−１乃至４１−ＮＸから所定の変換素子４１を選択しアニュラアレイ型変換素子群５１を形成する（ステップＳ５）。
【００６３】
（焼灼位置の変更に伴う変換素子群の設定）
図９はＮ＝３のアニュラアレイ型変換素子群５１−ａ−１乃至５１−ａ−３による焦点が、腫瘍２の中心位置ｇ０（０，０，Ｚ０）から最初の焼灼位置ｇ１（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）に変更された場合に、変換素子選択回路１５によって新たに選択されて形成される変換素子群５１−ａ−１’乃至５１−ａ−３’を示したものである。即ち、図９（ａ）は、腫瘍２の中心位置ｇ０（０，０，Ｚ０）、また図９（ｂ）は、最初の焼灼位置ｇ１（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）に焦点が設定される場合に、変換素子選択回路１５によって選択される変換素子群５１を示しており、図９（ｂ）の変換素子群５１の中心Ｇ１（Ｘ１，Ｘ２）は、図９（ａ）の変換素子群５１−ａ−１乃至５１−ａ−３の中心Ｇ０（０，０）に対して、Ｘ方向にΔＸ，Ｙ方向にΔＹシフトして選択され、この位置を中心として所定の有効幅Ｄを有する３チャンネルのアニュラアレイ型変換素子群５１−ａ−１’乃至５１−ａ−３’が形成される。尚、図９における座標Ｇ０およびＧ１は、座標ｇ０およびｇ１に対応した変換素子配列面上での座標を示す。
【００６４】
次に、システム制御部１９は、上記の算出から得られる実効幅Ｄや最初の焼灼位置ｇ１の深さＺ１の情報に基づいて、変換素子群５１−ａ−１’乃至５１−ａ−３’の駆動信号に与えられるＮ（Ｎ＝３）種類の遅延位相情報をルックアップテーブルから求め、この遅延位相情報を変換素子駆動部１３の遅延回路３４に供給して、駆動信号の遅延位相を設定する。（ステップＳ６）。
【００６５】
更に、システム制御部１９は前記焼灼位置ｇ１（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１）の情報に基づいた回転制御信号をプローブ回転機構部２０に供給する。プローブ回転機構部２０は、この回転制御信号に従って焼灼位置ｇ１がイメージング用超音波プローブ２２によって得られる超音波画像上で表示されるように、イメージング用プローブ２２を所定角度だけ回転する（ステップＳ７）。
【００６６】
以上述べた手順により変換素子群５１の設定や、これらの変換素子群５１の駆動信号に与えられる遅延位相の設定、更には、イメージング面の設定が終了したならば、システム制御部１９は設定完了信号を表示部１６のＣＲＴモニタ、あるいは操作部１７の操作パネルにおいて表示する。
【００６７】
操作者は、表示部１６あるいは操作部１７において設定完了信号を認識したならば、操作部１７より照射実行コマンドを入力し（ステップＳ８）、システム制御部１９はこの照射実行コマンド信号を読み出して変換素子駆動部１３のＣＷ発生制御回路３２に供給する。次いで、ＣＷ発生制御回路３２は前記照射実効コマンド信号を受けて、ＣＷ発生器３３に対して変換素子駆動信号を発生させるための指示信号を送る。
【００６８】
ＣＷ発生制御回路３２の指示信号に従ってＣＷ発生器３３から発生した駆動信号は遅延回路３４において、システム制御部１９からの制御信号に基づいて所定の遅延位相が与えられ、ＲＦアンプ３５とマッチング回路３６を介して変換素子選択部１２の変換素子選択回路１５に供給される。
【００６９】
そして、前記変換素子選択回路１５に送られた駆動信号は、既に変換素子選択部１２の選択制御回路１８の制御信号に基づき、この変換素子選択回路１５よって選択されているアニュラアレイ型の変換素子群５１−１乃至５１−Ｎに供給され、被検体１の最初の焼灼位置ｇ１に強力超音波が照射される（ステップＳ９）。
【００７０】
このアニュラアレイ型の変換素子群５１−１乃至５１−Ｎによって腫瘍組織が焼灼される状況は、既に述べた手順と同様にして、イメージング用超音波プローブ２２、および超音波イメージング装置１４によって超音波画像データとして収集され、システム制御部１９はこのとき得られる画像データを表示部１６において表示する。
【００７１】
本実施の形態では、イメージング用超音波プローブ２２を回転制御することによって、各焼灼位置の状況は超音波画像データとして収集されるため、強力超音波の焼灼によって生ずる腫瘍組織の変性の状態は表示部１６において常時、リアルタイムに観測することが可能となる（ステップＳ１０）。
【００７２】
（実効幅Ｄの設定方法）
次に、変換素子群５１の実効幅Ｄと集束領域幅ΔＷにつき図１０および図１１を用いて説明する。図１０（ａ）は、実効幅Ｄおよび焦点距離Ｌと集束領域幅（ビーム幅）ΔＷの関係を簡易作図法によって示したものであり、図１０（ｂ）は、焦点距離Ｌにおける強力超音波の音圧分布を示す。図１０（ｂ）において、音圧分布の半値幅で定義される集束領域幅ΔＷは次式（１）で示される。
【００７３】
ΔＷ≒ＫＬλ／Ｄ・・・（１）
但し、λは強力超音波の波長、Ｋは比例定数である。
【００７４】
式（１）から明らかなように、集束領域幅ΔＷを焦点距離Ｌに依存せずに一様にする、いわゆる可変口径法を行うには、図１０（ｃ）のように、焦点距離Ｌに比例して実効幅Ｄを変更させる必要がある。図１１は集束領域幅ΔＷを得る場合の従来法（例えば既に示した特許文献２）を模式的に示したものであり、Ｌ１／Ｄ１＝Ｌ２／Ｄ２であれば同じ集束領域幅ΔＷが得られる。
【００７５】
以上述べた手順により、最初の焼灼位置ｇ１（Ｘ１，Ｙ１，Ｚ１＝Ｌ１）への強力超音波の照射が予め設定された時間行われたならば、システム制御部１９は焼灼完了の信号を表示部１６あるいは操作部１７において表示する。操作者はこの信号を認識したならば、操作部１７より照射停止コマンドを入力し、システム制御部１９はこの照射停止コマンド信号読み出し、変換素子駆動部１３のＣＷ発生制御回路３２に供給してＣＷ発生器３３からの駆動信号の発生を一旦停止する。
【００７６】
次に、システム制御部１９は、照射計画に従って第２の焼灼位置ｇ２（Ｘ２，Ｙ２，Ｚ２＝Ｌ２）、更には第３以降の焼灼位置に対しても同様の手順によって強力超音波の照射を行ない、最後の焼灼位置への照射が終了したならば、腫瘍２に対する焼灼を終了する（ステップＳ１１）。
【００７７】
次に図１２および図１３を用い、本実施の形態の効果を従来法と比較して述べる。図１２は５つのリング数（Ｎ＝５）で構成される変換素子群５１の実効幅Ｄ１を、図１１のように実効幅Ｄ２に減少させる場合の変換素子群５１の配列パターンを示したものであり、図１２（ａ−１）および図１２（ｂ−１）は従来のアニュラアレイ変換素子５１−ｂによる可変口径法、また図１２（ａ−２）および図１２（ｂ−２）は本実施の形態における可変口径法を示す。
【００７８】
従来の可変口径法では、実効幅Ｄ１の変換素子５１−ｂ−１乃至５１−ｂ−５からなるアニュラアレイ変換素子（図１２（ａ−１））の実効幅Ｄ１をＤ２に減少させるために、図１２（ｂ−１）に示すように、例えば中心部の３個の変換素子５１−ｂ−１乃至５１−ｂ−３を選択して用いる方法がとられてきた。
【００７９】
これに対して、本実施の形態では、２次元に配列された微小な変換素子４１−１乃至４１−ＮＸの中から所定の変換素子４１を選択して共通接続することにより、アニュラアレイ型の変換素子群５１−ｃを形成している。このため、例えば図１２（ａ−２）に示すように、変換素子４１−１乃至４１−ＮＸの中から５個の変換素子群５１−ｃ−１乃至５１−ｃ−５を選択して形成したアニュラアレイ型の変換素子群５１−ｃの実効幅Ｄ１をＤ２に変更する場合には、図１２（ｂ−２）に示すように、変換素子４１−１乃至４１−ＮＸの選択方法を更新し、例えば５つの変換素子群５１−ｃ−１’乃至５１−ｃ−５’を形成することが可能となる。
【００８０】
なお、図１２（ａ−２）および図１２（ｂ−２）における変換素子群５１−ｃ−１乃至５１−ｃ−５、および５１−ｃ−１’乃至５１−ｃ−５’は、図４あるいは図９に示したようなモザイク状になるが、ここでは便宜上滑らかな輪郭線によって示しており、このモザイク状の変換素子群５１−ｃの影響は変換素子４１の素子数ＮＸが大きければ無視することができる。
【００８１】
図１３は、図１２に示した実効幅Ｄ２の場合において、従来のアニュラアレイ変換素子５１−ｂ（図１２（ｂ−１））と、本実施の形態のアニュラアレイ型変換素子群５１−ｃ（図１２（ｂ−２））による照射波面の位相誤差と、焦点距離Ｌ２における音圧分布を比較したものであり、図１３（ａ−１）および図１３（ｂ−１）は従来のアニュラアレイ変換素子５１−ｂ、および本実施の形態におけるアニュラアレイ型変換素子群５１−ｃと理想的な遅延位相量を示す。また、図１３（ａ−２）および図１３（ｂ−２）は上記の夫々の変換素子５１−ｂあるいは変換素子群５１−ｃの横幅が有限であることによって生ずる位相誤差、また図１３（ａ−３）および図１３（ｂ−３）は上記の変換素子５１−ｂ、あるいは変換素子群５１−ｃによって得られる焦点距離Ｌ２での音圧分布特性である。
【００８２】
既に図５において示したように、焦点距離Ｌ１のＬ２（Ｌ１＞Ｌ２）への変更に伴い、遅延位相の変化率が増大するため、従来の方法によれば位相誤差が増大し、この位相誤差に起因して焦点距離における音圧分布に大きなサイドローブが発生する。そして、新たに発生する前記サイドローブにより、変換素子５１−ｂ−１乃至５１−ｂ−３によって照射される強力超音波は、本来の集束領域の他にサイドローブが発生する部位においても照射される。
【００８３】
これに対して本実施の形態によれば、焦点や実効幅の変更に伴って変換素子群５１−ｃ−１’乃至５１−ｃ−５’の配列パターンを任意に設定することが可能となるため、位相誤差を低減することができ、従って音圧分布特性におけるサイドローブの発生を抑えることが可能となる。
【００８４】
なお、上述の方法により変換素子群５１の配列間隔等を変更する場合、その最小間隔は変換素子４１の素子幅（図２のＰｘ，Ｐｙ）によって決定され、この素子幅ＰｘおよびＰｙが十分小さくない場合には、サイドローブを抑えることができない。所定の距離Ｌｘに強力超音波を集束させる場合、波面の位相誤差に起因するサイドローブを抑えるための変換素子群幅Ｐｄは下式（２）を満足させる必要がある。
【００８５】
（Ｐｄ）^２／λ＜Ｌｘ・・・（２）
例えば、最短距離がＬｘ＝１００ｍｍの腫瘍の照射位置に５００ＫＨｚの強力超音波を照射する場合、式（２）によれば、前記サイドローブを抑えるための変換素子群幅Ｐｄは約１７ｍｍとなる。従って、変換素子４１の素子幅Ｐｘ、あるいはＰｙも１７ｍｍ以下に設定する必要がある。
【００８６】
（第１の変形例）
次に、本実施の形態の第１の変形例について図１４を用いて説明する。上述の実施の形態では、超音波発生部２１の変換素子４１を同一平面上に配列した場合について示したが、この第１の変形例では、変換素子４１を凹面上に２次元配列する場合について述べる。即ち、図１４（ａ）において変換素子４１は曲率半径Ｌ１の凹面の支持台４３に配列されている。この場合も、焦点距離Ｌ１に強力超音波を照射する場合には、実効幅Ｄ１を有した５個の変換素子群５１−ｃ−１乃至５１−ｃ−５（図１４（ｂ））を前記変換素子４１から選択して用い、また、焦点距離Ｌ２に照射する場合には、実効幅Ｄ２を有した５個の変換素子群５１−ｃ−１’乃至５１−ｃ−５’（図１４（ｃ））を用いる。但し、この場合、前記支持台４３の曲率半径で決定される焦点距離Ｌ１を照射領域の最も深い部位に設定することによって、変換素子群５１を平面状に配列した場合と全く同様な効果を得ることが可能となる。
【００８７】
（第２の変形例）
次に、本実施の形態における第２の変形例につき図１５および図１６を用いて説明する。図９において説明した本発明の実施の形態では、強力超音波の焦点をＸ方向、あるいはＹ方向に移動する場合、変換素子選択部１２の変換素子選択回路１５は、変換素子群５１が同じ方向に並行移動するように変換素子４１の選択を行ったが、変換素子４１の数に余裕が無い場合には強力超音波の照射方向を制御して焦点の移動を行うことが望ましい。
【００８８】
図１５（ａ）は照射位置がＸ−Ｚ平面において、変換素子４１−１乃至４１−ＮＸの中心軸（Ｚ軸）からθ１方向にあるｇ１’（Ｘ１’，Ｙ１’、Ｌ１）と、θ２方向にあるｇ２’（Ｘ２’，Ｙ１’、Ｌ２）の場合を示しており、変換素子選択回路１５は、照射位置ｇ１’およびｇ２’の照射に用いる複数の変換素子群５２ａ、および変換素子群５２ｂの中心が変換素子配列のほぼ中心に位置するように選択する。次に、前記変換素子群５２ａおよび変換素子群５２ｂの各々に対して、変換素子駆動部１３は所定の遅延位相を有した駆動信号を供給し、照射位置ｇ１’およびｇ２’に対して強力超音波を照射する。尚、このときの駆動信号には、前記照射位置に強力超音波を集束するための集束用遅延位相と、強力超音波をθ１方向あるいはθ２方向に放射するための偏向用遅延位相が合成されて与えられる。
【００８９】
図１５（ｂ）および図１５（ｃ）は照射位置ｇ１’およびｇ２’の照射に用いる変換素子群５２の配列パターンの具体例を示したものであり、例えば、アニュラアレイ型の変換素子群５１を更にリングの周辺方向に所定間隔で分割して形成される。このように２次元配列された変換素子群５２ａ、および５２ｂの夫々には変換素子駆動部１３より遅延位相を有した駆動信号が供給され、照射位置ｇ１’およびｇ２’に強力超音波が照射されるが、この強力超音波の送信は超音波イメージング装置１４によるイメージング用超音波の送信と同様であるため詳細な説明は省略する。
【００９０】
このような手順により、強力超音波を照射位置ｇ１’および照射位置ｇ２’に対して照射する場合、焦点距離がＬ１およびＬ２に設定されると共に変換素子群５２の配列パターンも図１５（ｂ）および図１５（ｃ）に示すように設定される。即ち、前記焦点距離の変更に伴って変換素子群５２の実効幅が変更され、このような変換素子群５２の設定方法によって、腫瘍２に照射される強力超音波のサイドローブを低減することが可能となる。
【００９１】
但し、変換素子駆動部１３におけるチャンネル数の制約を受ける場合、変換素子群５２の数は可能な限り少ないことが望ましいが、本応用例によれば変換素子群５２の最適な選択により、少ない変換素子群５２の場合でも良好な照射特性を得ることができる。
【００９２】
例えば、図１６はアニュラアレイ型変換素子群５１を更に２分割した方法を示しており、図１６（ａ）は図１５の場合と同様にＸ−Ｚ平面内において強力超音波の照射を行った場合の変換素子群５３ａの選択方法を、また図１６（ｂ）はＹ−Ｚ平面内において照射を行った場合の変換素子群５３ｂの選択方法を示しており、このように照射方向の変更に伴って変換素子群５３の配列パターンを容易に変更することができる。
【００９３】
尚、図１６においては、強力超音波のビーム方向がＸ−Ｚ平面内あるいはＹ−Ｚ平面内についてのみ示したが、３次元の任意の方向に照射される場合においても同様な方法で変換素子群５３を形成することが可能である。
【００９４】
以上述べた本実施の形態によれば、変換素子群の有効幅を低減して比較的近距離の照射位置に強力超音波を照射する場合においても、変換素子群の配列パターンを容易に変更することが可能となる。このため、変換素子群の数を低減することなく強力超音波の照射が可能となり、優れた照射特性を有した強力超音波ビームを生成することができる。特に、サイドローブによる腫瘍領域以外への強力超音波の照射が低減されるため、超音波照射における信頼性を向上することができる。
【００９５】
尚、本実施の形態における変換素子群の実効幅は焦点距離の変更に伴って変更するため、変換素子群から照射されるエネルギーもこの実効幅に伴って変化する。一方、被検体１での超音波減衰量は焦点距離の長さに依存する。従って、可変口径法における実効幅の増減は、照射領域における照射エネルギーの大きさを補正する効果を有している。
【００９６】
以上、本発明の実施の形態について述べたが、本発明は上述した実施の形態に限定されるものではなく、種々変形して実施することが可能である。例えば、本実施の形態ではアニュラアレイ型の変換素子群、およびその変形例について示したが、変換素子群の配列パターンは特に限定されない。また、変換素子４１の各々は矩形以外の配列パターンを有していてもよく、更に、これらは１次元に配列されたものでも構わない。この場合は、前記変換素子群も１次元配列したものとなる。
【００９７】
一方、強力超音波の照射位置をＸ方向あるいはＹ方向に移動する場合、本実施の形態では図９に示した変換素子群５１の並行移動方法や、図１５および図１６に示した強力超音波ビームの変更方式について述べたが、特許文献３のようにアプリケータ１１を機械的に移動させる方法を用いてもよい。
【００９８】
また、本実施の形態の超音波照射手順において照射実行コマンドあるいは照射停止コマンドは操作者によって入力される場合について述べたが、この方法に限定されるものではなく、変換素子群５１の位置や駆動信号の遅延位相などの設定が完了したならば、装置は自動的に強力超音波を照射してもよく、また所定部位に対する所定時間の照射が完了したならば照射を一旦停止し、次の部位に対する照射準備に移行してもよい。
【００９９】
更に、照射計画を作成せずに、操作者が表示部１６に表示される腫瘍２を観測しながら照射位置を手動によって設定する方法を用いてもよい。
【０１００】
一方、上記の実施の形態の説明では、いずれの場合も変換素子群５１の数を一定（Ｎ）としたが、必ずしも同じ値に設定する必要はない。しかしながら、変換素子駆動部１３が有する駆動チャンネル数に一致させることが望ましい。
【０１０１】
【発明の効果】
以上述べたように本発明によれば、多数配列された微小な変換素子の中から複数の変換素子群が選択されて超音波発生源が形成される。このため、可変口径法における実効幅の増減とともに、超音波波面の位相誤差の低減が可能な前記変換素子群の配列パターンの再設定が容易に可能となり、サイドローブが少なく信頼性の高い超音波照射装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態における超音波照射装置全体の概略構成を示すブロック図。
【図２】本発明の実施の形態における超音波発生部の構成を示す図。
【図３】本発明の実施の形態における変換素子選択回路の構成を示す図。
【図４】本発明の実施の形態における変換素子の選択例を示す図。
【図５】本発明の実施の形態におけるアニュラアレイ型変換素子群の駆動信号に与えられる相対遅延位相を示す図。
【図６】本発明の実施の形態における超音波イメージング装置のブロック図。
【図７】本発明の実施の形態における照射手順を示すフローチャート。
【図８】本発明の実施の形態における照射部位の超音波画像とその説明図。
【図９】本発明の実施の形態における焼灼位置の移動に伴う変換素子群の選択方法を示す図。
【図１０】可変口径法における焦点距離と実効幅の関係を示す図。
【図１１】可変口径法を説明する図。
【図１２】本発明の実施の形態における可変口径法の変換素子群と従来法における変換素子の配列パターンを比較した図。
【図１３】本発明の実施の形態における効果を従来法と比較して示す図。
【図１４】本発明の実施の形態の第１の変形例を示す図。
【図１５】本発明の実施の形態の第２の変形例を示す図。
【図１６】本発明の実施の形態の第２の変形例における変換素子群の選択法を示す図。
【符号の説明】
１１…アプリケータ
１２…変換素子選択部
１３…変換素子駆動部
１４…超音波イメージング装置
１５…変換素子選択回路
１６…表示部
１７…操作部
１８…選択制御回路
１９…システム制御部
２０…プローブ回転機構部
２１…超音波発生部
２２…イメージング用超音波プローブ
２３…カップリング液
２４…カップリング膜
２５…孔部
３２…ＣＷ発生制御回路
３３…ＣＷ発生器
３４…遅延回路
３５…ＲＦアンプ
３６…マッチング回路[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic irradiation device that irradiates an ultrasonic wave toward a living body.
[0002]
[Prior art]
In recent years, a treatment called a minimally invasive treatment has attracted attention, and aggressive attempts for minimally invasive treatment have been made in the field of malignant tumor treatment. In the case of malignant tumors in particular, many treatments rely on surgery. However, in the case of conventional surgical treatment, that is, when performing extensive tissue resection, the original functions and appearance of the organ are considered. In many cases, the morphology is greatly impaired, and even if the life is prolonged, a great burden is imposed on the patient. For such conventional surgical treatment, there is a strong demand for the development of a minimally invasive treatment device in consideration of quality-of-life (QOL). Research on ultrasonic therapy for heating by converging and heat denaturing necrosis is ongoing.
[0003]
In such an ultrasonic treatment method, it is required to heat the entire tumor region having a diameter of 5 mm to 10 mm with uniform energy. However, according to the conventional ultrasonic focusing technology, it is not sufficient for the treatment. Since a large-sized high-intensity ultrasonic wave generator is used to secure sufficient ultrasonic energy, the generated high-intensity ultrasonic waves are intensively applied to a focusing area ΔW having a diameter of 1 mm to 3 mm.
[0004]
That is, since the focal point of the powerful ultrasonic wave is smaller than the size of the tumor, a method of uniformly heating the entire tumor region while scanning it with a powerful ultrasonic beam has been adopted. For example, the generator of the strong ultrasonic wave is composed of 4 to 24 annular array type electro-acoustic transducers (hereinafter, referred to as transducers), and an appropriate delay phase is given to a drive signal for driving these transducers. There is a method in which high intensity ultrasonic waves are focused on an irradiation site of a predetermined depth and irradiated. The so-called phased array technology, in which the annular array type conversion element is further subdivided and the position and width of the convergence region are controlled by controlling the delay phase of the drive signal applied to each of the divided conversion elements, is applied. (For example, see Patent Document 1).
[0005]
In addition, when only the focal length is moved by the phased array technology using an annular array type conversion element, moving the focal point in a direction other than the depth direction mechanically moves the strong ultrasonic wave generating part. (See, for example, Patent Document 2).
[0006]
On the other hand, in the field of an ultrasonic diagnostic apparatus using the phased array technology, in order to make the size of the transmission or reception convergence region uniform regardless of the focal length, the size of the focal length is increased with the focal length. A so-called variable aperture method for changing the size of the sound wave transmitting / receiving surface is used (for example, see Patent Document 3).
[0007]
[Patent Document 1]
JP-A-6-78930 (page 3-4, FIG. 1-3)
[0008]
[Patent Document 2]
JP-A-11-226046 (pages 3-4, FIG. 1-4)
[0009]
[Patent Document 3]
JP-A-63-246143 (page 3-4, FIG. 2-6)
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
By applying the variable aperture method of Patent Document 3 to the method of irradiating strong ultrasonic waves shown in Patent Document 1, it is possible to make the focused region width ΔW of strong ultrasonic waves uniform regardless of the focal length.
[0011]
However, according to the method of Patent Literature 3, when focusing a strong ultrasonic wave in a shallow region, an annular array-type conversion element in which an array pattern (number of rings, ring intervals, ring widths, and the like) is predetermined is used. In addition, a method of reducing the effective aperture (hereinafter, referred to as an effective width) of the conversion element by stopping the supply of the drive signal to the outside conversion element has been adopted. Therefore, it was impossible to change the arrangement pattern of the inner conversion elements used for the irradiation of the strong ultrasonic waves.
[0012]
By the way, as the focal length of the strong ultrasonic wave becomes smaller, the radius of curvature of the wavefront of the irradiated strong ultrasonic wave also becomes smaller, so that if the width of the conversion element is not sufficiently small, the quantization error due to the element width, that is, the conversion A phase error occurs in the wavefront of the strong ultrasonic wave radiated from the element, and the side lobe increases. Then, the side lobes cause an expansion of the focusing area or irradiation of strong ultrasonic waves to an area other than the focusing area, so that the reliability of the treatment is significantly reduced.
[0013]
The present invention has been made in view of such a problem, and an object of the present invention is to provide an ultrasonic wave capable of irradiating high-intensity ultrasonic waves with few side lobes when cauterizing a tumor in a living body using high-intensity ultrasonic waves. It is to provide a sound wave irradiation device.
[0014]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-mentioned problems, an ultrasonic irradiation apparatus according to the present invention according to claim 1, wherein a conversion element selection unit that selects a predetermined electro-acoustic conversion element from a plurality of arranged electro-acoustic conversion elements, and the conversion element A drive signal is supplied to the plurality of conversion elements selected by the selection means, and a conversion element driving means for irradiating an ultrasonic wave and an irradiation position of the ultrasonic wave irradiated by the conversion element driving means are set. Irradiation position setting means to perform, and to change the array pattern of the electro-acoustic conversion element driven according to the irradiation position of the ultrasonic wave set by the irradiation position setting means, A conversion element selection control unit for instructing selection of the acoustic conversion element group.
[0015]
According to a second aspect of the present invention, there is provided an ultrasonic wave irradiating apparatus according to the present invention, wherein a conversion element selecting means for selecting a predetermined electro-acoustic conversion element from a plurality of arranged electro-acoustic conversion elements, and the conversion element selecting means. Supplying a drive signal to the plurality of conversion elements, a conversion element driving means for irradiating ultrasonic waves, and an irradiation position setting means for setting an irradiation position of the ultrasonic waves irradiated by the conversion element driving means. In order to change the arrangement pattern of the electroacoustic transducers driven according to the irradiation position of the ultrasonic wave set by the irradiation position setting means, the conversion element selection means selects an electroacoustic conversion element group. Conversion element selection control means for instructing, ultrasonic image generation means for generating ultrasonic image data of a cross section including the irradiation position, and display means for displaying the ultrasonic image data It is characterized in that to obtain.
[0016]
Therefore, according to the present invention, it is possible to easily reset the arrangement pattern of the conversion element group capable of reducing the phase error of the ultrasonic wave front, and to provide a highly reliable ultrasonic irradiation apparatus with few side lobes. .
[0017]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
[0018]
The ultrasonic irradiation apparatus described in this embodiment is configured for the purpose of treating the tumor by heating and cauterizing the tumor with powerful ultrasonic waves, and for realizing a combined ultrasonic irradiation method for improving the gene transfer efficiency. The feature is that, inside the applicator arranged close to the subject, there are a plurality of two-dimensionally arranged conversion elements, and a plurality of conversion element groups are selected from the conversion elements. In addition, it is another object of the present invention to change the method of selecting the conversion element group in accordance with the setting change of the focal length of the strong ultrasonic wave.
[0019]
(Structure of the device)
The configuration of the ultrasonic irradiation apparatus 100 according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an ultrasonic irradiation apparatus 100 according to the present embodiment. FIG. 2 illustrates a configuration of an ultrasonic generation unit 21 which is one of the components of the ultrasonic irradiation apparatus 100. Show. In the following, an embodiment in which the ultrasonic irradiation apparatus of the present invention is applied to cauterization of a tumor will be described. However, even in the case of gene introduction, ultrasonic irradiation is performed by the same apparatus configuration and procedure. Is possible.
[0020]
The ultrasonic irradiation device 100 irradiates a powerful ultrasonic wave to the tumor 2 of the subject 1 and collects ultrasonic image data for monitoring the irradiation area. A conversion element selection unit 12 that selects a predetermined conversion element from the two-dimensionally arranged conversion elements 45 as shown in FIG. 2 and connects them in common to form N conversion element groups; Transducer driving unit 13 for supplying a drive signal to the plurality of transducer elements, and ultrasound imaging for imaging a cross section including the tumor 2 cauterized by intense ultrasonic waves emitted from the N transducer elements The apparatus 14 is connected to the ultrasonic imaging apparatus and rotatably moves the imaging ultrasonic probe 22 rotatably provided on the applicator 11 to set an ultrasonic image section. And a chromatography Bed rotary mechanism 20.
[0021]
Further, the ultrasonic irradiation device 100 includes a display unit 16 for displaying image data generated by the ultrasonic imaging device 14, and an operation unit for inputting information such as a patient ID, cauterization conditions, and the shape and size of the tumor 2. 17 and a system control unit 19 for controlling the above-described units in a comprehensive manner.
[0022]
The applicator 11 includes an ultrasonic generator 21 for irradiating the tumor 2 of the subject 1 with strong ultrasonic waves, and an ultrasonic probe 22 for imaging an ultrasonic image of the tumor 2. The ultrasonic probe 22 is inserted into a hole 25 opened substantially at the center of the ultrasonic generator 21. The distal ends of the ultrasonic generator 21 and the imaging ultrasonic probe 22 are attached to an upper part of the applicator 11 filled with a coupling liquid 23 made of, for example, deaerated water.
[0023]
Further, a contact portion of the applicator 11 with the subject 1 is formed of a coupling film 24 using a polymer material having acoustic impedance and flexibility substantially equal to the subject 1 and the coupling liquid 23. . That is, the strong ultrasonic wave emitted from the ultrasonic wave generating unit 21 and the imaging ultrasonic wave transmitted and received by the ultrasonic imaging probe 22 are transmitted by the coupling film 24 or the coupling liquid having acoustic characteristics substantially equal to those of the subject 1. The data is transmitted to and received from the subject 1 via the communication terminal 23.
[0024]
As shown in FIG. 2A, the ultrasonic generator 21 includes NX conversion elements 41 arranged two-dimensionally, and a Px element in the X direction and a Py element in the Y direction on the same plane. They are arranged at intervals dx and dy. FIG. 2B is a cross-sectional view of the ultrasonic generator 21 taken along the line AA in FIG. That is, electrodes 42a and 42b for supplying a drive signal are mounted on the first surface (upper surface) and the second surface (lower surface) of the conversion element 41 using piezoelectric ceramics and the like, respectively. 43. The other electrode 42b is provided with an acoustic matching layer 44 for efficiently irradiating strong ultrasonic waves, and its surface is further covered with a protective film 45.
[0025]
The electrodes 42a respectively mounted on the NX conversion elements 41 are connected to a conversion element selection circuit 15 described later by a signal line 46 composed of an NX channel for supplying a drive signal, while the electrodes 42b are connected in common. It is connected to the ground terminal of the ultrasonic irradiation device 100.
[0026]
The imaging ultrasonic probe 22 is provided for accurately irradiating the tumor 2 with high-intensity ultrasonic waves and monitoring an ablation effect by the irradiation with an ultrasonic image. The ultrasonic probe for imaging 22 is preferably an ultrasonic probe for sector scanning capable of imaging a wide area on a small ultrasonic transmitting / receiving surface so as not to hinder the ultrasonic irradiation by the ultrasonic generating unit 21.
[0027]
In the present embodiment, a sector electronic scanning ultrasonic probe that electronically controls the transmission / reception direction of the ultrasonic beam to obtain a fan-shaped image area is used as the ultrasonic probe 22 for imaging. The distal end portion of the imaging ultrasonic probe 22 disposed in the coupling liquid 23 of the applicator 11 has, for example, M imaging conversion elements arranged one-dimensionally in a one-dimensional manner. Has a function of converting an electric pulse into an ultrasonic pulse at the time of transmission and transmitting the ultrasonic pulse to the subject 1 and converting an ultrasonic signal from the subject 1 into an electric signal at the time of reception. Note that the basic configuration of the distal end portion of the imaging ultrasonic probe 22 is substantially the same as that in FIG.
[0028]
The conversion element selection unit 12 selects a predetermined conversion element 41 from the conversion elements 41 and connects them in common to form a conversion element selection circuit 15 for forming N conversion element groups. A selection control circuit 18 for controlling the switching function.
[0029]
The conversion element selection circuit 15 includes, for example, NX electronic switches 70-1 to 70-NX each having a switching function of N channels as one unit as shown in FIG. Each first terminal of -NX is connected to the conversion elements 41-1 to 41-NX. On the other hand, N second terminals of the electronic switches 70-1 to 70-NX are connected to the output terminals of the conversion element driving unit 13 having N channels. That is, the conversion element drive signal having N types of delay phases output from the conversion element driving unit 13 is supplied to the conversion element 41 selected by the electronic switches 70-1 to 70-NX of the conversion element selection circuit 15. Then, the selected conversion element 41 is driven to emit strong ultrasonic waves.
[0030]
The selection control circuit 18 includes a CPU and a storage circuit (not shown), and selects a predetermined conversion element 41 from the conversion elements 41-1 to 41-NX based on conversion element selection information sent from the system control unit 19. Then, a control signal is supplied to the electronic switches 70-1 to 70NX of the conversion element selection circuit 15 in order to form N conversion element groups.
[0031]
For example, when an annular array type conversion element group is formed, the selection control circuit 18 controls the electronic switch 70 based on annular array information such as the number of rings and the arrangement pattern of each ring supplied from the system control unit 19. -1 to 70-NX are controlled to form an annular array type conversion element group. That is, one disk-shaped conversion element group is formed substantially at the center of the NX conversion elements 41-1 to 41-NX, and further, the N-1 ring-shaped conversion element groups are formed by the disk-shaped conversion elements. It is formed concentrically with the element group.
[0032]
FIG. 4 shows an annular array type conversion element group in the case of N = 3. A conversion element group 51-a-1 selected in a disk shape is formed at the center portion, and a ring shape is formed outside the conversion element group 51-a-1. Are formed, the conversion element groups 51-a-2 and 51-a-3 selected are formed. However, when an annular array type conversion element group is selected from the NX conversion elements 41-1 to 41-NX two-dimensionally arranged, the conversion element group becomes a mosaic conversion element group as shown in FIG.
[0033]
The conversion element driving unit 13 is a driving unit that supplies a driving signal to the conversion element 41 in order to emit strong ultrasonic waves from the ultrasonic generation unit 21 and generates a continuous wave having a frequency corresponding to the resonance frequency of the conversion element 41. A CW generator 33, a delay circuit 34 for giving a predetermined delay phase to the continuous wave, an RF amplifier 35 for amplifying the continuous wave, and an impedance for efficiently supplying an output signal of the RF amplifier 35 to the conversion element 41. A matching circuit 36 for performing matching and a CW generation control circuit 32 for controlling the output of the CW generator 33 are provided. However, when the number of the conversion element groups 51 formed by the conversion element selection circuit 15 is N, the delay circuit 34, the RF amplifier 35, and the matching circuit 36 are provided for N channels. When irradiating a strong ultrasonic wave to a site at the focal length, N types of delay phases are set.
[0034]
The delay circuit 34 sets a predetermined delay phase in the drive signal of the conversion element 41 in order to focus the intense ultrasonic waves emitted by the conversion element 41 of the ultrasonic wave generation unit 21 at the cautery position in the tumor region. The delay phase is uniquely determined by the arrangement pattern and the focal length of the conversion element group 51.
[0035]
FIG. 5 shows the magnitude of the relative delay phase given to the drive signal of each conversion element group 51 in N = 3 annular array type conversion element groups 51-a-1 to 51-a-3 shown in FIG. Is shown. As shown in FIG. 5, a larger relative delay phase is set for the drive signal of the conversion element group 51-a-1 at the outermost periphery as compared with the drive signal of the conversion element group 51-a-1 at the center. Becomes more remarkable as the focal length (Fo) becomes smaller.
[0036]
Next, the configuration of the ultrasonic imaging apparatus 14 will be described with reference to FIG.
[0037]
The ultrasonic imaging apparatus 14 includes an ultrasonic transmitting unit 61 that supplies a driving signal to the imaging ultrasonic probe 22 to emit ultrasonic waves to the subject 1 and an ultrasonic transmitting unit 61 that receives ultrasonic waves from the subject 1 for imaging. An ultrasonic receiving unit 62 that receives the ultrasonic data via the ultrasonic probe 22, an image data generating unit 63 that generates ultrasonic image data based on the received signal, and an image data storage unit 64 that stores the image data are provided. I have.
[0038]
The ultrasonic transmitter 61 includes a rate signal generator 66, a transmission delay circuit 67, and a pulser 68. The rate pulse generator 66 generates a rate pulse for determining the repetition period of the ultrasonic pulse radiated to the subject 1, and supplies the rate pulse to the transmission delay circuit 67. The transmission delay circuit 67 is composed of an M-channel independent delay circuit, and the delay pulse for focusing the ultrasonic wave to a predetermined depth and the delay time for deflecting the ultrasonic wave in a predetermined direction are transmitted by the rate pulse. And the rate pulse is supplied to the pulser 68. The pulsar 68 has an M-channel independent driving circuit, drives M imaging transducers incorporated in the imaging ultrasonic probe 22, and drives the ultrasonic transducer 22 to transmit ultrasonic waves to the subject 1. Generate a pulse.
[0039]
The ultrasonic receiver 62 includes a preamplifier 69, a reception delay circuit 70, and an adder 71. The preamplifier 69 amplifies the minute signal converted into an electric signal by the M imaging conversion elements, and secures a sufficient S / N. The reception delay circuit 70 sets a focusing delay time for focusing an ultrasonic wave from a predetermined depth and a deflection delay time for controlling the reception directivity of the ultrasonic beam to scan the subject 1 by M. After being given to the output of the preamplifier 69 of the channel, the signal is sent to the adder 71, and the adder 71 adds the received signals of the M channels and combines them.
[0040]
The image data generation unit 63 includes a logarithmic converter 72, an envelope detector 73, and an A / D converter 74. The logarithmic converter 72 functions to logarithmically convert the amplitude of the input signal of the image data generation unit 63 and relatively emphasize weak signals. In general, a received signal from the subject 1 has an amplitude having a wide dynamic range of 80 dB or more. In order to display this on a normal television monitor having a dynamic range of about 23 dB, an amplitude that emphasizes a weak signal is used. Compression is required. The envelope detector 73 performs envelope detection on the log-converted received signal, removes ultrasonic frequency components, and detects only the amplitude. The A / D converter 74 A / D converts the output signal of the envelope detector 73 to generate ultrasonic image data.
[0041]
The image data storage unit 64 is a storage circuit that temporarily stores the ultrasonic image data generated by the image data generation unit 63. Data obtained while changing the transmission / reception direction of the ultrasonic wave is sequentially stored, and the two-dimensional data is stored. Construct image data.
[0042]
Next, the probe rotation mechanism unit 20 in FIG. 1 uses the ultrasound probe for imaging so that the tumor portion cauterized by the ultrasound generation unit 21 is always displayed in the ultrasound image displayed by the ultrasound imaging device 14. 22 is rotated or rotated around a vertical probe axis as a rotation axis.
[0043]
The display unit 16 includes a display circuit and a CRT monitor (not shown), and displays an ultrasonic image obtained by the imaging ultrasonic probe 22 and the ultrasonic imaging apparatus 14. That is, the system control unit 19 reads out the ultrasound image data stored in the image data storage unit 64 of the ultrasound imaging apparatus 14, performs D / A conversion on the display unit 16, converts the data into a television format, and converts the data into a television format. To be displayed. Further, it is possible to superimpose and display the ablation position by the ultrasonic wave generator 21 and the beam width of the powerful ultrasonic wave on the ultrasonic image. The CRT monitor also displays the center position and outline of the tumor 2 input by the operator using the mouse or keyboard of the operation unit 17, as well as diagrams obtained by converting the outline by spheroidal approximation or the like. Is displayed.
[0044]
The operation unit 17 includes a keyboard, a trackball, a mouse, and the like on an operation panel. Used to input a command signal.
[0045]
The system control unit 19 includes a CPU and a storage circuit (not shown), and controls the units and controls the entire system according to a command signal from the operation unit 17. In particular, an input command and input information of the operator sent via the operation unit 17 are stored in the internal CPU.
[0046]
Further, the system control unit 19 reads the information on the position and size of the tumor 2 input from the operation unit 17, obtains its outer shape by a spheroidal approximation method or the like, and displays it on the CRT monitor of the display unit 16. Next, a control signal is sent to the delay circuit 34 of the conversion element driving unit 13 so that a focal point is set at a position where the tumor 2 is to be cauterized, and the delay phase is set. Further, the selection control circuit 18 of the conversion element selection unit 12 is controlled so that the size of the focal point (focus area) becomes substantially uniform regardless of the focal length, and the conversion selected by the conversion element selection circuit 15 is performed. Element groups 51-1 to 51-N are set.
[0047]
The information on the selection of the conversion element groups 51-1 to 51-N and the information on the delay phases given to the drive signals of the conversion element groups 51-1 to 51-N are provided in the storage circuit of the system control unit 19. Are stored in advance in the lookup table for each focal length.
[0048]
(Irradiation procedure)
Next, the procedure of ultrasonic irradiation in the present embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 7 shows a flowchart of this irradiation procedure. In the following description of the embodiment, the conversion element group is a five-channel (N = 5) annular array type conversion element group 51.
[0049]
The operator first sets the ablation conditions such as the irradiation intensity of the strong ultrasonic wave, the width of the focused area (ΔW), or the ablation time at one ablation position from the operation unit 17, and transmits these information to the system control unit 19. The data is stored in the storage circuit (step S1). Next, the operator sets the applicator 11 at an optimal position for observing the tumor 2. However, in practice, it is preferable to set the ultrasonic imaging apparatus 14 in an operating state in advance, and set the optimum position of the applicator 11 while observing the ultrasonic image obtained by the imaging ultrasonic probe 22.
[0050]
An image generation procedure by the ultrasonic imaging apparatus 14 will be described with reference to FIG. When transmitting an ultrasonic wave to the subject 1, the rate pulse generator 66 of the ultrasonic transmitting unit 61 generates a rate pulse for determining a repetition period of the ultrasonic pulse radiated to the subject 1 according to a control signal from the system control unit 19. The signal is supplied to the transmission delay circuit 67.
[0051]
The transmission delay circuit 67 gives a delay time for focusing the transmission ultrasonic wave to a predetermined depth and a delay time for transmitting the ultrasonic wave in a predetermined direction (φ1) to the rate pulse. To supply. The pulser 68 drives an imaging conversion element incorporated in the imaging ultrasonic probe 22 to emit an ultrasonic pulse to the subject 1.
[0052]
A part of the ultrasonic wave radiated to the subject 1 is reflected on a boundary surface or a tissue between the organs of the subject 1 having different acoustic impedances, and the ultrasonic wave is received by the same imaging conversion element as at the time of transmission. Converted to electrical signals. This reception signal is amplified by the preamplifier 69 and sent to the reception delay circuit 70. The reception delay circuit 70 converts a delay time for converging and receiving an ultrasonic wave from a predetermined depth and a delay time for receiving with a strong reception directivity in a predetermined direction (φ1) into a reception signal. After being given, it is sent to the adder 71. The adder 71 adds and synthesizes a plurality of reception signals input via the preamplifier 69 and the reception delay circuit 70, combines them into one reception signal, and supplies the received signal to the image data generation unit 63.
[0053]
The output of the adder 71 undergoes logarithmic conversion, envelope detection, and A / D conversion in the image data generation unit 63, and is then temporarily stored in the image data storage unit 64.
[0054]
Next, while sequentially updating the transmission / reception direction of the ultrasonic waves by Δφ, transmission / reception of the ultrasonic waves is performed in the same procedure as in the case of φ1. That is, the system control unit 19 collects image data while sequentially switching the delay times of the transmission delay circuit 67 and the reception delay circuit 70 in accordance with the ultrasonic transmission / reception direction.
[0055]
Next, the system control unit 19 sequentially saves the image data obtained by the above procedure in the image data storage unit 64, and displays one image data on the display unit 16 when the scanning of the predetermined range is completed.
[0056]
The operator observes the ultrasonic image of the subject 1 displayed on the CRT monitor of the display unit 16 and applies the application so that the tumor 2 to be treated is positioned on the center axis of the ultrasonic probe 22 for imaging. The position of the data 11 is adjusted (step S2).
[0057]
FIG. 8A shows an ultrasonic image displayed on a CRT monitor of the display unit 16, and FIG. 8B shows an explanatory diagram of the ultrasonic image. In this case, the imaging conversion elements of the imaging ultrasonic probe 22 are one-dimensionally arranged, for example, in the X direction shown in FIG. 2A, so that the ultrasonic image is in the XZ plane as shown in FIG. can get. In FIG. 8, when the effective width D of the conversion element group 51 is determined by a method to be described later, two lines drawn toward the focal point from both ends X1 and X2 of the effective width D cause strong ultrasonic waves. Are shown.
[0058]
The operator draws the outline of the tumor image of the tumor 2 displayed in the first ultrasonic image using the mouse of the operation unit 17. The CPU of the system control unit 19 performs, for example, spheroidal approximation based on the tumor outline information input from the operation unit 17, and calculates the center position g0 (0, 0, Z0) and size of the tumor 2 approximated by a spheroid. And the like are stored in the storage circuit of the system control unit 19 (step S3).
[0059]
Next, in order to cauterize the tumor 2 uniformly based on the information of the spheroid, the system control unit 19 determines the three-dimensional moving range of the focal point of the strong ultrasonic wave emitted from the ultrasonic wave generating unit 21 and the moving range thereof. A movement locus is set (step S4).
[0060]
After the irradiation plan of the tumor 2 by the ultrasonic wave generating unit 21, that is, the moving range and the moving locus of the focal point of the strong ultrasonic wave are set by the above procedure, the operator inputs a treatment start command from the operating unit 17. . Upon reading this command input, the system control unit 19 emits a strong ultrasonic wave having a predetermined focusing area width ΔW to the first ablation position g1 (X1, Y1, Z1) set in the irradiation plan. The amount of change ΔX1 = X1, ΔY1 = Y1 from the center position g0 to the first ablation position g1 is calculated, and further, an annular array conversion element group 51 for obtaining a desired focusing area width ΔW at the depth Z1. , And the size (width or interval) of each conversion element group, where N is the effective width D of the conversion element groups.
[0061]
Next, the system control unit 19 sends the calculation results of the coordinate change amounts ΔX1 and ΔY, the effective width D, and the like to the selection control circuit 18 of the conversion element selection unit 12, and the selection control circuit 18 based on the information. Then, the address information of the conversion element 41 selected as the annular array type conversion element group 51 is sent to the conversion element selection circuit 15 of the conversion element selection unit 12.
[0062]
The conversion element selection circuit 15 selects a predetermined conversion element 41 from the conversion elements 41-1 to 41-NX of the ultrasonic generator 21 based on a control signal from the selection control circuit 18, and selects an annular array type conversion element group 51. Is formed (step S5).
[0063]
(Setting of conversion element group according to change of ablation position)
FIG. 9 shows that the focal points of the annular array type conversion element groups 51-a-1 to 51-a-3 of N = 3 are shifted from the center position g0 (0, 0, Z0) of the tumor 2 to the first ablation position g1 (X1, X1). 7 shows conversion element groups 51-a-1 ′ to 51-a-3 ′ which are newly selected and formed by the conversion element selection circuit 15 when they are changed to (Y1, Z1). That is, FIG. 9A shows a case where the focus is set at the center position g0 (0, 0, Z0) of the tumor 2 and FIG. 9B shows a case where the focus is set at the first cautery position g1 (X1, Y1, Z1). 9 shows the conversion element group 51 selected by the conversion element selection circuit 15, and the center G1 (X1, X2) of the conversion element group 51 in FIG. 9B is the conversion element group 51 in FIG. −a-1 to 51-a-3 are selected by shifting by ΔX in the X direction and by ΔY in the Y direction with respect to the center G0 (0, 0) of the center G0 (0, 0). The annular array type conversion element groups 51-a-1 ′ to 51-a-3 ′ of channels are formed. Note that the coordinates G0 and G1 in FIG. 9 indicate the coordinates on the conversion element array surface corresponding to the coordinates g0 and g1.
[0064]
Next, the system control unit 19 converts the conversion element groups 51-a-1 ′ to 51-a-3 ′ based on information on the effective width D obtained from the above calculation and the depth Z1 of the first ablation position g1. N (N = 3) types of delay phase information given to the drive signal are obtained from the look-up table, and this delay phase information is supplied to the delay circuit 34 of the conversion element drive unit 13 to set the delay phase of the drive signal. I do. (Step S6).
[0065]
Further, the system control unit 19 supplies a rotation control signal based on the information on the cauterization position g1 (X1, Y1, Z1) to the probe rotation mechanism unit 20. The probe rotation mechanism unit 20 rotates the imaging probe 22 by a predetermined angle in accordance with the rotation control signal so that the ablation position g1 is displayed on the ultrasonic image obtained by the imaging ultrasonic probe 22 (step S7). .
[0066]
When the setting of the conversion element group 51, the setting of the delay phase given to the drive signal of the conversion element group 51, and the setting of the imaging plane are completed by the above-described procedure, the system control unit 19 completes the setting. The signal is displayed on the CRT monitor of the display unit 16 or the operation panel of the operation unit 17.
[0067]
When the operator recognizes the setting completion signal on the display unit 16 or the operation unit 17, the irradiation execution command is input from the operation unit 17 (step S8), and the system control unit 19 reads out the irradiation execution command signal and converts it. It is supplied to the CW generation control circuit 32 of the element drive unit 13. Next, the CW generation control circuit 32 receives the irradiation effective command signal, and sends an instruction signal for generating a conversion element drive signal to the CW generator 33.
[0068]
The drive signal generated from the CW generator 33 in accordance with the instruction signal of the CW generation control circuit 32 is given a predetermined delay phase in a delay circuit 34 based on a control signal from the system control unit 19, and the RF amplifier 35 and the matching circuit 36 Is supplied to the conversion element selection circuit 15 of the conversion element selection section 12 via the.
[0069]
The drive signal sent to the conversion element selection circuit 15 is based on the control signal of the selection control circuit 18 of the conversion element selection unit 12, and the annular array conversion element selected by the conversion element selection circuit 15 is used. The ultrasonic waves are supplied to the groups 51-1 to 51-N, and the first ablation position g1 of the subject 1 is irradiated with strong ultrasonic waves (step S9).
[0070]
The situation where the tumor tissue is cauterized by the annular array type conversion element groups 51-1 to 51-N is determined by the ultrasonic probe 22 for imaging and the ultrasonic imaging apparatus 14 in the same manner as the procedure already described. Collected as image data, the system control unit 19 displays the obtained image data on the display unit 16.
[0071]
In the present embodiment, since the state of each cauterization position is collected as ultrasonic image data by controlling the rotation of the imaging ultrasonic probe 22, the state of degeneration of the tumor tissue caused by the cauterization of the strong ultrasonic waves is displayed. It is possible to always observe in real time in the unit 16 (step S10).
[0072]
(Setting method of effective width D)
Next, the effective width D and the focusing area width ΔW of the conversion element group 51 will be described with reference to FIGS. FIG. 10A shows the relationship between the effective width D and the focal length L and the focusing area width (beam width) ΔW by a simple drawing method, and FIG. FIG. In FIG. 10B, the focusing area width ΔW defined by the half width of the sound pressure distribution is expressed by the following equation (1).
[0073]
ΔW ≒ KLλ / D (1)
Here, λ is the wavelength of the strong ultrasonic wave, and K is a proportional constant.
[0074]
As is apparent from the equation (1), in order to perform the so-called variable aperture method in which the focusing area width ΔW is made uniform without depending on the focal length L, as shown in FIG. It is necessary to change the effective width D in proportion. FIG. 11 schematically shows a conventional method (for example, Patent Document 2 described above) for obtaining the focusing area width ΔW. If L1 / D1 = L2 / D2, the same focusing area width ΔW can be obtained. .
[0075]
According to the procedure described above, if the irradiation of the first ablation position g1 (X1, Y1, Z1 = L1) with the powerful ultrasonic wave is performed for a preset time, the system control unit 19 displays a signal indicating the completion of the ablation. It is displayed on the unit 16 or the operation unit 17. When the operator recognizes this signal, the operator inputs an irradiation stop command from the operation unit 17, and the system control unit 19 reads out the irradiation stop command signal and supplies the signal to the CW generation control circuit 32 of the conversion element driving unit 13 to output the CW generation command. The generation of the drive signal from the generator 33 is temporarily stopped.
[0076]
Next, the system control unit 19 irradiates the second ablation position g2 (X2, Y2, Z2 = L2), and further the third and subsequent ablation positions with the irradiation of the strong ultrasonic wave by the same procedure according to the irradiation plan. When the irradiation to the last cauterization position is completed, the cauterization of the tumor 2 is completed (step S11).
[0077]
Next, the effects of the present embodiment will be described in comparison with the conventional method with reference to FIGS. FIG. 12 shows an arrangement pattern of the conversion element group 51 when the effective width D1 of the conversion element group 51 including five rings (N = 5) is reduced to the effective width D2 as shown in FIG. 12 (a-1) and 12 (b-1) show the variable aperture method using the conventional annular array conversion element 51-b, and FIGS. 12 (a-2) and 12 (b-2) show the variable aperture method. The variable aperture method in the present embodiment is shown.
[0078]
In the conventional variable aperture method, in order to reduce the effective width D1 of the annular array conversion element (FIG. 12A-1) including the conversion elements 51-b-1 to 51-b-5 having the effective width D1 to D2. As shown in FIG. 12 (b-1), for example, a method of selecting and using three conversion elements 51-b-1 to 51-b-3 at the center has been adopted.
[0079]
On the other hand, in the present embodiment, a predetermined conversion element 41 is selected from the minute conversion elements 41-1 to 41-NX arranged two-dimensionally and connected in common to form an annular array type. A conversion element group 51-c is formed. Therefore, for example, as shown in FIG. 12A-2, five conversion element groups 51-c-1 to 51-c-5 are selected and formed from the conversion elements 41-1 to 41-NX. When changing the effective width D1 of the annular element type conversion element group 51-c to D2, the method of selecting the conversion elements 41-1 to 41-NX is updated as shown in FIG. Then, for example, five conversion element groups 51-c-1 ′ to 51-c-5 ′ can be formed.
[0080]
Note that the conversion element groups 51-c-1 to 51-c-5 and 51-c-1 ′ to 51-c-5 ′ in FIG. 12A-2 and FIG. 4 or a mosaic shape as shown in FIG. 9, which is indicated by a smooth outline for convenience, and the effect of the mosaic conversion element group 51-c is as long as the number of elements NX of the conversion element 41 is large. Can be ignored.
[0081]
FIG. 13 shows a conventional annular array conversion element 51-b (FIG. 12 (b-1)) and an annular array conversion element group 51-c of the present embodiment in the case of the effective width D2 shown in FIG. FIG. 13 (a-1) and FIG. 13 (b-1) show a comparison between the phase error of the irradiation wavefront shown in FIG. 12 (b-2) and the sound pressure distribution at the focal length L2. The figure shows an array conversion element 51-b, an annular array type conversion element group 51-c in the present embodiment, and an ideal delay phase amount. 13 (a-2) and 13 (b-2) show the phase error caused by the finite width of each of the conversion elements 51-b or the conversion element group 51-c. a-3) and FIG. 13 (b-3) show sound pressure distribution characteristics at the focal length L2 obtained by the conversion element 51-b or the conversion element group 51-c.
[0082]
As already shown in FIG. 5, since the change rate of the delay phase increases with the change of the focal length L1 to L2 (L1> L2), the phase error increases according to the conventional method, and the phase error increases. Causes large side lobes in the sound pressure distribution at the focal length. The strong ultrasonic waves radiated by the conversion elements 51-b-1 to 51-b-3 due to the newly generated side lobes are radiated not only at the original focusing region but also at a part where the side lobes are generated. You.
[0083]
On the other hand, according to the present embodiment, it is possible to arbitrarily set the arrangement pattern of the conversion element groups 51-c-1 ′ to 51-c-5 ′ according to the change of the focal point and the effective width. Therefore, the phase error can be reduced, so that the occurrence of side lobes in the sound pressure distribution characteristics can be suppressed.
[0084]
When the arrangement interval and the like of the conversion element group 51 are changed by the above-described method, the minimum interval is determined by the element width of the conversion element 41 (Px and Py in FIG. 2), and the element widths Px and Py are sufficiently small. If not, the side lobes cannot be suppressed. When focusing a strong ultrasonic wave at a predetermined distance Lx, the conversion element group width Pd for suppressing the side lobe due to the phase error of the wavefront needs to satisfy the following expression (2).
[0085]
(Pd) ² / Λ <Lx (2)
For example, when irradiating the irradiation position of the tumor with the shortest distance Lx = 100 mm with a strong ultrasonic wave of 500 KHz, according to equation (2), the conversion element group width Pd for suppressing the side lobe is about 17 mm. Therefore, it is necessary to set the element width Px or Py of the conversion element 41 to 17 mm or less.
[0086]
(First Modification)
Next, a first modified example of the present embodiment will be described with reference to FIG. In the above-described embodiment, the case where the conversion elements 41 of the ultrasonic wave generator 21 are arranged on the same plane has been described. In the first modification, the case where the conversion elements 41 are two-dimensionally arranged on a concave surface is described. State. That is, in FIG. 14A, the conversion elements 41 are arranged on a concave support base 43 having a curvature radius L1. Also in this case, when irradiating strong ultrasonic waves to the focal length L1, the five conversion element groups 51-c-1 to 51-c-5 (FIG. 14B) having the effective width D1 are used. When selecting from the conversion elements 41 and irradiating to the focal length L2, five conversion element groups 51-c-1 ′ to 51-c-5 ′ having an effective width D2 (FIG. c)) is used. However, in this case, by setting the focal length L1 determined by the radius of curvature of the support table 43 at the deepest part of the irradiation area, the same effect as when the conversion element groups 51 are arranged in a plane can be obtained. It becomes possible.
[0087]
(Second Modification)
Next, a second modification of the present embodiment will be described with reference to FIGS. In the embodiment of the present invention described with reference to FIG. 9, when the focal point of the strong ultrasonic wave is moved in the X direction or the Y direction, the conversion element selection circuit 15 of the conversion element selection unit 12 determines that the conversion element group 51 is in the same direction. Although the conversion element 41 is selected so as to move in parallel, it is desirable to control the irradiation direction of the strong ultrasonic wave to move the focal point when the number of the conversion elements 41 is insufficient.
[0088]
FIG. 15A shows g1 ′ (X1 ′, Y1 ′, L1) in the θ1 direction from the central axis (Z axis) of the conversion elements 41-1 to 41-NX in the XZ plane, and θ2. In the case of g2 '(X2', Y1 ', L2) in the direction, the conversion element selection circuit 15 includes a plurality of conversion element groups 52a and conversion element groups used for irradiation of the irradiation positions g1' and g2 '. The selection is made such that the center of 52b is located substantially at the center of the conversion element array. Next, the conversion element driving unit 13 supplies a drive signal having a predetermined delay phase to each of the conversion element group 52a and the conversion element group 52b, so that the irradiation positions g1 ′ and g2 ′ are super-strong. Irradiate sound waves. The drive signal at this time is obtained by synthesizing a delay phase for focusing for focusing the strong ultrasonic wave to the irradiation position and a delay phase for deflection for emitting the strong ultrasonic wave in the θ1 direction or the θ2 direction. Given.
[0089]
FIGS. 15B and 15C show a specific example of an array pattern of the conversion element groups 52 used for irradiation at the irradiation positions g1 ′ and g2 ′. For example, an annular array type conversion element group 51 is shown. Are further divided at predetermined intervals in the peripheral direction of the ring. Each of the two-dimensionally arranged conversion element groups 52a and 52b is supplied with a drive signal having a delay phase from the conversion element driving unit 13, and the irradiation positions g1 'and g2' are irradiated with strong ultrasonic waves. However, the transmission of the high-intensity ultrasonic waves is the same as the transmission of the ultrasonic waves for imaging by the ultrasonic imaging apparatus 14, and thus the detailed description is omitted.
[0090]
By irradiating strong ultrasonic waves to the irradiation position g1 'and the irradiation position g2' by such a procedure, the focal length is set to L1 and L2, and the arrangement pattern of the conversion element group 52 is also shown in FIG. And are set as shown in FIG. That is, the effective width of the conversion element group 52 is changed in accordance with the change of the focal length, and the side lobe of the strong ultrasonic wave applied to the tumor 2 can be reduced by such a setting method of the conversion element group 52. It becomes possible.
[0091]
However, when the number of channels in the conversion element driving unit 13 is limited, it is desirable that the number of the conversion element groups 52 be as small as possible. Even in the case of the element group 52, good irradiation characteristics can be obtained.
[0092]
For example, FIG. 16 shows a method in which the group of annular array type conversion elements 51 is further divided into two, and FIG. 16 (a) shows irradiation of intense ultrasonic waves in the XZ plane as in FIG. FIG. 16B shows a method of selecting the conversion element group 53b in the case where irradiation is performed in the YZ plane, and FIG. 16B shows a method of selecting the conversion element group 53b. Accordingly, the arrangement pattern of the conversion element group 53 can be easily changed.
[0093]
In FIG. 16, the beam direction of the high-intensity ultrasonic wave is shown only in the XZ plane or the YZ plane. Groups 53 can be formed.
[0094]
According to the present embodiment described above, even when the effective width of the conversion element group is reduced and the irradiation position at a relatively short distance is irradiated with strong ultrasonic waves, the arrangement pattern of the conversion element group can be easily changed. It becomes possible. For this reason, it is possible to irradiate strong ultrasonic waves without reducing the number of the conversion element groups, and it is possible to generate a powerful ultrasonic beam having excellent irradiation characteristics. In particular, since the irradiation of the strong ultrasonic waves to the area other than the tumor region due to the side lobes is reduced, the reliability of the ultrasonic irradiation can be improved.
[0095]
Since the effective width of the conversion element group in the present embodiment changes with a change in the focal length, the energy irradiated from the conversion element group also changes with this effective width. On the other hand, the amount of ultrasonic attenuation in the subject 1 depends on the length of the focal length. Therefore, the increase and decrease of the effective width in the variable aperture method has an effect of correcting the magnitude of the irradiation energy in the irradiation area.
[0096]
The embodiments of the present invention have been described above. However, the present invention is not limited to the above-described embodiments, and can be implemented with various modifications. For example, in this embodiment, an annular array type conversion element group and its modification are shown, but the arrangement pattern of the conversion element group is not particularly limited. Further, each of the conversion elements 41 may have an arrangement pattern other than a rectangle, and may be one-dimensionally arranged. In this case, the conversion element group is also one-dimensionally arranged.
[0097]
On the other hand, when the irradiation position of the strong ultrasonic wave is moved in the X direction or the Y direction, in the present embodiment, the parallel moving method of the conversion element group 51 shown in FIG. 9 or the strong ultrasonic wave shown in FIGS. Although the beam changing method has been described, a method of mechanically moving the applicator 11 as in Patent Document 3 may be used.
[0098]
In the ultrasonic irradiation procedure of the present embodiment, the case where the irradiation execution command or the irradiation stop command is input by the operator has been described. However, the present invention is not limited to this method. When the setting of the delay phase of the signal and the like is completed, the apparatus may automatically irradiate the intense ultrasonic waves. May be shifted to preparation for irradiation.
[0099]
Furthermore, a method of manually setting the irradiation position while observing the tumor 2 displayed on the display unit 16 without creating an irradiation plan may be used.
[0100]
On the other hand, in the above description of the embodiment, the number of the conversion element groups 51 is constant (N) in any case, but it is not always necessary to set them to the same value. However, it is desirable to match the number of drive channels of the conversion element drive unit 13.
[0101]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, a plurality of conversion element groups are selected from a large number of arranged small conversion elements to form an ultrasonic wave source. For this reason, it is possible to easily reset the arrangement pattern of the conversion element group, which can reduce the phase error of the ultrasonic wave front, with the increase and decrease of the effective width in the variable aperture method, and the ultrasonic wave with less side lobes and high reliability An irradiation device can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an entire ultrasonic irradiation apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic generator according to the embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing a configuration of a conversion element selection circuit according to the embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing an example of selecting a conversion element according to the embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing a relative delay phase given to a drive signal of an annular array type conversion element group in the embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a block diagram of an ultrasonic imaging apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a flowchart showing an irradiation procedure according to the embodiment of the present invention.
FIG. 8 is an ultrasonic image of an irradiation site and an explanatory diagram according to the embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing a method of selecting a conversion element group according to the movement of the ablation position according to the embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a diagram showing a relationship between a focal length and an effective width in a variable aperture method.
FIG. 11 is a diagram illustrating a variable aperture method.
FIG. 12 is a diagram comparing a conversion element group of a variable aperture method according to an embodiment of the present invention with an array pattern of conversion elements according to a conventional method.
FIG. 13 is a diagram showing an effect of the embodiment of the present invention in comparison with a conventional method.
FIG. 14 is a diagram showing a first modification of the embodiment of the present invention.
FIG. 15 is a diagram showing a second modification of the embodiment of the present invention.
FIG. 16 is a diagram showing a method of selecting a conversion element group in a second modification of the embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
11 ... Applicator
12 ... Conversion element selector
13 ... Conversion element drive unit
14 Ultrasonic imaging device
15 ... Conversion element selection circuit
16 Display unit
17 ... operation part
18 ... Selection control circuit
19 ... System control unit
20: Probe rotation mechanism
21 ... Ultrasonic generator
22 ... Ultrasonic probe for imaging
23 Coupling liquid
24 ... Coupling film
25 ... hole
32 ... CW generation control circuit
33 ... CW generator
34 ... Delay circuit
35 ... RF amplifier
36 ... Matching circuit

Claims

Conversion element selecting means for selecting a predetermined electro-acoustic conversion element from a plurality of arranged electro-acoustic conversion elements,
A conversion element driving unit for supplying a drive signal to the plurality of conversion elements selected by the conversion element selection unit and irradiating ultrasonic waves,
Irradiation position setting means for setting the irradiation position of the ultrasonic wave irradiated by the conversion element driving means,
In order to change the array pattern of the electro-acoustic transducers driven according to the irradiation position of the ultrasonic wave set by the irradiation position setting means, the conversion element selecting means selects an electro-acoustic transducer element group. An ultrasonic irradiation apparatus, comprising: a conversion element selection control unit for instructing.

Conversion element selecting means for selecting a predetermined electro-acoustic conversion element from a plurality of arranged electro-acoustic conversion elements,
A conversion element driving unit for supplying a drive signal to the plurality of conversion elements selected by the conversion element selection unit and irradiating ultrasonic waves,
Irradiation position setting means for setting the irradiation position of the ultrasonic wave irradiated by the conversion element driving means,
In order to change the array pattern of the electro-acoustic transducers driven according to the irradiation position of the ultrasonic wave set by the irradiation position setting means, the conversion element selecting means selects an electro-acoustic transducer element group. Conversion element selection control means for instructing,
An ultrasonic irradiation apparatus comprising: an ultrasonic image generating unit that generates ultrasonic image data of a cross section including the irradiation position; and a display unit that displays the ultrasonic image data.

The conversion element selecting means selects a predetermined electro-acoustic conversion element from a plurality of two-dimensionally-arranged electro-acoustic conversion elements based on the irradiation position information, and commonly connects the electro-acoustic conversion elements. The ultrasonic irradiation device according to claim 1 or 2, wherein a group of conversion elements is formed.

4. The ultrasonic irradiation apparatus according to claim 3, wherein said conversion element selection control means forms an annular array type conversion element group.

5. The conversion element selection control unit sets an array interval of the conversion element groups based on a distance to an irradiation position of the focused ultrasonic wave set by the irradiation position setting unit. 6. Ultrasonic irradiation equipment.

The conversion element selection control means sets an effective aperture of the conversion element group based on a distance to an irradiation position of the focused ultrasonic wave set by the irradiation position setting means. Sound wave irradiation device.

The conversion element selection control unit moves and sets the center of the conversion element group in accordance with the irradiation position of the focused ultrasonic wave set by the irradiation position setting unit. Sound wave irradiation device.

3. The ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1, wherein the conversion element driving unit drives the plurality of conversion element groups using a drive signal having a predetermined delay phase.

The drive signal generation control unit further includes a drive signal generation control unit, and while the setting of the irradiation position by the irradiation position setting unit and the setting of the conversion element group by the conversion element selection unit are performed, the drive signal generation control unit includes the conversion element. 3. The ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1, wherein driving of the conversion element group by the driving unit is stopped.

The ultrasonic image generating unit includes an ultrasonic probe for imaging and a probe rotation control unit, and the probe rotation control unit controls the rotation of the ultrasonic probe based on an irradiation position set by the irradiation position setting unit. The ultrasonic irradiation device according to claim 2, wherein:

The apparatus further includes an irradiation plan setting unit, wherein the irradiation position setting unit sets an irradiation position formed by the conversion element group to a predetermined position based on an irradiation trajectory set in advance by the irradiation plan setting unit. The ultrasonic irradiation device according to claim 1 or 2, wherein:

The apparatus further includes a tumor data input unit, wherein the irradiation plan setting unit sets an irradiation plan based on the tumor image displayed by the display unit, based on the tumor information input by the tumor data input unit. The ultrasonic irradiation device according to claim 11.

3. The ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1, wherein the element width of the electroacoustic transducer used for the transducer selecting means is smaller than 17 mm.