JP5541946B2

JP5541946B2 - 超音波治療装置

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Authority: JP
Inventors: 峰雪村上; 博士鶴田; 義治石橋
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Filing date: 2010-02-26
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Description

本発明は、超音波治療装置に関する。

一般に、治療手技の一つとして、超音波照射装置による目標組織への超音波照射によって、当該組織を構成する細胞を破壊したり、当該組織を発熱させて当該組織を凝固させたりする処置がある。この様な処置に用いられる超音波治療装置が、例えば特許文献１に開示されている。また、超音波の伝搬距離は、超音波の周波数に依存して異なることが知られている。例えば前記特許文献１にも、超音波を照射したい位置によって、超音波発生素子を交換し、照射する超音波の周波数を異ならせることが開示されている。
また、前記の様な超音波照射による処置において、超音波造影剤として用いられる様なマイクロバブルを超音波照射部に投与し、超音波照射によって当該マイクロバブルを振動または破裂させると、そのキャビテーションの効果により、当該処置の効率が上昇することが知られている。

特開２００４−１１３２５４号公報

前記の様な超音波照射装置を、例えば内視鏡システムに組み込む等、小型化する必要がある場合、超音波の発生源を小型化せざるを得ない。しかし、超音波の発生源を小型化すると、それに伴い発生する超音波の周波数が高くなる。その結果、例えば前記マイクロバブルを破裂させる為にはマイクロバブルの共振周波数を照射するのが良いという様に、標的に応じて照射したい適切な超音波の周波数と、超音波素子の出力周波数が不一致になるという課題がある。また、標的に応じて超音波の周波数を設定することを優先させると、超音波の減衰の周波数依存性を考慮することができなくなるという課題がある。

そこで、本発明は、標的に応じた適切な周波数の超音波を標的に照射でき、且つ超音波の減衰の周波数依存性を考慮することができる超音波治療装置を提供することを目的とする。

前記目的を果たすため、本発明の超音波治療装置の一態様は、超音波を放射する音源と、前記音源を駆動するための駆動信号を発生する駆動信号発生部と、第１の信号周波数及び第２の信号周波数を設定する周波数設定部と、を具備し、前記周波数設定部は、前記第１の信号周波数と前記第２の信号周波数との和が前記音源から治療対象部である目標位置までの距離が長い程小さくなるように、かつ、前記第１の信号周波数と前記第２の信号周波数との差が前記治療対象部に係る周波数特性に応じるように、前記第１の信号周波数と前記第２の信号周波数とを設定し、前記駆動信号発生部は、前記音源に前記超音波として前記周波数設定部が設定した前記第１の信号周波数と前記第２の信号周波数とを含む有限振幅音波を放射させるように、前記駆動信号として前記第１の信号周波数を含む第１の駆動信号と前記第２の信号周波数を含む第２の駆動信号とを発生する、ことを特徴とする。

本発明に依れば、第１の信号周波数と第２の信号周波数とを含む有限振幅音波を放射することによって、標的に応じた適切な周波数の超音波を標的に照射でき、且つ超音波の減衰の周波数依存性を考慮することができる超音波治療装置を提供できる。

本発明の第１の実施形態に係る超音波治療装置の構成例を示すブロック図。本発明の第１の実施形態に係る超音波射出部を構成するｃＭＵＴアレイの一例を示す平面図。本発明の第１の実施形態に係る超音波射出部を構成するｃＭＵＴの一例を示す（ａ）断面図と（ｂ）平面図。本発明の第１の実施形態に超音波治療装置の出力の周波数特性を説明する為の図。本発明の第１の実施形態に係る超音波射出部を構成するｃＭＵＴの一例を示す断面図。本発明の第１の実施形態に係る超音波射出部を構成するｃＭＵＴの一例を示す断面図。本発明の第１の実施形態に係る超音波射出部を構成するｃＭＵＴアレイの一例を示す平面図。本発明の第１の実施形態に係る出力情報記憶部が記憶する、目標位置の深さと出力周波数関係を表すテーブルの一例を示す図。本発明の第２の実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置の構成例を示す図。本発明の第２の実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置の超音波制御ユニット及びその関連部の一実施形態の構成例を示すブロック図。本発明の第２の実施形態に係る超音波装置によって取得される画像を説明する為の図。本発明の第２の実施形態に係る超音波射出部を構成するｃＭＵＴアレイの一例を示す（ａ）平面図及び（ｂ）断面図。本発明の第２の実施形態に係る超音波装置によって取得される画像を説明する為の図。本発明の第２の実施形態に係る超音波射出部によって出力する超音波の位相と焦点位置の関係を説明する為の図。本発明の第２の実施形態に係る先端部の構成の一例を示す図。本発明の第３の実施形態に係る超音波治療装置の構成例を示すブロック図。本発明の第４の実施形態に係る超音波治療装置が発生する超音波の照射範囲と、それらが重畳された領域で発生する差音を説明するための図。本発明の第４の実施形態に係る超音波治療装置の構成例を示すブロック図。本発明の第４の実施形態に係る超音波治療装置が発生する超音波の照射範囲と、それらが重畳されて差音が発生する領域を説明する為の図。本発明の第２の実施形態に係る超音波射出部を構成するｃＭＵＴアレイの一例を示す（ａ）平面図及び（ｂ）断面図。本発明の第４の実施形態に係る超音波治療装置が発生する超音波の照射範囲と、それらが重畳されて差音が発生する領域を説明するための図。本発明の第４の実施形態に係る超音波治療装置が発生する超音波の照射範囲と、それらが重畳されて差音が発生する領域を説明するための図。本発明の第５の実施形態に係る超音波射出部を構成する円弧形すだれ状電極トランスデューサの一例を示す（ａ）平面図と（ｂ）断面図。本発明の第５の実施形態に係る超音波治療装置が発生する超音波の焦点の位置を説明するための図。本発明の第５の実施形態に係る超音波治療装置が発生するＳＡＷの焦点の位置とＢＡＷの焦点の位置を説明するための図。本発明の第５の実施形態に係る超音波射出部を構成するすだれ状電極トランスデューサの一例を示す平面図。本発明の第７の実施形態に係る超音波射出部を構成する円弧形すだれ状電極トランスデューサの一例を示す平面図。本発明の第７の実施形態に係る超音波治療装置が発生する超音波の焦点の位置を説明するための図。本発明の第７の実施形態に係る超音波射出部を構成する円弧形すだれ状電極トランスデューサの一例を示す平面図。本発明の第８の実施形態に係る超音波射出部を構成する超音波素子の一例を示す断面図。本発明の第８の実施形態に係る超音波射出部を構成する超音波素子の一例を示す断面図。本発明の第１０の実施形態に係る超音波射出部を構成する超音波素子の一例を示す（ａ）断面図と（ｂ）平面図。本発明の第１０の実施形態に係る超音波射出部を構成する超音波素子の一例を示す（ａ）断面図と（ｂ）平面図。本発明の第１０の実施形態に係る超音波射出部を構成する超音波素子の一例を示す（ａ）断面図と（ｂ）平面図。

［第１の実施形態］
まず、本発明の第１の実施形態について図面を参照して説明する。本実施形態に係る超音波治療装置は、例えば細胞を破壊すること、或いは組織を発熱させて当該組織を凝固させたりすることで治療を行う処置に用いるため、所望の周波数の超音波を、目的位置に照射する装置である。例えば、細胞を破壊するためには、細胞に直接超音波を照射してそのエネルギーにより細胞を破壊する等しても良いし、超音波造影剤等として用いられるマイクロバブルを超音波照射の対象部に投与し、当該マイクロバブルを超音波照射により破裂させ、その破裂の際に発生するキャビテーションのエネルギーにより細胞を破壊等しても良い。

本実施形態に係る超音波治療装置の構成の概要を図１に示す。本超音波治療装置は、先端部１００と、超音波治療装置制御部２００と、入力部２５０とを有する。先端部１００は、例えば円筒形状をしており、その円周面の一部には、当該超音波照射装置が射出する超音波の音源となる超音波射出部１１０が設置されている。超音波治療装置制御部２００は、駆動変数設定部２１０と、出力情報記憶部２１５と、駆動指示部２２０と、第１の信号発生部２３２と、第２の信号発生部２３４と、加算部２３６とを有する。

入力部２５０は、超音波を照射する目標位置や照射する超音波の強度等に関する操作者の指示を入力する。入力部２５０は、入力した操作者の指示を駆動変数設定部２１０に出力する。駆動変数設定部２１０は、入力部２５０から入力された情報に基づいて、出力情報記憶部２１５から周波数情報を読み出し、それに基づき第１の信号発生部２３２と、第２の信号発生部２３４によって発生され超音波射出部１１０から射出される超音波の周波数、振幅、及び初期位相を算出し決定する。駆動変数設定部２１０は、決定した超音波の周波数、振幅、及び初期位相を、駆動指示部２２０に出力する。

出力情報記憶部２１５は、後述の周波数情報等を記憶しており、駆動変数設定部２１０の要求に応じて記憶している周波数情報を、駆動変数設定部２１０に出力する。駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された超音波の周波数、振幅、及び初期位相に基づいて、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４に、超音波の周波数、振幅、及び初期位相に応じた信号の発生の指示を出力する。

第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４はそれぞれ、駆動指示部２２０から入力された超音波発生の指示に基づいて、信号を生成し、それを加算部２３６に出力する。加算部２３６は、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４からの入力を加算し、その結果生成される加算信号である駆動信号を、超音波射出部１１０に出力する。加算部２３６としては、例えばＯＰアンプを用いた一般的な加算回路が挙げられる。これにより、異なる周波数の駆動信号を重畳することができ、その駆動信号により音源を駆動することができるようになる。
この様に、例えば超音波射出部１１０は、周波数設定部が設定した第１の信号周波数と第２の信号周波数とを含む有限振幅音波を放射する音源として機能し、例えば駆動変数設定部２１０は、音源に対する治療対象部の目標位置に応じて第１の信号周波数及び第２の信号周波数を設定する周波数設定部として機能し、例えば第１の信号発生部２３２、第２の信号発生部２３４及び加算部２３６は、音源を駆動するための駆動信号を発生する駆動信号発生部として機能し、例えば出力情報記憶部２１５は、目標位置と第１の信号周波数及び第２の信号周波数とを対応付けて記憶する周波数情報記憶部として機能し、例えば入力部２５０は、目標位置を入力する位置情報入力部として機能し、例えば第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４は、前記周波数設定部が設定した第１の信号周波数を含む第１の駆動信号と前記周波数設定部が設定した第２の信号周波数を含む第２の駆動信号とを発生する信号発生部として機能し、例えば加算部２３６は、第１の駆動信号と第２の駆動信号とを加算して加算駆動信号を作成する加算部として機能する。

次に、本実施形態に係る超音波射出部１１０について説明する。本実施形態に係る超音波射出部１１０は、図２にその平面図を示す通り、複数の静電容量型振動子（ｃａｐａｓｉｔｉｖｅＭｉｃｒｏｍａｃｈｉｎｅｄＵｌｔｒａｓｏｎｉｃＴｒａｎｓｄｕｃｅｒ；ｃＭＵＴ）３１０を並べたｃＭＵＴアレイ３２０である。

一つのｃＭＵＴ３１０は、例えば図３（ａ）に断面図、図３（ｂ）に平面図を示す様な構造を有する。即ち、ｃＭＵＴ３１０は、例えばシリコンから成る下部基板３１１の上に形成されている。下部基板３１１の上には、例えばＰｔ／Ｔｉから成る下部電極３１２が形成されている。下部電極３１２の材質は、Ｐｔ／Ｔｉに限定されず、Ａｕ／Ｃｒ、Ｍｏ、Ｗ、リン青銅、Ａｌ等でも良い。下部電極３１２の上には、例えばＳｒＴｉＯ_３から成る誘電体膜３１３が形成されている。誘電体膜３１３は、ＳｒＴｉＯ_３に限定されずＢａＴｉＯ_３、チタン酸バリウム・ストロンチウム、五酸化タンタル、酸化ニオブ安定化五酸化タンタル、酸化アルミニウム、ＴｉＯ_２等の高誘電率を有する材料を用いても良い。この誘電体膜３１３は、後述する空隙３１４を挟んで、上部電極３１７と下部電極３１２の間の静電容量を増加させる働きをする。

誘電体膜３１３の上には、円筒形の空隙３１４を有する様に、例えばＳｉＮから成るメンブレン支持部３１５が存在する。そして、空隙３１４及びメンブレン支持部３１５を覆う様に、例えばＳｉＮから成るメンブレン３１６が形成されている。メンブレン３１６の上には、下部電極３１２と同様に例えばＰｔ／Ｔｉから成る、上部電極３１７が形成されている。

上部電極３１７の上には、空隙３１４よりも小さい径の凸型のヘッド部３１８が設けられている。ヘッド部３１８は、例えばテトラエトキシシラン（ＴＥＯＳ）から構成されており、半導体プロセスによりメンブレン３１６と比較して厚膜となっている。ヘッド部３１８は、ＴＥＯＳに限らず、ＳｉＮ、ＳｉＯ_２、ポリイミド等、半導体プロセスによく用いられる他の材料でも良い。また、複数の材料で多層膜となっていてもよい。

この様な構成を有するｃＭＵＴ３１０は、上部電極３１７及び下部電極３１２に電圧を印加することで電極間に引力が働き、電圧の印加を停止すると元に戻る。周期的な電圧印加動作によってメンブレン３１６及びその上に形成されたヘッド部３１８が振動する。その結果、有限振幅の超音波が照射される。従って、上部電極３１７及び下部電極３１２に印加する電圧の周波数を様々に変えることで、様々な周波数の超音波を出力することができる。

ｃＭＵＴ３１０は、空隙３１４を覆うように存するメンブレン３１６部分が軟らかく、上部電極３１７及びヘッド部３１８は比較的高い剛性を有している。従って、ヘッド部３１８は比較的硬く、その周囲は比較的軟らかい構造となっている。このため、下部電極３１２と上部電極３１７に電圧を印加した際のメンブレン３１６の振動変位の方向は、ヘッド部３１８の凸部の上部面の法線方向に統一される。即ち、ヘッド部３１８を有さないｃＭＵＴのメンブレンが屈曲振動を行うのに対して、ヘッド部３１８を有するｃＭＵＴ３１０のメンブレン３１６は、擬似的に厚み縦振動のような一方向への振動となり、上部電極３１７部分及びその上のヘッド部３１８が、ピストン振動様に振動することが可能である。このため、射出される超音波の指向性が上昇し、目標位置で高い音圧効果が得られる。更に、この様な構成により、メンブレン３１６が屈曲しながら振動することで生じる高調波振動等、不要な振動を低減させることができる。

前記の様な構成を有するｃＭＵＴ３１０は、図４にその周波数特性を示す通り、一点鎖線で表した中心周波数を中心に、広い周波数範囲で安定した出力を有している。前記中心周波数は、例えば十数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚであり、その帯域は、例えば５０〜１００％である様に設計されている。また、ｃＭＵＴ３１０はその製造工程の安定性からデバイス間のばらつきが小さいという特徴も有する。

尚、ヘッド部３１８の形状は、図５に示す通り、傾斜を設けた形状でも良い。この様に傾斜が存する場合、超音波の射出方向は、傾斜面の法線方向、つまり、下部基板３１１に対して斜め方向となる。
また、ｃＭＵＴ３１０は、図６に示す様に、空隙３１４の形状を変更しても良い。即ち、下部基板３１１の面と平行な面における断面積が、下部電極３１２側と上部電極３１７側とで異なる様にしても良い。この様な形状にすることによって、図３に示すｃＭＵＴの様に空隙３１４が円筒形状をしている場合に比べて、出力超音波の更なる広帯域化を実現できる。

また、ｃＭＵＴ３１０の平面形状は、前記の様に四角形でなく、図７に示す様に例えば六角形等、その他多角形の形状でも良く、それを並べてｃＭＵＴアレイ３２０を形成しても良い。ヘッド部３１８の平面形状も円形に限らない。
ｃＭＵＴアレイ３２０は、前記ｃＭＵＴ３１０を多数並べたものであり、各ｃＭＵＴ３１０の下部電極３１２は、互いに接続されている。同様に、上部電極３１７は、互いに接続されている。従って、全ｃＭＵＴ３１０は一斉に振動する。この様なｃＭＵＴ３１０によって構成されるｃＭＵＴアレイ３２０を有する超音波射出部１１０は、加算部２３６から入力された加算信号によって超音波を出力する。

ここで、本実施形態に係る超音波治療装置による目的部位への超音波照射について説明する。当該超音波治療装置の１つの使用用途は、例えば超音波照射によって細胞を破壊することである。例えば、細胞を破壊したい部分にマイクロバブルを投与し、超音波照射によってマイクロバブルを破裂させると、マイクロバブルの破裂により発生するキャビテーションのエネルギーで、効率良く周囲の細胞を破壊できることが知られている。この様にマイクロバブルを破裂させる場合には、照射する超音波の周波数は、マイクロバブルの共振周波数に近い値に設定すると効率的であり、市販の超音波造影剤などをマイクロバブルとして用いる場合には、１〜２ＭＨｚ程度が適当である。

また、一般に、物質内を伝播する超音波は、その周波数が高いほど減衰が大きい。前記の通りｃＭＵＴ３１０を用いると、射出する超音波の周波数を変化させることができる。従って、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、最適な周波数を選択すれば、目標位置まで超音波を伝播させることができる。

前記事実を鑑みて、本実施形態に係る超音波治療装置では、射出する超音波の周波数を以下の様に考える。例えば、第１の信号発生部２３２が発生する信号の周波数をｆ_１、角周波数をω_１、振幅をＡとする。また、第２の信号発生部２３４が発生する信号の周波数をｆ_２、角周波数をω_２、振幅をＡとする。ここで、ｆ_１とω_１及びｆ_２とω_２には以下の関係がある。
ω_１＝２πｆ_１
ω_２＝２πｆ_２
加算部２３６は、第１の信号発生部２３２が発生する信号と第２の信号発生部２３４が発生する信号を入力し、それらを加算する。この例では、第１の信号発生部２３２が発生する信号と第２の信号発生部２３４が発生する信号の初期位相が一致していれば、加算部２３６で生成される加算信号ｘ（ｔ）は下記式（１）で表される。

ここで、ｘ（ｔ）＝２Ａｃｏｓ（（（ω_１＋ω_２）／２）ｔ）を搬送波、ｘ（ｔ）＝ｃｏｓ（（（ω_１−ω_２）／２）ｔ）を変調波と呼ぶ。式（１）で表される加算信号ｘ（ｔ）により超音波射出部１１０が発生する超音波を被験体に照射すると、搬送波の周波数の超音波によって変調波の周波数の超音波が伝搬されることになる。従って、前記の通り、マイクロバブルを破裂させるため１〜２ＭＨｚの超音波を目標位置に照射したい場合には、変調波の周波数Δｆ＝｜ｆ_１−ｆ_２｜＝（｜ω_１−ω_２｜）／２πが１〜２ＭＨｚとなる様に、ｆ_１及びｆ_２を決定すれば良い。

また、前記の通り、物質内を伝播する超音波は周波数が高いほど減衰が大きいので、目標位置が超音波の発生源である超音波射出部１１０から遠い（深い）場合には、搬送波の周波数（ｆ_１＋ｆ_２）＝（ω_１＋ω_２）／２πが低くなる様に、一方、目標位置が超音波射出部１１０から近い（浅い）場合には、搬送波の周波数（ｆ_１＋ｆ_２）＝（ω_１＋ω_２）／２πが高くなる様にｆ_１及びｆ_２を決定すれば良い。この決定の際、超音波射出部１１０から目標位置までの距離とその間に存在する物質の超音波吸収係数等に基づいて搬送波の周波数を決定することが望ましい。

この様に、例えば式（１）で表される加算信号ｘ（ｔ）により超音波射出部１１０が発生する超音波を照射すると、音波を伝える媒質の非線形性のため、目標位置において、周波数Δｆ＝｜ｆ_１−ｆ_２｜の変調波が発生するのと同等な効果が得られる。この様な効果を自己復調効果という。この自己復調効果が本実施形態において重要な点である。即ち、前記の変調波の周波数と搬送波の周波数を同時に満足するｆ_１及びｆ_２を決定することで、当該超音波治療装置は、目標位置の深さの違いに関わらず、目標周波数の超音波を目標位置に照射することができる。尚、本実施形態においてｆ_１及びｆ_２の値の決定は、駆動変数設定部２１０が行う。

前記説明で用いた式（１）は一例であり、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４から出力される信号を用いることで、搬送波と変調波の積となる加算信号を生成するものであれば良い。そのため、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４が発生する信号の振幅は、それぞれＡ_１及びＡ_２であり、これらは異なっていても良い。また、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４が発生する信号の初期位相に差があっても良い。

次に、本実施形態に係る超音波治療装置の動作を説明する。本超音波治療装置の使用に際しては、先端部１００の超音波射出部１１０を、超音波を照射する対象である被験体（音響伝搬媒質）に、音響インピーダンスを整合するための音響整合層を挟んで或いは直接に接触させる。音響整合層は、例えば脱気水を入れた水袋や、超音波診断装置又は超音波治療装置で一般に用いられる樹脂やゼリー状の物質から成る音響整合材等である。

そして、超音波射出部１１０を被験体に当てた状態で、入力部２５０から入力された操作者の指示に基づいて超音波を発生させる。入力部２５０によって、操作者は超音波を照射する目標位置を指定することができる。このとき、超音波治療装置制御部２００の駆動変数設定部２１０は、入力部２５０から入力された操作者が指示する目標位置及び目標物に応じて、前記の通り、搬送波及び変調波の周波数を決定し、それを実現する第１の信号発生部２３２が発生する信号の周波数ｆ_１、振幅Ａ_１、及び初期位相θ_１、並びに、第２の信号発生部２３４が発生する信号の周波数ｆ_２、振幅Ａ_２、及び初期位相θ_２を決定する。この際、駆動変数設定部２１０は、出力情報記憶部２１５に記憶してある周波数情報を用いる。

出力情報記憶部２１５は、例えば図８に模式的に示す様な、Δｆ＝｜ｆ_１−ｆ_２｜毎に用意された目標位置の深さＸに応じたｆ_１及びｆ_２の組み合わせの情報を含むテーブルを記憶している。駆動変数設定部２１０は、目標位置及び目標物に応じて、出力情報記憶部２１５から必要なテーブルを読み出し、それに基づいてｆ_１及びｆ_２の組み合わせを決定する。図８に示したテーブルは勿論一例であり、目標位置の深さＸに応じたｆ_１及びｆ_２の組み合わせを表すテーブルならばどのようなものでも良い。また、Ｘ、ｆ_１、及びｆ_２の関係の一部又は全部を関数で表すようにし、その関数に基づいて駆動変数設定部２１０が算出するように構成しても良い。
この様に出力情報記憶部２１５が目標位置の深さＸに応じたｆ_１及びｆ_２の組み合わせを予め記憶しておくことによって、駆動変数設定部２１０は、速やかに目標位置及び目標物に応じてｆ_１及びｆ_２の組み合わせを決定することができる。

また、出力情報記憶部２１５は、使用状況に応じた第１の信号発生部２３２が発生する超音波の振幅Ａ_１や初期位相θ_１及び第２の信号発生部２３４が発生する超音波の振幅Ａ_２や初期位相θ_２に関するテーブルも記憶しておく。
駆動変数設定部２１０は、決定したｆ_１、ｆ_２、Ａ_１、Ａ_２、θ_１、及びθ_２を駆動指示部２２０に出力する。駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された値に基づいて、第１の信号発生部２３２に周波数ｆ_１、振幅Ａ_１及び初期位相θ_１の信号を出力するように、また、第２の信号発生部２３４に周波数ｆ_２、振幅Ａ_２及び初期位相θ_２の信号を出力するように、それぞれ信号の発生を指示する。

第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４はそれぞれ、駆動指示部２２０から入力された超音波発生の指示に基づいて信号を生成し、生成した信号を加算部２３６に出力する。加算部２３６は、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４からの入力を加算し、例えば式（１）で表される加算信号である駆動信号を、超音波射出部１１０に出力する。

超音波射出部１１０のｃＭＵＴアレイ３２０を構成する各ｃＭＵＴ３１０は、加算部２３６から入力された駆動信号により、ヘッド部３１８を振動させて超音波を射出する。その結果、被験体内を、前記の通り目標位置において周波数Δｆ＝｜ｆ_１−ｆ_２｜の超音波が自己復調されることになる超音波が伝播する。

本実施形態に係る超音波治療装置に依れば、ｃＭＵＴの特性と素子の小型化のため、出力する超音波の周波数が、例えば中心周波数は十数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚという様に、高周波数とならざるを得ない超音波射出部１１０を用いても、例えばマイクロバブルの共振周波数である１〜２ＭＨｚ等の超音波を照射することができる。この様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

［第２の実施形態］
次に、本発明の第２の実施形態について図面を参照して説明する。ここで本実施形態の説明では、前記第１の実施形態との相違点について説明し、第１の実施形態と同一の部分については同一の符号を付して、その説明は省略する。本実施形態は、第１の実施形態に係る超音波治療装置を有する内視鏡型超音波治療診断装置である。

本実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置４００は、図９に示す通り、第１の実施形態に係る超音波治療装置の先端部１００を備えた細管状の超音波プローブ４２０を体腔内に挿入し、先端部１００に設置された、図９には図示しない超音波射出部１１０から超音波を射出して、体腔内における所望の生体組織の超音波診断及び超音波治療を行うものである。超音波射出部１１０は、第１の実施形態で説明した通り、目標位置に超音波を照射し、そのエネルギーで当該目標位置の細胞を破壊する治療処置を行う機能を有する。それと共に、この治療処置動作の前後及び治療処置最中において、治療対象である目標位置近傍の生体組識の超音波診断を行う機能を備えている。

即ち、本実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置４００は、図９に示す様に超音波装置４１０と内視鏡装置４６０等によって主に構成されている。超音波装置４１０は、図９には図示しない超音波射出部１１０を先端部１００に内蔵した細長形状のプローブ挿入管４２２を備えた超音波プローブ４２０を有する。

超音波プローブ４２０は、プローブ接続ユニット４３０を介して、超音波制御ユニット４４０と接続している。超音波プローブ４２０とプローブ接続ユニット４３０の接続は、超音波プローブ４２０の基端部に設けられる接続部４２４とプローブ接続ユニット４３０の連結部４３２とで着脱自在に行われる。また、プローブ接続ユニット４３０と超音波制御ユニット４４０の接続は、プローブ接続ユニット４３０のコネクタ４３４によって行われる。超音波制御ユニット４４０は、第１の実施形態における超音波治療装置制御部２００を含む、超音波プローブ４２０の制御を行う部分である。

また、超音波装置４１０は、超音波制御ユニット４４０により取得・生成される映像信号を入力し、超音波断層画像を表示する超音波画像表示装置４５０を有する。また、超音波装置４１０は、操作者の入力を受け付ける入力部４５５を有する。
一方、前記内視鏡装置４６０は、撮像装置を内蔵した電子内視鏡４７０と、この電子内視鏡４７０に照明光束を供給する光源装置４９２と、電子内視鏡４７０の図示しない撮像素子を駆動させたり、当該撮像素子から伝送される電気信号を受信して各種の信号処理を行い、内視鏡観察画像を表示するための映像信号を生成したりするビデオプロセッサ４９４と、このビデオプロセッサ４９４により生成され出力される映像信号を受けて内視鏡観察画像を表示する内視鏡画像表示装置４９６とを有する。

電子内視鏡４７０は、体腔内に挿入される細長形状の挿入部４７２と、この挿入部４７２の基端側に配置される操作部４７４と、この操作部４７４の側部から延出するユニバーサルコード４７７とによって主に構成されている。
前記ユニバーサルコード４７７の先端部には光源装置４９２に接続される内視鏡コネクタ４７８が設けられている。この内視鏡コネクタ４７８の側部には電気コネクタ４７９が設けられている。この電気コネクタ４７９にはビデオプロセッサ４９４から延出される映像ケーブル４９５が接続されている。

挿入部４７２は、先端側に湾曲部４８０が設けられており、この湾曲部４８０のさらに先端側に硬質部４８２が設けられている。この硬質部４８２の先端面４８３には直視による内視鏡観察を行うための照明光窓４８４と観察窓４８５と鉗子出口４８６等が設けられている。

前記操作部４７４には、前記挿入部４７２の湾曲部４８０を湾曲制御するアングルノブ４７５や、前記内視鏡画像表示装置４９６の表示画面上に表示させる表示画像を切り換えたりフリーズ操作やレリーズ操作等の各種の操作指示を行ったりする複数の操作スイッチ４７６や、体腔内に導入される処置具等の導入口であり前記鉗子出口４８６に連通する処置具挿入口４８１等が設けられている。

次に、超音波制御ユニット４４０について説明する。本実施形態に係る超音波装置４１０は、内視鏡装置４６０と組み合わされることで、体腔内で、第１の実施形態で説明した通り、目標位置に超音波を照射する処置に用いることができる。また、超音波射出部１１０のｃＭＵＴアレイ３２０を用いて、超音波の射出と受信を行うことで、超音波画像診断装置としての機能も実現することができる。

当該超音波装置４１０を制御する超音波制御ユニット４４０は、図１０に示す通り、第１の実施形態で説明した超音波治療装置制御部２００を有する。また、超音波制御ユニット４４０は、超音波制御ユニット４４０の全体を制御する超音波装置制御部４４１と、目標位置取得部４４２と、回転制御部４４３と、画像取得用信号制御部４４５と、受信部４４６と、画像取得部４４７とを有する。

超音波装置４１０が、体腔内の様々な方向の画像取得及び超音波照射を行うために、先端部１００は図示しない回転駆動部によって回転することができる。この回転のため、目標位置取得部４４２は、超音波装置制御部４４１から超音波を照射する方向を取得し、回転制御部４４３に出力する。回転制御部４４３は、目標位置取得部４４２から入力された超音波の照射方向に応じて、前記図示しない回転駆動部の動作を制御する。また、目標位置取得部４４２は、超音波治療のための超音波照射の目標位置を超音波装置制御部４４１から取得し、それを駆動変数設定部２１０に出力する。駆動変数設定部２１０は、目標位置取得部４４２から入力された目標位置に基づいて、第１の実施形態で説明した通り、照射する超音波の周波数を決定する。

超音波画像診断は、一般に知られている方法で行う。このため、画像取得用信号制御部４４５は、画像診断に適切な超音波パルスの各種パラメータを決定し制御する。画像取得用信号制御部４４５は、決定した値を駆動指示部２２０に出力する。駆動指示部２２０は、純音の超音波を用いる場合には、第１の信号発生部２３２のみを用いる様に、第１の実施形態の場合と同様に信号発生の指示を出力する。

超音波画像診断においては、超音波射出部１１０の各ｃＭＵＴ３１０が受信素子として働く。このｃＭＵＴ３１０が受けた信号を受信部４４６が信号として取得する。受信部４４６は、取得した信号を画像取得部４４７に出力する。画像取得部４４７は、受信部４４６から入力された信号に基づいて、一般に知られている方法で超音波画像を構築する。画像取得部４４７は、構築した画像を、超音波装置制御部４４１に出力する。

超音波装置制御部４４１は各種演算を行い、各部を制御する。また、入力部４５５からの入力を受け取る。また、画像取得部４４７から入力された超音波画像を超音波画像表示装置４５０に出力する。
この様に、例えば画像取得用信号制御部４４５は、画像取得用射出超音波信号を設定する画像取得信号設定部として機能する。

次に、本実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置４００の動作を説明する。内視鏡装置４６０は、一般に知られている内視鏡装置であり、本発明とは直接関係しないので、その説明は省略する。操作者は処置において挿入部４７２を被験者の体腔に挿入し、その先端を、診断及び治療を行いたい被験体の位置に到達させる。尚、処置に際しては、マイクロバブルを投与しておく。

プローブ挿入管４２２は、内視鏡装置４６０の処置具挿入口４８１から挿入され、挿入部４７２内を通り、先端部１００が鉗子出口４８６から延出する。診断及び治療を行いたい位置において、超音波装置制御部４４１は、超音波画像診断を行うために各部を指令する。

即ち、超音波装置制御部４４１は、目標位置取得部４４２に画像取得を行いたい角度を出力する。目標位置取得部４４２は、超音波装置制御部４４１から入力された画像取得を行いたい角度を、回転制御部４４３に出力する。回転制御部４４３は、目標位置取得部４４２から入力された値に基づいて、図示しない回転駆動部を制御する。例えば、先端部１００の全円周の画像の取得が求められている場合、回転制御部４４３は、画像取得に必要な時間を考慮して、例えば一定速度で連続的に先端部１００を回転させるように回転駆動部を制御する。また、例えば先端部１００の全円周ではなく、ある円周角度内の画像の取得が求められている場合は、回転制御部４４３は、先端部１００を回転方向に繰り返し往復させても良い。

前記の通り、先端部１００を回転させながら、超音波装置４１０は、超音波画像を取得する。即ち、超音波装置制御部４４１の指令に基づいて、画像取得用信号制御部４４５は、超音波画像取得用の超音波出力を制御する。例えば、出力する超音波は、周波数が５〜２０ＭＨｚ程度であり、パルス幅が数μ秒程度の高周波パルス波等とする。これらの情報を画像取得用信号制御部４４５は、駆動指示部２２０に出力する。

超音波画像取得時には、発生する超音波は純音であるので、信号発生には第１の信号発生部２３２のみを用いる。即ち、駆動指示部２２０は、画像取得用信号制御部４４５から入力された値に基づいて、第１の信号発生部２３２に、信号を発生させる様に指示を出力する。第１の信号発生部２３２は、駆動指示部２２０の指示に基づいて、信号を発生し、その信号を加算部２３６に出力する。加算部２３６に入力される信号は、第１の信号発生部２３２が発生した信号のみなので、加算部２３６は、第１の信号発生部２３２から入力された信号をそのまま超音波射出部１１０に出力することになる。超音波射出部１１０は、加算部２３６から入力された信号によって、そのｃＭＵＴ３１０のヘッド部３１８を振動させ、超音波を射出する。

超音波射出部１１０から射出した超音波は、被験体中を伝播する。伝播する超音波は、被験体の音響特性に応じて、反射される。超音波射出部１１０のｃＭＵＴ３１０は、この反射波をヘッド部３１８で捕らえる。即ち、反射波によってｃＭＵＴ３１０は振動し、電圧が発生する。この電気信号を受信部４４６に出力する。

受信部４４６は、超音波射出部１１０から電気信号を取得し、それを画像取得部４４７に出力する。画像取得部４４７は、受信部４４６から入力された信号に基づいて、一般に知られている方法で、被験体の内部画像を構築する。構築される画像は、それを模式的に表せば例えば、図１１の様に成る。即ち、図１１の例では、先端部１００の全円周方向の被験体の内部構造が観察される。ここで中心部８１０は先端部１００が存在するため画像化できない。また、射出した超音波が到達し、その反射波を検出できる範囲に応じて、画像取得可能範囲８２０が存在する。この図において、例えば対象物８３０の位置は、先端部１００の姿勢により定義される軸に基づき回転角度θと先端部１００の中心からの距離ｒによって位置を表すことができる。

画像取得部４４７は、取得した画像を、超音波装置制御部４４１に出力する。超音波装置制御部４４１は、画像取得部４４７から入力された画像を、超音波画像表示装置４５０に出力する。超音波画像表示装置４５０は、超音波装置制御部４４１から入力された、例えば図１１の模式図の様な超音波画像を表示する。

操作者は、超音波画像表示装置４５０に表示された画像を確認しながら、処置対象の目標位置を決定する。入力部４５５は、操作者が決定した処置対象の目標位置の入力を受ける。また、操作者は、処置対象によって、照射したい超音波の周波数を決定する。入力部４５５は、操作者が決定した処置対象に照射したい超音波の周波数を受ける。ここで、入力部４５５は、キーボード、マウス、ジョイスティック等、一般的な入力手段で良い。

入力部４５５は、操作者の指示を、超音波装置制御部４４１に出力する。超音波装置制御部４４１は、入力部４５５から入力された操作者の指示に基づいて、超音波射出部１１０から処置用の超音波を射出する様に制御する。即ち、超音波装置制御部４４１は、超音波画像取得のための、超音波の射出を停止させるように、画像取得用信号制御部４４５に指示を出力する。一方、超音波装置制御部４４１は、目標位置取得部４４２に、操作者から入力された目標位置を出力する。

目標位置取得部４４２は、超音波装置制御部４４１から入力された目標位置に応じて、超音波射出部１１０を目標位置の方向に向けるように、先端部１００を目標位置に向けるための回転角度（図１１におけるθに係る値）を、回転制御部４４３に出力する。回転制御部４４３は、目標位置取得部４４２からの入力に基づいて、回転駆動部を制御し、超音波射出部１１０を目標位置の方向に向けるように、先端部１００を回転させる。

また、目標位置取得部４４２は、目標位置の超音波射出部１１０からの距離（図１１におけるｒ）を、駆動変数設定部２１０に出力する。また、超音波装置制御部４４１は、入力部４５５から入力された処置対象の特性に応じて照射したい超音波の周波数を、駆動変数設定部２１０に出力する。駆動変数設定部２１０は、目標位置取得部４４２から入力された目標位置と、超音波装置制御部４４１から入力された照射したい超音波の周波数に基づいて、前記第１の実施形態の説明の通り、出力する超音波の周波数を算出する。その後は、第１の実施形態の説明の通り、目標位置に設定した周波数の超音波が伝播されることで、目標位置に所望の超音波が照射される。

尚、超音波が照射され変形した組織は、照射前の組織に比べて、超音波の伝播効率が悪くなる。そのため、超音波照射にあたっては、奥（超音波射出部１１０から遠い側）から手前（超音波射出部１１０に近い側）に順に超音波を照射することが望ましい。
また、前記奥から手前へといった超音波照射の手順を、操作者の指示によらず行える様に、内視鏡型超音波診断治療装置４００を構成しても良い。つまり、操作者が指定した超音波照射希望範囲に、所定の手順で順に超音波を照射する様に制御しても良い。即ち、操作者が指定した範囲に応じて、駆動変数設定部２１０は、例えば、出力する超音波の搬送波の周波数を低いものから高いものに徐々に変化させる様に制御しても良い。

本実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置４００に依れば、超音波装置４１０により、被験体の内部画像を取得しつつ、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。この際、超音波を照射したい目標位置に応じて、先端部１００の回転角度を制御することができる。また、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することで、様々な目標位置に設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。その結果、例えばマイクロバブルのキャビテーションによる破壊エネルギーにより低エネルギー超音波で細胞破壊を確実に行うことができる。

また、本実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置４００に依れば、超音波射出部１１０を第１の実施形態で説明したと同様に駆動するので、画像取得用の周波数である５〜２０ＭＨｚの超音波と、例えばマイクロバブルの共振周波数である１〜２ＭＨｚ等の超音波とを同一の超音波発生素子を用いて発生することができる。

［第２の実施形態の第１の変形例］
次に、前記第２の実施形態の第１の変形例について説明する。ここで本変形例の説明では、第２の実施形態との相違点について説明し、第２の実施形態と同一の部分については同一の符号を付して、その説明は省略する。第２の実施形態に係る先端部１００は、回転制御部４４３や図示しない回転駆動部等により、超音波射出部１１０が円周方向に回転するように構成されている。

これに対して本変形例では、超音波射出部１１０は、物理的には回転せずに、超音波を照射する向きを変更できる様に構成されている。即ち、図１２にｃＭＵＴアレイ３２０の一部の拡大図の平面図を（ａ）に、図１２（ａ）中のｂ−ｂにおける断面図を（ｂ）に示す通り、本ｃＭＵＴアレイ３２０は、当該ｃＭＵＴアレイ３２０中における位置によって各ｃＭＵＴ３１０のヘッド部３１８の傾きが異なっている。そして、ヘッド部３１８の傾きが同じ物毎にグループを形成し、グループ毎にｃＭＵＴ３１０の電極が接続されている。このため、超音波を射出するｃＭＵＴ３１０のグループを選択することで、超音波の射出方向を変更することができる。この様な超音波の射出方向の変更は、超音波画像取得用の超音波においても、処置用の超音波においても用いることができる。この様な構成を有する内視鏡型超音波診断治療装置４００に依れば、図１１に相当する、得られる超音波画像は図１３の様になる。しかし第２の実施形態と本質的な違いはない。
以上の様に構成した内視鏡型超音波診断治療装置４００に依っても、第２の実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置４００と同様の効果を得ることができる。

また、第２の実施形態の場合と同様に、ヘッド部３１８の傾きが全て同じ超音波射出部１１０を用いて、フェーズドアレイによって超音波を照射する向きを変化させても良い。即ち、図１４に、中段にｃＭＵＴアレイ３２０、下段に各ｃＭＵＴ３１０から射出する超音波の位相、及び上段に射出される超音波の波面を模式図で示す様に、超音波を射出するｃＭＵＴ３１０の、ｃＭＵＴアレイ３２０における位置に応じて、射出する超音波の位相をずらすことで、超音波を特定の方向に射出することができる。そこで、加算部２３６において、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４から入力された信号を加算した後に、ｃＭＵＴアレイ３２０の各ｃＭＵＴ３１０に出力する前に、ｃＭＵＴアレイの位置に応じた位相差を付加してから、駆動信号をｃＭＵＴ３１０に出力する。この様に、フェーズドアレイを用いても、射出する超音波の照射方向を変化させることができる。

この様な構成に依っても第２の実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置４００と同様の効果を得ることができる。
尚、本変形例に係る構成は、内視鏡型超音波診断治療装置４００に組み込む場合に限らず、第１の実施形態で説明した、超音波治療装置単独に用いることができることは勿論である。

［第２の実施形態の第２の変形例］
次に、前記第２の実施形態の第２の変形例について説明する。ここで本変形例の説明では、第２の実施形態との相違点について説明し、第２の実施形態と同一の部分については同一の符号を付して、その説明は省略する。第２の実施形態に係る先端部１００は、円筒形状をしており、その円周面の一部に超音波射出部１１０が設置されている。これに対して、図１５に示す様に、本変形例の先端部１００は、円筒形状をしているが、その先端面に超音波射出部１１０が配設されている。

この先端部１００の形状の違いに伴い、回転制御部４４３や図示しない回転駆動部等に代わって、先端部１００の中心軸方向に対する超音波の照射角度を振る為の公知の機構を設けても良い。例えば、ｃＭＵＴアレイ３２０の超音波射出面の向きを物理的に振る機構を設けても良い。また、第２の実施形態の第１の変形例で説明した通り、ｃＭＵＴ３１０のヘッド部３１８の角度を異ならせるようにして超音波の照射方向を変えるようにしても良い。また、フェーズドアレイにより、ｃＭＵＴアレイ３２０から射出する超音波の向きを変更するようにしても良い。何れの場合においても、第２の実施形態と本質的な違いはない。

以上の様に構成した内視鏡型超音波診断治療装置４００に依っても、第２の実施形態に係る内視鏡型超音波診断治療装置４００と同様の効果を得ることができる。
尚、第２の実施形態の説明においては内視鏡型超音波診断治療装置を例に挙げたが、超音波プローブ４２０や内視鏡装置４６０を変更することで、同様の構成で、腹腔鏡、術中型、体外型、及びその他の形態を構成することもできる。

［第３の実施形態］
次に、本発明の第３の実施形態について図面を参照して説明する。ここで本実施形態の説明では、前記第１の実施形態との相違点について説明し、第１の実施形態と同一の部分については同一の符号を付して、その説明は省略する。第１の実施形態に係る超音波治療装置においては、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４が発生した信号を加算部２３６で加算することで、前記式（１）で表される様な信号を発生させている。これに対して、本実施形態においては、振幅変調によって第１の実施形態と同様の信号を発生させる。

このため本実施形態に係る超音波治療装置は、図１６に示す通り、超音波治療装置制御部２００に、駆動変数設定部２１０と、出力情報記憶部２１５と、駆動指示部２２０と、搬送波信号発生部２４２と、変調部２４４とを有する。ここで駆動変数設定部２１０は、第１の実施形態の場合と同様に、入力部２５０からの入力に基づいて、出力情報記憶部２１５から周波数情報を読み出し、超音波射出部１１０から射出される超音波の各種パラメータを算出し決定し、駆動指示部２２０に出力する。駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力されたパラメータに基づいて、搬送波信号発生部２４２に信号発生の指示を出力し、変調部２４４に信号の変調の指示を出力する。搬送波信号発生部２４２は、駆動指示部２２０から入力された指示に基づき、搬送波信号を発生し、変調部２４４に出力する。変調部２４４は、搬送波信号発生部２４２から入力された搬送波信号を、駆動指示部２２０から入力された指示に基づいて変調し、生成された信号である駆動信号を超音波射出部１１０に出力する。尚、変調部２４４は一般的な変調回路である。この様に、例えば搬送波信号発生部２４２及び変調部２４４は、振幅変調により駆動信号を発生させる駆動信号発生部として機能する。

次に、本実施形態に係る超音波治療装置の動作について説明する。出力情報記憶部２１５は、例えば超音波を照射する対象物と関係付けて変調波の周波数ｆ_ｍを記憶している。また、出力情報記憶部２１５は、超音波射出部１１０から超音波を照射する対象物間での距離（深さ）と関係付けて搬送波の周波数ｆ_ｃを記憶している。その他、出力情報記憶部２１５は、例えば超音波強度等、超音波射出部１１０が射出する超音波に関する情報を記憶している。

入力部２５０からの入力に基づいて、駆動変数設定部２１０は、出力情報記憶部２１５に記憶されている情報を読み出し、読み出した情報に基づいて、超音波を照射する対象物や、対象物までの距離に応じて、変調部２４４が出力する信号ｘ（ｔ）、つまり超音波射出部１１０から超音波を射出させるための信号を決定する。変調部２４４が出力する信号ｘ（ｔ）は、例えば下記式（２）の様に表すことができる。

ここで、ω_ｍ＝２πｆ_ｍ、ω_ｃ＝２πｆ_ｃである。尚、式（１）の場合と同様にこの例では、ｘ（ｔ）＝Ａｃｏｓ（ω_ｃｔ）が搬送波、ｘ（ｔ）＝ｃｏｓ（ω_ｍｔ）が変調波である。駆動変数設定部２１０は、決定した超音波射出部１１０から超音波を射出させるための信号、即ち変調部２４４が出力する信号ｘ（ｔ）の情報を、駆動指示部２２０に出力する。例えば、マイクロバブルを破裂させる目的のためには、ｆ_ｍは１〜２ＭＨｚ程度とする等である。

駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された信号の情報に基づいて、搬送波信号発生部２４２に信号発生の指示を出力し、変調部２４４に信号の変調の指示を出力する。
搬送波信号発生部２４２は、駆動指示部２２０からの入力に基づいて、例えば前記式（２）においては、搬送波であるｘ（ｔ）＝Ａｃｏｓ（ω_ｃｔ）の信号を生成する。搬送波信号発生部２４２は、生成した信号を変調部２４４に出力する。

変調部２４４は、搬送波信号発生部２４２から搬送波を入力する。変調部２４４は、駆動指示部２２０からの入力に基づいて、例えば前記式（２）においては、変調波であるｘ（ｔ）＝ｃｏｓ（ω_ｍｔ）の信号を生成し、この変調信号により、搬送波信号発生部２４２から入力した搬送波を変調する。その結果生成された駆動信号を、超音波射出部１１０に出力する。

第１の実施形態の場合と同様に、本超音波治療装置の使用に際して、先端部１００の超音波射出部１１０は、超音波を照射する対象である被験体（音響伝搬媒質）に、音響インピーダンスを整合するための音響整合層を挟んで或いは直接に接触させて用いる。超音波射出部１１０のｃＭＵＴアレイ３２０を構成する各ｃＭＵＴ３１０は、変調部２４４から入力された駆動信号により、ヘッド部３１８を振動させて、例えば式（２）で表される変調部２４４が出力する信号ｘ（ｔ）により超音波射出部１１０が発生する超音波を射出する。その結果、搬送波によって変調波の周波数を有する超音波が目標位置に伝搬されることと等しくなる。即ち、当該超音波照射により、目標位置において変調波の周波数の超音波が自己復調される。その結果、目標位置に変調波の周波数の超音波が照射される。

本実施形態に係る超音波治療装置に依れば、第１の実施形態の場合と同様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

［第３の実施形態の変形例］
第３の実施形態に係る超音波治療装置も、図１２を参照して説明した第２の実施形態の第１の変形例と同様に、各ｃＭＵＴ３１０のヘッド部３１８の傾きを異なる様に構成しても良い。また、図１４を参照して説明した第２の実施形態の第１の変形例と同様に、フェーズドアレイによって、超音波を射出する方向を変更できるように構成しても良い。また、第２の実施形態で説明した内視鏡型超音波診断治療装置４００を、本実施形態又は前記変形例に係る超音波治療装置を用いて構成しても良い。以上の様な変形例によっても、それぞれ前記と同様の効果を得ることができる。

［第４の実施形態］
次に、本発明の第４の実施形態について図面を参照して説明する。ここで本実施形態の説明では、前記第１の実施形態との相違点について説明し、第１の実施形態と同一の部分については同一の符号を付して、その説明は省略する。第１の実施形態に係る超音波治療装置においては、第１の信号発生部２３２が発生した周波数ｆ_１の信号と第２の信号発生部２３４が発生した周波数ｆ_２の信号を、加算部２３６で加算することで、前記式（１）で表される様な信号を発生させている。

これに対して、本実施形態においては、超音波射出部１１０のｃＭＵＴアレイ３２０の超音波発生素子であるｃＭＵＴ３１０を２つのグループに分ける。そして、図１７に示す様に、第１のグループである第１のｃＭＵＴアレイ３２２からは周波数ｆ_１の超音波ＵＳ１を発生させ、第２のグループである第２のｃＭＵＴアレイ３２４からは周波数ｆ_２の超音波ＵＳ２を発生させる。その結果、両超音波が照射された空間において、第１のグループの超音波発生素子から射出された周波数ｆ_１の超音波ＵＳ１と、第２のグループの超音波発生素子から射出された周波数ｆ_２の超音波ＵＳ２とが重なり合う重畳空間Ｐ（図１７における斜線で示した領域）において、音波を伝える媒質の非線形性によって、高調波や結合音が発生する。その結果、前記周波数ｆ_１の超音波ＵＳ１と周波数ｆ_２の超音波ＵＳ２の２つの超音波は重畳され、第１の実施形態において前記式（１）で表される加算信号ｘ（ｔ）により超音波射出部１１０が発生する超音波が照射された状態と実質的に同様の状態が発生する。即ち、Δｆ＝｜ｆ_１−ｆ_２｜の周波数を有する超音波が、重畳空間Ｐにおいて生ずる。このような効果を、パラメトリック効果という。

図１８に、本実施形態に係る超音波治療装置の構成を示す。本超音波治療装置は、第１の実施形態と同様に、超音波治療装置制御部２００は、駆動変数設定部２１０と、出力情報記憶部２１５と、駆動指示部２２０と、第１の信号発生部２３２と、第２の信号発生部２３４とを有する。各部の働きは、第１の実施形態と同様である。但し、本実施形態においては、第１の実施形態にはある加算部２３６が存在しない。本実施形態においては、第１の信号発生部２３２は、発生した周波数ｆ_１の信号を、超音波射出部１１０の第１のｃＭＵＴアレイ３２２に出力し、第２の信号発生部２３４は、発生した周波数ｆ_２の信号を超音波射出部１１０の第２のｃＭＵＴアレイ３２４に出力する。

第１のｃＭＵＴアレイ３２２を構成する各ｃＭＵＴ３１０は、第１の信号発生部２３２から入力された駆動信号により、ヘッド部３１８を振動させて、周波数ｆ_１の超音波を射出する。一方、第２のｃＭＵＴアレイ３２４を構成する各ｃＭＵＴ３１０は、第２の信号発生部２３４から入力された駆動信号により、ヘッド部３１８を振動させて、周波数ｆ_２の超音波を射出する。尚、ｃＭＵＴアレイ３２０のうち何れのｃＭＵＴ３１０を第１のｃＭＵＴアレイ３２２として機能させ、何れのｃＭＵＴ３１０を第２のｃＭＵＴアレイ３２４として機能させるかは任意である。この様に、例えば第１のｃＭＵＴアレイ３２２は、第１の駆動信号により駆動される第１の音源として機能し、例えば第２のｃＭＵＴアレイ３２４は、第２の駆動信号により駆動される第２の音源として機能する。

前記の様な構成で動作させる結果、図１９にその模式図を示す様に超音波が伝播されることになる。例えば、第１のｃＭＵＴアレイ３２２が射出する超音波ＵＳ１の周波数ｆ_１を６ＭＨｚとし、第２のｃＭＵＴアレイ３２４が射出する超音波ＵＳ２の周波数ｆ_２を５ＭＨｚとした場合、超音波の伝播領域が、図１９（ａ）のようになるとする。このとき重畳空間Ｐにおいて生じる超音波の周波数Δｆは１ＭＨｚである。一方、例えば、第１のｃＭＵＴアレイ３２２が射出する超音波ＵＳ１’の周波数ｆ_１を２１ＭＨｚとし、第２のｃＭＵＴアレイ３２４が射出する超音波ＵＳ２’の周波数ｆ_２を２０ＭＨｚとすると、前記の通り、周波数が高いほど減衰が大きく、超音波の到達距離が短くなるので、例えば超音波の伝播領域は図１９（ｂ）のようになる。この場合も重畳空間Ｐ’において生じる超音波の周波数Δｆは１ＭＨｚとなる。この様に、いずれの場合にも重畳空間においてΔｆ＝１ＭＨｚの超音波が生じる。一方、当該Δｆ＝１ＭＨｚの超音波が生じる領域は、ｆ_１とｆ_２の周波数によって異なる。

この様に、本実施形態に係る超音波治療装置に依っても、第１の実施形態の場合と同様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

［第４の実施形態の第１の変形例］
次に、前記第４の実施形態の第１の変形例について説明する。ここで本変形例の説明では、第４の実施形態との相違点について説明し、第４の実施形態と同一の部分については同一の符号を付して、その説明は省略する。

第４の実施形態について、図１７を参照して説明した超音波射出部１１０は、超音波の射出面が平行であった。これに対して、本変形例の超音波射出部１１０の射出面は、図２０（ａ）にその平面図、図２０（ｂ）に図２０（ａ）におけるｂ−ｂ部分の断面図を示す様に、超音波の射出面に傾きが設けられている。例えば、図２０に示す通り、一点鎖線で示した中央線に対して、対象となる様に、各ｃＭＵＴ３１０のヘッド部３１８の傾きが異なるように設計されており、その傾きは、射出される超音波が収束する傾きとなっている。

この様にｃＭＵＴアレイ３２０を設計すると、図２１に模式図を示す通り、第１のグループの超音波発生素子から射出された周波数ｆ_１の超音波ＵＳ１と、第２のグループの超音波発生素子から射出された周波数ｆ_２の超音波ＵＳ２とが重なり合う重畳空間Ｐを、図２１（ａ）に示す様な射出面が平行な場合と比較して、図２１（ｂ）の様に大きく取れる。このため、射出する超音波のエネルギーを効率よく用いることができる。
尚、何れのｃＭＵＴ３１０を第１のｃＭＵＴアレイ３２２とし、何れのｃＭＵＴ３１０を第２のｃＭＵＴアレイ３２４とするかは任意である。動作は、第４の実施形態に係る超音波治療装置と同じであり、同様の効果が得られる。

［第４の実施形態の第２の変形例］
第４の実施形態に係る超音波治療装置も、図１２を参照して説明した第２の実施形態の第１の変形例と同様に、各ｃＭＵＴ３１０のヘッド部３１８の傾きを異なる様に構成しても良い。この様に、各ｃＭＵＴ３１０のヘッド部３１８の傾きを異なる様に構成し、周波数ｆ_１の超音波ＵＳ１を射出する第１のグループの超音波発生素子と、周波数ｆ_２の超音波ＵＳ２を射出する第２のグループの超音波発生素子とを適切に選ぶことによって、様々な位置に超音波ＵＳ１と超音波ＵＳ２とが重なり合う重畳空間Ｐを形成することができる。

例えば、図２２に模式的に示す様に、「１」と記載したＣＭＵＴ３１０から超音波ＵＳ１を射出し、「４」と記載したＣＭＵＴ３１０から超音波ＵＳ４を射出すると、重畳空間Ｐ１４において差音の超音波が生じる。一方、「３」と記載したＣＭＵＴ３１０から超音波ＵＳ３を射出し、「５」と記載したＣＭＵＴ３１０から超音波ＵＳ５を射出すると、重畳空間Ｐ３５において差音の超音波が生じる。この様に、第１のグループの超音波発生素子と第２のグループの超音波発生素子との選択により、目標位置を変更することができる。

また、図１４を参照して説明した第２の実施形態の第１の変形例と同様に、フェーズドアレイによって、超音波を射出する方向を変更できるように構成しても良い。また、第２の実施形態で説明した内視鏡型超音波診断治療装置４００を、本実施形態又はその各変形例に係る超音波治療装置を用いて構成しても良い。以上の様な変形例によっても、それぞれ前記と同様の効果を得ることができる。

［第５の実施形態］
次に、本発明の第５の実施形態について図面を参照して説明する。ここで本実施形態の説明では、前記第１の実施形態との相違点について説明し、第１の実施形態と同一の部分については同一の符号を付して、その説明は省略する。
第１の実施形態に係る超音波治療装置においては、超音波射出部１１０に、ｃＭＵＴアレイ３２０を用いている。これに対して本実施形態に係る超音波治療装置の超音波射出部１１０には、図２３に示す様に、ＹカットＺ伝搬のニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ_３）基板５１１上に、円弧形状のすだれ状電極５１２を形成した、円弧形すだれ状電極トランスデューサ（Ｆｏｃａｌ−ＩｎｔｅｒｄｉｇｉｔａｌＴｒａｎｓｄｕｃｅｒ；Ｆ−ＩＤＴ）５１０を用いる。ここで、図２３（ａ）はＦ−ＩＤＴの平面図、（ｂ）はその断面図である。尚、ＩＤＴの動作原理については、「前沢、鎌倉、「弾性表面波素子を用いた励振モード切替による音響流の発生と攪拌への一応用」信学技報、Ｖｏｌ．１０９、Ｎｏ．１７（２００９）、ＰＰ．１７−２２」に説明されている。尚、本実施形態に係る超音波治療装置の構成は、超音波射出部１１０にＦ−ＩＤＴを用いていることを除くと、図１を参照して説明した第１の実施形態の構成と同様である。

Ｆ−ＩＤＴ５１０から成る超音波射出部１１０は、被験体（音響伝搬媒質）に接触させた状態で使用される。Ｆ−ＩＤＴ５１０のすだれ状電極５１２に電圧を印加すると、すだれ状電極が振動し、ニオブ酸リチウム基板５１１の表面に表面弾性波（ＳｕｒｆａｃｅＡｃｏｕｓｔｉｃＷａｖｅ；ＳＡＷ）が発生する。ＳＡＷはニオブ酸リチウム基板５１１の表面に沿って伝搬し、次いで被験体へ放射される。尚、ＳＡＷの周波数は、数十ＭＨｚ程度である。ここで、すだれ状電極５１２が図２４に示す通り円弧形状をしているため、伝搬する超音波は、焦点Ｏを結ぶ。即ち、超音波のエネルギーを焦点Ｏに集中させることができる。ここで、ニオブ酸リチウム基板５１１のすだれ状電極５１２が形成されている面の法線に対して、超音波が放射される角度θ_Ｓは、ニオブ酸リチウム基板５１１における超音波の伝搬速度と、被験体内における超音波の伝搬速度との比で決まる。この様に、すだれ状電極５１２の形状を扇形状と見なすと、超音波の進行方向は扇の要の方向となる。尚、噛み合わせている電極の対数を、例えば数対から数十対程度等、比較的少なくすることで出力周波数の帯域を広帯域化させることができる。

ここで、本実施形態に係る超音波治療装置においても、射出する超音波の周波数が数十ＭＨｚ程度と高いＦ−ＩＤＴ５１０を用いても、マイクロバブルの共振周波数である１〜２ＭＨｚ等の超音波を、目標とする位置（深さ）に照射するために、第１の実施形態と同様に、自己復調効果を利用する。そのため、前記Ｆ−ＩＤＴ５１０を制御及び駆動するための超音波治療装置制御部２００は、第１の実施形態に係る超音波治療装置制御部２００と同じである。

即ち、超音波治療装置制御部２００は、駆動変数設定部２１０と、出力情報記憶部２１５と、駆動指示部２２０と、第１の信号発生部２３２と、第２の信号発生部２３４と、加算部２３６とを有する。
そして、超音波治療装置制御部２００の駆動変数設定部２１０は、入力部２５０から入力された操作者の指示に基づいて、超音波を照射したい目標位置及び目標物に応じて、搬送波及び変調波の周波数を決定し、それを実現する第１の信号発生部２３２が発生する信号の周波数ｆ_１、振幅Ａ_１、及び初期位相θ_１、並びに、第２の信号発生部２３４が発生する信号の周波数ｆ_２、振幅Ａ_２、及び初期位相θ_２、を決定する。この際、駆動変数設定部２１０は、例えば図８に示す様な出力情報記憶部２１５に記憶してある周波数情報を用いる。駆動変数設定部２１０は、決定したｆ_１、ｆ_２、Ａ_１、Ａ_２、θ_１、及びθ_２を駆動指示部２２０に出力する。

駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された値に基づいて、第１の信号発生部２３２に周波数ｆ_１、振幅Ａ_１及び初期位相θ_１の信号を出力するように、また、第２の信号発生部２３４に周波数ｆ_２、振幅Ａ_２及び初期位相θ_２の信号を出力するように信号の発生の指示を出力する。第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４はそれぞれ、駆動指示部２２０から入力された超音波発生の指示に基づいて、信号を生成し、それを加算部２３６に出力する。加算部２３６は、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４からの入力を加算し、例えば式（１）で表される加算信号である駆動信号を超音波射出部１１０に出力する。

その結果、第１の実施形態で説明したのと同様の原理及び動作によって、図２４に示す様に、目標周波数の超音波を目標位置に照射することができる。即ち、Ｆ−ＩＤＴ５１０のすだれ状電極５１２に駆動信号が印加されると、すだれ状電極が振動し、ニオブ酸リチウム基板５１１の表面にＳＡＷが発生する。ＳＡＷは、被験体へ放射される。放射された超音波は、焦点Ｏを結ぶ。この焦点の位置を目標位置としておくと、当該目標位置において、自己復調された超音波が生じることになる。

また、Ｆ−ＩＤＴ５１０は、ＳＡＷの中心周波数の約１．５〜２倍の周波数で駆動すると、強いバルク波（ＢｕｌｋＡｃｏｕｓｔｉｃＷａｖｅ；ＢＡＷ）を発生する。ＳＡＷは、基板表面に沿って伝搬し被験体に放射されるのに対して、ＢＡＷは、すだれ状電極５１２を形成している面から、ニオブ酸リチウム基板５１１の内部を伝搬し、すだれ状電極５１２を形成している面の裏面側で反射し、すだれ状電極５１２を形成している面に戻ってくる。その後、当該表面から被験体へと超音波が放射される。この際の、ニオブ酸リチウム基板５１１の法線に対して超音波が放射される角度θ_Ｂは、ＳＡＷの場合の超音波が被験体内に放射される角度θ_Ｓと異なる。

従って、本実施形態に係る超音波治療装置では、駆動変数設定部２１０によりすだれ状電極５１２に入力する周波数を適切に選択することによって、ＳＡＷとＢＡＷの発生を切り換えることができる。また、駆動周波数をＳＡＷの中心周波数から上下にずらすことでもＢＡＷを励起できる。これらを利用すると、図２５に示す様に、被験体への超音波の放射角度、即ち焦点位置を変化させられる。従って、超音波を照射する目標位置を変更することも可能である。

尚、ニオブ酸リチウム基板５１１は、ＹカットＺ伝搬のニオブ酸リチウム（ＹＺ−ＬｉＮｂＯ_３）に限らずとも、例えば、１２８°回転ＹカットＸ伝搬ニオブ酸リチウム（１２８ＹＸ−ＬｉＮｂＯ_３）等を用いても良い。尚、ＹカットＺ伝搬及び１２８°回転ＹカットＸ伝搬は、いずれも超音波の発生効率が良い切断面であることが知られている。また、ＳＡＷ及び／又はＢＡＷを発生することができれば、ニオブ酸リチウムに限らずＰＺＴやＺｎＯでも良い。

本実施形態に係る超音波治療装置に依れば、第１の実施形態の場合と同様に、出力周波数が数十ＭＨｚと高いＦ−ＩＤＴを用いても、例えばマイクロバブルの共振周波数である１〜２ＭＨｚ等の超音波を照射することができる。この様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

［第５の実施形態の第１の変形例］
次に、第５の実施形態の第１の変形例について説明する。前記第５の実施形態に係る超音波射出部１１０は、ニオブ酸リチウム基板５１１上に円弧形状のすだれ状電極５１２を形成したＦ−ＩＤＴ５１０により構成されている。これに対して、本実施形態に係る超音波射出部１１０のＩＤＴ５２０は、図２６に示す様に、同様のニオブ酸リチウム基板５２１上に、位置により電極幅が異なるすだれ状電極５２２が形成されることで構成されている。この様な形状のすだれ状電極５２２を形成することによって、電極の幅に応じてＩＤＴ５２０の位置により発生するＳＡＷ及びＢＡＷの周波数が異なる。即ち、すだれ状電極５２２が細い（図２６における下方）程、発生する音波の周波数は高く、すだれ状電極５２２が太い（図２６における上方）程、発生する音波の周波数は低くなる。

この様な構成を有するＩＤＴ５２０を用いることで、超音波射出部１１０の広帯域化を図ることができる。ここで、噛み合わせている電極の対数を、例えば２対から１０対程度等、比較的少なくすることで出力周波数の帯域を更に広帯域化させることができる。

［第５の実施形態の第２の変形例］
第５の実施形態又はその第１の変形例に係る超音波治療装置を用いて、第２の実施形態で説明した内視鏡型超音波診断治療装置４００を構成することができる。
第５の実施形態又はその第１の変形例に係る超音波治療装置を用いて内視鏡型超音波診断治療装置４００を構築しても、第２の実施形態と同様に動作し、同様の効果を得ることができる。

［第６の実施形態］
次に、本発明の第６の実施形態について説明する。本実施形態に係る超音波治療装置は、超音波射出部１１０に、第５の実施形態の超音波射出部１１０と同じく、図２３又は図２６を参照して説明したＦ−ＩＤＴ５１０又はＩＤＴ５２０を用いている。そして、本実施形態に係る超音波治療装置を制御及び駆動する超音波治療装置制御部２００は、第３の実施形態の超音波治療装置制御部２００と同じく、図１６を参照して説明した構成により、振幅変調を用いた方法で、制御及び駆動する。

即ち、出力情報記憶部２１５は、例えば超音波を照射する対象物と関係付けて変調波の周波数ｆ_ｍを記憶している。また、出力情報記憶部２１５は、超音波射出部１１０から超音波を照射する対象物間での距離（深さ）と関係付けて搬送波の周波数ｆ_ｃを記憶している。その他、出力情報記憶部２１５は、例えば超音波強度等、超音波射出部１１０が射出する超音波に関する情報を記憶している。そして、入力部２５０からの入力に基づいて、駆動変数設定部２１０は、出力情報記憶部２１５に記憶されている情報を読み出し、読み出した情報に基づいて、超音波を照射する対象物や、対象物までの距離に応じて、超音波射出部１１０から射出する超音波の信号を決定する。駆動変数設定部２１０は、決定した超音波射出部１１０から射出する超音波の信号の情報を、駆動指示部２２０に出力する。

駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された信号の情報に基づいて、搬送波信号発生部２４２に信号発生の指示を出力し、変調部２４４に信号の変調の指示を出力する。搬送波信号発生部２４２は、駆動指示部２２０からの入力に基づいて、搬送波の信号を生成する。搬送波信号発生部２４２は、生成した信号を変調部２４４に出力する。変調部２４４は、搬送波信号発生部２４２から搬送波を入力する。変調部２４４は、駆動指示部２２０からの入力に基づいて、変調波の信号を生成し、この変調信号により、搬送波信号発生部２４２から入力した搬送波を変調する。その結果生成された駆動信号を超音波射出部１１０に出力する。超音波射出部１１０を構成するＦ−ＩＤＴ５１０又はＩＤＴ５２０は、変調部２４４から入力された駆動信号に基づく超音波を発生する。

この様にして、例えば式（２）で表される様な変調部２４４が出力する信号ｘ（ｔ）により超音波射出部１１０が超音波を発生し射出する。その結果、搬送波に乗って超音波が目標位置に伝搬され、目標位置において、変調波の周波数の超音波が自己復調される。その結果、目標位置に変調波の周波数の超音波が照射される。

以上の様に構成する本実施形態に係る超音波治療装置に依れば、第３の実施形態及び第５の実施形態と同様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

また、第６の実施形態に係る超音波治療装置を用いて、第２の実施形態で説明した内視鏡型超音波診断治療装置４００を構成することができる。
第６の実施形態に係る超音波治療装置を用いて内視鏡型超音波診断治療装置４００を構築しても、第２の実施形態と同様に動作し、同様の効果を得ることができる。

［第７の実施形態］
次に、本発明の第７の実施形態について図面を参照して説明する。本実施形態に係る超音波治療装置は、超音波射出部１１０に、第５の実施形態の超音波射出部１１０と同様に、図２２を参照して説明したＩＤＴを用いている。そして、本実施形態に係る超音波治療装置を制御及び駆動する超音波治療装置制御部２００は、第４の実施形態の超音波治療装置制御部２００と同じく、図１８を参照して説明した構成により、差音によるパラメトリック効果を利用した方法で、制御及び駆動する。

本実施形態に係る超音波射出部１１０は、図２７に示す様なＦ−ＩＤＴ５３０を用いている。Ｆ−ＩＤＴ５３０には、第５の実施形態で説明したＦ−ＩＤＴ５１０のニオブ酸リチウム基板５１１と同様のニオブ酸リチウム基板５３１を用いている。ニオブ酸リチウム基板５３１上には、Ｆ−ＩＤＴ５１０のすだれ状電極５１２と同様の円弧形状のすだれ状電極が２つ形成されている。即ち、ニオブ酸リチウム基板５３１上には、第１のすだれ状電極５３２及び第２のすだれ状電極５３３が、当該円弧の中心方向を対向させるように形成されている。この様な構成のＦ−ＩＤＴ５３０の、第１のすだれ状電極５３２には、超音波治療装置制御部２００の第１の信号発生部２３２を接続し、第２のすだれ状電極５３３には、第２の信号発生部２３４を接続している。この様に、例えば第１のすだれ状電極５３２は、第１の駆動信号により駆動される第１のすだれ状電極として機能し、例えば第２のすだれ状電極５３３は、第２の駆動信号により駆動される第２のすだれ状電極として機能する。

次に、以上の様な構成を有する本実施形態に係る超音波治療装置の動作を説明する。超音波治療装置制御部２００は、第４の実施形態の場合と同様に動作する。即ち、超音波治療装置制御部２００の駆動変数設定部２１０は、入力部２５０から入力された操作者の指示に基づいて、超音波を照射したい目標位置及び目標物に応じて、搬送波及び変調波の周波数を決定し、それを実現する第１の信号発生部２３２が発生する信号の周波数ｆ_１、振幅Ａ_１、及び初期位相θ_１、並びに、第２の信号発生部２３４が発生する信号の周波数ｆ_２、振幅Ａ_２、及び初期位相θ_２を決定する。この際、駆動変数設定部２１０は、出力情報記憶部２１５に記憶してある周波数情報を用いる。駆動変数設定部２１０は、決定したｆ_１、ｆ_２、Ａ_１、Ａ_２、θ_１、及びθ_２を駆動指示部２２０に出力する。

駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された値に基づいて、第１の信号発生部２３２に周波数ｆ_１、振幅Ａ_１及び初期位相θ_１の信号を出力するように、また、第２の信号発生部２３４に周波数ｆ_２、振幅Ａ_２及び初期位相θ_２の信号を出力するように信号の発生の指示を出力する。第１の信号発生部２３２は、発生した信号を第１のすだれ状電極５３２に出力する。同様に第２の信号発生部２３４は、発生した信号を第２のすだれ状電極５３３に出力する。

その結果、Ｆ−ＩＤＴ５３０からは、第１のすだれ状電極５３２及び第２のすだれ状電極５３３の振動によって、それぞれからＳＡＷ又はＢＡＷが発生する。発生したＳＡＷ又はＢＡＷは、図２８の様に、被験体に射出され、焦点Ｏにおいて、第１のすだれ状電極５３２及び第２のすだれ状電極５３３から射出された超音波が重なり合う。以上の様にして、焦点Ｏにおいて、第４の実施形態と同様に、パラメトリック効果によって、差音であるΔｆ＝｜ｆ_１−ｆ_２｜の周波数を有する超音波が発生する。

本実施形態に係る超音波治療装置に依れば、第４の実施形態及び第５の実施形態と同様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

尚、本実施形態に係るＦ−ＩＤＴ５３０は、図２９に示す様に、ニオブ酸リチウム基板５３１上に３つ以上のすだれ状電極５３４を形成するように構成しても良い。この様な構成のＦ−ＩＤＴ５３０に依っても同様の効果を得ることができる。
また、第７の実施形態に係る超音波治療装置を用いて、第２の実施形態で説明した内視鏡型超音波診断治療装置４００を構成することができる。

第７の実施形態に係る超音波治療装置を用いて内視鏡型超音波診断治療装置４００を構築しても、第２の実施形態と同様に動作し、同様の効果を得ることができる。
［第８の実施形態］
次に、本発明の第８の実施形態について図面を参照して説明する。ここで本実施形態の説明では、前記第１の実施形態との相違点について説明し、第１の実施形態と同一の部分については同一の符号を付して、その説明は省略する。

第１の実施形態に係る超音波治療装置においては、超音波射出部１１０に、ｃＭＵＴアレイ３２０を用いている。これに対して本実施形態に係る超音波治療装置の超音波射出部１１０には、図３０に示す様な、上面は凹面形状で下面は平面形状の、プラノコンケーブ形の圧電素子を用いる。

即ち、超音波素子６１０は、プラノコンケーブ形の圧電素子６１１の上面に例えば接地用の電極６１２が形成され、圧電素子６１１の下面に例えば信号用の電極６１３が形成されている。圧電素子６１１は、中央部と周縁部で徐々に厚みが異なっているので、場所によって共振周波数が異なる。従って、印加する電圧の周波数に応じて、主たる振動箇所が変化する。例えば中心部に近い圧電素子６１１が薄い部分では、比較的高周波数の超音波を発生し、周縁部に近い圧電素子６１１が厚い部分では、比較的低周波数の超音波を発生する。即ち、出力周波数が広帯域となっている。

超音波素子６１０の寸法は、例えば、外径φ１２ｍｍ、最大厚み２ｍｍ、凹面中央部厚み１．２ｍｍ等である。
本実施形態に係る超音波治療装置を制御及び駆動する超音波治療装置制御部２００は、第１の実施形態の超音波治療装置制御部２００と同じく、図１を参照して説明した構成により、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４で発生した信号を、加算部２３６で加算する方法で、制御及び駆動する。

即ち、超音波治療装置制御部２００は、駆動変数設定部２１０と、出力情報記憶部２１５と、駆動指示部２２０と、第１の信号発生部２３２と、第２の信号発生部２３４と、加算部２３６とを有する。そして、超音波治療装置制御部２００の駆動変数設定部２１０は、入力部２５０から入力された操作者の指示に基づいて、超音波を照射したい目標位置及び目標物に応じて、搬送波及び変調波の周波数を決定し、それを実現する第１の信号発生部２３２が発生する信号の周波数ｆ_１、振幅Ａ_１、及び初期位相θ_１、並びに、第２の信号発生部２３４が発生する信号の周波数ｆ_２、振幅Ａ_２、及び初期位相θ_２、を決定する。この際、駆動変数設定部２１０は、例えば図８に示す様な出力情報記憶部２１５に記憶してある周波数情報を用いる。駆動変数設定部２１０は、決定したｆ_１、ｆ_２、Ａ_１、Ａ_２、θ_１、及びθ_２を駆動指示部２２０に出力する。

駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された値に基づいて、第１の信号発生部２３２に周波数ｆ_１、振幅Ａ_１及び初期位相θ_１の信号を出力するように、また、第２の信号発生部２３４に周波数ｆ_２、振幅Ａ_２及び初期位相θ_２の信号を出力するように信号の発生の指示を出力する。第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４はそれぞれ、駆動指示部２２０から入力された超音波発生の指示に基づいて、信号を生成し、それを加算部２３６に出力する。加算部２３６は、第１の信号発生部２３２及び第２の信号発生部２３４からの入力を加算し、例えば式（１）で表される加算信号を超音波射出部１１０に出力する。その結果、第１の実施形態で説明したのと同様の原理及び動作により、即ち自己復調効果を利用して、目標周波数の超音波を目標位置に照射することができる。

以上の様な構成を有する本実施形態に係る超音波治療装置に依れば、第１の実施形態の場合と同様に、圧電素子の小型化のため、出力する超音波の周波数が高周波数とならざるを得ない超音波射出部１１０を用いても、例えばマイクロバブルの共振周波数である１〜２ＭＨｚ等の超音波を照射することができる。この様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

尚、超音波素子６１０の圧電素子６１１は場所によって厚みが異なれば良い。例えば、図３１にその例を２つ示す様な形状でも良い。この場合も同様の効果が得られる。
また、第８の実施形態に係る超音波治療装置を用いて、第２の実施形態で説明した内視鏡型超音波診断治療装置４００を構成することができる。

第８の実施形態に係る超音波治療装置を用いて内視鏡型超音波診断治療装置４００を構築しても、第２の実施形態と同様に動作し、同様の効果を得ることができる。
［第９の実施形態］
次に、本発明の第９の実施形態について説明する。本実施形態に係る超音波治療装置は、超音波射出部１１０に、第８の実施形態の超音波射出部１１０と同じく、図３０又は図３１を参照して説明した超音波素子６１０を用いている。そして、本実施形態に係る超音波治療装置を制御及び駆動する超音波治療装置制御部２００は、第３の実施形態の超音波治療装置制御部２００と同じく、図１６を参照して説明した構成により、振幅変調を用いた方法で、制御及び駆動する。

駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された信号の情報に基づいて、搬送波信号発生部２４２に信号発生の指示を出力し、変調部２４４に信号の変調の指示を出力する。搬送波信号発生部２４２は、駆動指示部２２０からの入力に基づいて、搬送波の信号を生成する。搬送波信号発生部２４２は、生成した信号を変調部２４４に出力する。変調部２４４は、搬送波信号発生部２４２から搬送波を入力する。変調部２４４は、駆動指示部２２０からの入力に基づいて、変調波の信号を生成し、この変調信号により、搬送波信号発生部２４２から入力した搬送波を変調する。その結果生成された駆動信号を超音波射出部１１０に出力する。超音波射出部１１０を構成する超音波素子６１０は、変調部２４４から入力された駆動信号に基づく超音波を発生する。

この様にして、例えば前記式（２）で表される様な変調部２４４が出力する信号ｘ（ｔ）により超音波射出部１１０が発生する超音波を射出する。すると、搬送波に乗って超音波が目標位置に伝搬され、目標位置において、変調波の周波数の超音波が自己復調される。その結果、目標位置に変調波の周波数の超音波が照射される。

以上の様に構成する本実施形態に係る超音波治療装置に依れば、第３の実施形態及び第８の実施形態と同様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

尚、超音波素子６１０の圧電素子６１１は場所によって厚みが異なれば良いので、第８の実施形態と同様に、例えば、図３１に示す様な形状でも良く、その場合も同様の効果が得られる。
また、第９の実施形態に係る超音波治療装置を用いて、第２の実施形態で説明した内視鏡型超音波診断治療装置４００を構成することができる。

第９の実施形態に係る超音波治療装置を用いて内視鏡型超音波診断治療装置４００を構築しても、第２の実施形態と同様に動作し、同様の効果を得ることができる。
［第１０の実施形態］
次に、本発明の第１０の実施形態について図面を参照して説明する。本実施形態に係る超音波治療装置は、超音波射出部１１０に、第８の実施形態の超音波射出部１１０と同様に、場所によって厚みが異なる圧電素子を用いている。そして、本実施形態に係る超音波治療装置を制御及び駆動する超音波治療装置制御部２００は、第４の実施形態の超音波治療装置制御部２００と同じく、図１８を参照して説明した構成により、差音によるパラメトリック効果を用いた方法で、制御及び駆動する。

本実施形態に係る超音波射出部１１０は、図３２（ａ）にその断面図、図３２（ｂ）にその下面側の平面図を示す様に、上面は凹面形状で下面は平面形状の、プラノコンケーブ形の圧電素子を用いる。第８の実施形態に係る超音波素子６１０との違いは下面の電極の形状である。即ち、本実施形態に係る超音波素子６２０は、プラノコンケーブ形の圧電素子６２１の上面に例えば接地用の電極６２２が形成されている。そして、圧電素子６２１の下面に例えば信号用の第１の電極６２３及び第２の電極６２４が同心円状に形成されている。この様な構成の超音波素子６２０の、第１の電極６２３には、超音波治療装置制御部２００の第１の信号発生部２３２を接続し、第２の電極６２４には、第２の信号発生部２３４を接続している。この様に、例えば第１の電極６２３は、第１の駆動信号が入力される第１の駆動電極として機能し、例えば第２の電極６２４は、第２の駆動信号が入力される第２の駆動電極として機能する。
例えば図３２の様に超音波素子６２０が形成されている場合、第１の電極６２３に高周波数の信号を、第２の電極６２４に低周波数の信号を入力すると、超音波素子６２０の中心部は、第１の電極６２３に入力した周波数で振動し、周辺部は、第２の電極６２４に入力した周波数で振動する。

超音波治療装置制御部２００は、第４の実施形態の場合と同様に動作する。即ち、超音波治療装置制御部２００の駆動変数設定部２１０は、入力部２５０から入力された操作者の指示に基づいて、超音波を照射したい目標位置及び目標物に応じて、搬送波及び変調波の周波数を決定し、それを実現する第１の信号発生部２３２が発生する信号の周波数ｆ_１、振幅Ａ_１、及び初期位相θ_１、並びに、第２の信号発生部２３４が発生する信号の周波数ｆ_２、振幅Ａ_２、及び初期位相θ_２を決定する。この際、駆動変数設定部２１０は、出力情報記憶部２１５に記憶してある周波数情報を用いる。駆動変数設定部２１０は、決定したｆ_１、ｆ_２、Ａ_１、Ａ_２、θ_１、及びθ_２を駆動指示部２２０に出力する。

駆動指示部２２０は、駆動変数設定部２１０から入力された値に基づいて、第１の信号発生部２３２に周波数ｆ_１、振幅Ａ_１及び初期位相θ_１の信号を出力するように、また、第２の信号発生部２３４に周波数ｆ_２、振幅Ａ_２及び初期位相θ_２の信号を出力するように信号の発生の指示を出力する。第１の信号発生部２３２は、発生した信号を第１の電極６２３に出力する。同様に第２の信号発生部２３４は、発生した信号を第２の電極６２４に出力する。

すると、超音波素子６２０からは、圧電素子６２１の振動によって、超音波が発生する。発生した超音波は、被験体内に照射される。その結果、超音波を照射された被験体内において、第４の実施形態と同様に、パラメトリック効果によって、差音であるΔｆ＝｜ｆ_１−ｆ_２｜の周波数を有する超音波が発生する。

以上の様に構成する本実施形態に係る超音波治療装置に依れば、第４の実施形態及び第８の実施形態と同様に、超音波射出部１１０の構成に関わらず、対象物に応じた周波数の超音波を照射することができる。また、超音波を照射したい目標位置の深さに応じて、超音波の減衰を考慮して搬送波の周波数を適切に選択することにより、様々な目標位置に、設定した変調波の周波数の超音波を確実に照射することができる。更に、高周波数の超音波を用いて伝播することで、ビームパターンが鋭くなるというメリットもある。

尚、超音波素子６１０の圧電素子６１１は場所によって厚みが異なれば良く、第１の電極６２３及び第２の電極６２４が別々に形成されていれば良い。従って、例えば、図３３に示す様に、２分割して第１の電極６２３及び第２の電極６２４を形成しても良い。その場合も同様の効果が得られる。また、第８の実施形態と同様に、例えば、図３４に示す様な形状でも良く、その場合も同様の効果が得られる。

また、第１０の実施形態に係る超音波治療装置を用いて、第２の実施形態で説明した内視鏡型超音波診断治療装置４００を構成することができる。
第１０の実施形態に係る超音波治療装置を用いて内視鏡型超音波診断治療装置４００を構築しても、第２の実施形態と同様に動作し、同様の効果を得ることができる。

尚、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除しても、発明が解決しようとする課題の欄で述べられた課題が解決でき、かつ、発明の効果が得られる場合には、この構成要素が削除された構成も発明として抽出され得る。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

１００…先端部、１１０…超音波射出部、２００…超音波治療装置制御部、２１０…駆動変数設定部、２１５…出力情報記憶部、２２０…駆動指示部、２３２…第１の信号発生部、２３４…第２の信号発生部、２３６…加算部、２４２…搬送波信号発生部、２４４…変調部、２５０…入力部、３１０…静電容量型振動子（ｃＭＵＴ）、３１１…下部基板、３１２…下部電極、３１３…誘電体膜、３１４…空隙、３１５…メンブレン支持部、３１６…メンブレン、３１７…上部電極、３１８…ヘッド部、３２０…ｃＭＵＴアレイ、３２２…ｃＭＵＴアレイ、３２４…ｃＭＵＴアレイ、４００…内視鏡型超音波診断治療装置、４１０…超音波装置、４２０…超音波プローブ、４２２…プローブ挿入管、４２４…接続部、４３０…プローブ接続ユニット、４３２…連結部、４３４…コネクタ、４４０…超音波制御ユニット、４４１…超音波装置制御部、４４２…目標位置取得部、４４３…回転制御部、４４５…画像取得用信号制御部、４４６…受信部、４４７…画像取得部、４５０…超音波画像表示装置、４５５…入力部、４６０…内視鏡装置、４７０…電子内視鏡、４７２…挿入部、４７４…操作部、４７５…アングルノブ、４７６…操作スイッチ、４７７…ユニバーサルコード、４７８…内視鏡コネクタ、４７９…電気コネクタ、４８０…湾曲部、４８１…処置具挿入口、４８２…硬質部、４８３…先端面、４８４…照明光窓、４８５…観察窓、４８６…鉗子出口、４９２…光源装置、４９４…ビデオプロセッサ、４９５…映像ケーブル、４９６…内視鏡画像表示装置、５１０…円弧形すだれ状電極トランスデューサ（Ｆ−ＩＤＴ）、５１２…すだれ状電極、５２０…ＩＤＴ、５２１…ニオブ酸リチウム基板、５２２…すだれ状電極、５３０…Ｆ−ＩＤＴ、５３１…ニオブ酸リチウム基板、５３２…すだれ状電極、５３３…すだれ状電極、５３４…すだれ状電極、６１０…超音波素子、６１１…圧電素子、６１２…電極、６１３…電極、６２０…超音波素子、６２１…圧電素子、６２２…電極、６２３…第１の電極、６２４…第２の電極、８１０…中心部、８２０…画像取得可能範囲、８３０…対象物。

Claims

超音波を放射する音源と、
前記音源を駆動するための駆動信号を発生する駆動信号発生部と、
第１の信号周波数及び第２の信号周波数を設定する周波数設定部と、
を具備し、
前記周波数設定部は、前記第１の信号周波数と前記第２の信号周波数との和が前記音源から治療対象部である目標位置までの距離が長い程小さくなるように、かつ、前記第１の信号周波数と前記第２の信号周波数との差が前記治療対象部に係る周波数特性に応じるように、前記第１の信号周波数と前記第２の信号周波数とを設定し、
前記駆動信号発生部は、前記音源に前記超音波として前記周波数設定部が設定した前記第１の信号周波数と前記第２の信号周波数とを含む有限振幅音波を放射させるように、前記駆動信号として前記第１の信号周波数を含む第１の駆動信号と前記第２の信号周波数を含む第２の駆動信号とを発生する、
ことを特徴とする超音波治療装置。
前記目標位置と前記第１の信号周波数及び第２の信号周波数とを対応付けて記憶する周波数情報記憶部を更に具備し、
前記周波数設定部は、前記周波数情報記憶部に記憶されている情報に基づいて前記第１の信号周波数及び第２の信号周波数を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の超音波治療装置。
前記目標位置を入力する位置情報入力部を更に具備することを特徴とする請求項１及び請求項２のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記音源は静電容量型振動子であることを特徴とする請求項１乃至請求項３のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記静電容量型振動子の振動膜上に、振動方向を単一方向に揃えるヘッド部を備えた請求項４に記載の超音波治療装置。
前記静電容量型振動子から成る音源は複数あり、
前記ヘッド部が傾斜部を有する、
ことを特徴とする請求項５に記載の超音波治療装置。
前記複数ある音源のうち、前記目標位置に応じて、前記傾斜部の傾きに基づき、前記駆動信号を入力する前記音源を選択することを特徴とする請求項６に記載の超音波治療装置。
前記駆動信号発生部は、前記第１の駆動信号と前記第２の駆動信号とを加算して加算駆動信号を作成する加算部を含み、
前記音源は、前記加算駆動信号により駆動される、
ことを特徴とする請求項１乃至請求項７のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記音源は複数あり、
複数ある前記音源のうち少なくとも１つは、前記第１の駆動信号により駆動される第１の音源であり、前記第１の音源以外の音源のうち少なくとも１つは前記第２の駆動信号により駆動される第２の音源である、
ことを特徴とする請求項１乃至請求項７のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記音源は圧電基板にすだれ状電極が形成されたすだれ状電極変換器であることを特徴とする請求項１乃至請求項３のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記すだれ状電極は、前記すだれ状電極変換器によって発生する超音波の進行方向を扇の要の方向とする扇形状に形成されていることを特徴とする請求項１０に記載の超音波治療装置。
前記すだれ状電極は、電極幅が連続的に変化している形状であることを特徴とする請求項１０に記載の超音波治療装置。
前記圧電基板は、ＹカットＺ伝搬ニオブ酸リチウムであることを特徴とする請求項１０乃至請求項１２のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記有限振幅音波の周波数は、前記すだれ状電極変換器が発生する弾性表面波又はバルク波の周波数帯域に含まれることを特徴とする請求項１０乃至請求項１３のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記すだれ状電極変換器は、複数組の前記すだれ状電極を有し、
複数の前記すだれ状電極は、それぞれのすだれ状電極から発生する超音波の進行方向が交差するように配置されている、
ことを特徴とする請求項１０乃至請求項１４のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記駆動信号発生部は、前記第１の駆動信号と前記第２の駆動信号とを加算して加算駆動信号を作成する加算部を含み、
前記音源は、前記加算駆動信号により駆動される、
ことを特徴とする請求項１０乃至請求項１５のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
複数ある前記すだれ状電極のうち少なくとも１つは、前記第１の駆動信号により駆動される第１のすだれ状電極であり、前記第１のすだれ状電極以外のすだれ状電極のうち少なくとも１つは前記第２の駆動信号により駆動される第２のすだれ状電極である、
ことを特徴とする請求項１５に記載の超音波治療装置。
前記音源は、厚みが異なる部分を備えた圧電素子であることを特徴とする請求項１乃至請求項３のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記圧電素子は、プラノコンケーブ形素子であることを特徴とする請求項１８に記載の超音波治療装置。
前記圧電素子は、
一方の全面に形成された共通電極と、
前記共通電極が形成された面と反対側の面に形成された前記駆動信号が供給される複数の駆動電極と、
を具備することを特徴とする請求項１８乃至請求項１９のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
前記駆動電極は、同心円状に配置されていることを特徴とする請求項２０に記載の超音波治療装置。
前記駆動電極の数は２つであることを特徴とする請求項２０に記載の超音波治療装置。
前記駆動信号発生部は、前記第１の駆動信号と前記第２の駆動信号とを加算して加算駆動信号を作成する加算部を含み、
前記音源は、前記加算駆動信号により駆動される、
ことを特徴とする請求項１８乃至請求項２２のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
複数ある前記駆動電極のうち少なくとも１つは、前記第１の駆動信号が入力される第１の駆動電極であり、前記第１の駆動電極以外の前記駆動電極のうち少なくとも１つは前記第２の駆動信号が入力される第２の駆動電極である、
ことを特徴とする請求項２０乃至請求項２２のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。
超音波を射出しその反射波を受信して画像取得を行う超音波画像取得のための、画像取得用射出超音波信号を設定する画像取得信号設定部を更に具備し、
前記駆動信号発生部は、前記超音波画像取得の際は、
前記音源に前記超音波として前記周波数設定部が設定した前記第１の信号周波数と第２の信号周波数とを含む有限振幅音波を放射させる駆動信号に代えて、
前記音源に前記超音波として前記画像取得信号設定部が設定した前記画像取得用射出超音波信号の周波数の有限振幅音波を放射させる駆動信号を発生する、
ことを特徴とする請求項１乃至請求項２４のうち何れか１項に記載の超音波治療装置。