JPH02126848A

JPH02126848A - 治療用超音波装置

Info

Publication number: JPH02126848A
Application number: JP1166653A
Authority: JP
Inventors: Shinichiro Umemura; 晋一郎梅村; Nagahiko Yumita; 弓田　長彦; Koshiro Umemura; 梅村　甲子郎; Kageyoshi Katakura; 景義片倉
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1988-07-01
Filing date: 1989-06-30
Publication date: 1990-05-15
Anticipated expiration: 2013-04-22
Also published as: EP0538241B1; DE68929178D1; DE68928578T2; EP0351610A3; US5158071A; EP0538241A2; EP0351610B1; EP0538241A3; DE68928578D1; EP0351610A2; DE68929178T2; JP2741907B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】本発明は、悪性腫瘍等の治療に適する清音波癌治療装置、超音波による薬物活性化を利用する超音波結
石溶解破砕治療装置、あるいは超音波化学反応促進装置
などに関する。

〔従来の技術〕

薬物を超音波照射により患部においてのみ活性化し、全
身副作用を抑えながら、患部を選択的に治療しようとす
る従来の技術については、日本ハイパーサーミア誌３［
２］　（１９８７年）第１７５頁から第１８２頁に、そ
れに関する研究論文が掲載されている。この公知文献で
は、実験用小動物の体表近くに人為的に移植し増殖させ
た癌組織を用い、投与薬物と超音波の非熱的作用との相
乗効果による抗癌効果について記載されている。投与薬
物としては、アドリアマイシンやダウノマイシンなど従
来から制癌剤として知られているものを用い、超音波照
射手段は治療時の腫瘍径よりひとまわり大きな拡がりを
もつ平面波を発生するものを用いている。制癌剤投与の
みの群ならびに超音波照射のみの群に対して、制癌剤投
与後超音波照射を行なった群では、術後の腫瘍径の減少
および生存期間の延長が有意であったと報告されている
。

〔発明が解決しようとする問題点〕

上記従来技術をそのまま臨床応用しようとすると、しか
しながら、次に述べるいくつかの問題につきあたる０表
在性の腫瘍だけでな・く深部腫瘍をも治療対象とするに
は、深部方向に単純に減衰する平面波ではなく、より空
間選択性の優れた超音波音場を形成する超音波照射手段
が必要である。

投与薬物に用いられている従来型の癌化学療法剤は、超
音波照射によらなくてもある程度の活性を有し、超音波
のあたっていない正常組成にも無視できない副作用をお
よぼす恐れがある。また、治療効果が超音波照射時の治
療対象部位における投与薬物濃度に強く依存するので、
その薬物濃度の時間変化を治療担当者によく知らせるこ
とができなければ、担当者は効果的な治療計画を立てる
ことができない。

本発明の目的は、これらの問題点を解決して、臨床にお
いて有用な治療用治音波照射装置と、その超音波照射に
より効果的に抗癌活性を発現する薬物、ならびに、薬物
投与と超音波照射との連携を支援するシステムを提供し
、効果的な癌治療を可能とすることにある。

〔問題点を解決するための手段〕

超音波による薬物の活性化にはキャビティションの利用
が有効であり、特にキャビティシコン圧壊時にそのよう
な活性化作用が得られる０本発明の超音波照射装置は、
この点に着目し、収束する超音波を用いて空間の選択さ
れた領域においてキャビティションの生成・圧壊を能率
よく行なうことにより、より具体的に述べれば、本発明
は、収束の超音波を適当な時間長で継続的に照射したり
、焦点の位置または音圧分布形状が異なるが、焦域が互
いに重なる領域を有する複数種類の収束音場を、短時間
に切り換えながら超音波照射を行なうことにより、同一
音場により連続的に超音波照射するのに比べてはるかに
効率良くキャビテションの生成・圧壊を行なわせる超音
波照射装置を提案するものである。

本発明では、また、ポリフィリン系化合物やアルキル化
剤に代表されるキレート生成化合物ならびにアスコルビ
ン酸塩など、単独では制癌効果を持たないか持っていて
も弱いが、超音波照射により活性化して顕著な制癌効果
を発現する化合物ならびにその誘導体を主剤とする超音
・波治療効果増強剤を提案するものである。このような
薬物は。

超音波照射を受けない正常組織における副作用が全くな
いか、実質上無視し得るように用いることができるため
、本発明の目的とする超音波照射を応用した効果的な癌
治療にきわめて好適である。

本発明では、さらに、超音波照射により生体内において
抗癌活生を発現する上記のような薬物の投与と治療対象
の患者に関する情報を入力する手段と、それらの情報を
もとに治療対象部位ならびにその周辺の超音波エネルギ
ーを多少なりとも受ける各部位の薬物濃度を時間の関数
として算出する手段と、算出した各濃度を表示する手段
とを具備する装置を提案するものである。これにより、
薬物投与と超音波照射との計画的な連携が容易となり、
効果的な癌治療が支援される。

本発明の目的は、上記に提案された諸技術を有機的に組
合せた総合システムにより達成される。

〔作用〕

強度が大きく波速の長い収束超音波を生体または気体の
溶存する水に照射すると、焦点の付近にキャビティショ
ンが生成される。焦点付近のなかでも、キャビティショ
ンの生成されやすい正確な位置は、その大きさが微小な
間は、音圧極大位置と一致するが、キャビティションが
照射超音波と同程度の周波数の超音波エコーにより検出
できる大きさに成長してくると、音圧極大位置直近の長
圧極小位置近傍に移動する。薬物活性化に有効なのはキ
ャビティションの圧壊であり、音圧極大近傍で生成・圧
壊を繰り返す微小なキャビティションは有効であるが、
音圧極小逓分において安定的となった比較的大きなキャ
ビティションは、もはや効果がなく、そればかりか超音
波伝播特性を恩着化♂づまた、キャビティション核となる溶存気体を周辺
から集めてしまうので、隣接する音圧極大位置に本来生
ずるべき有効なキャビティションの生成をむしろ阻害す
る。

そこで、本発明の超音波照射装置は、第１の収束音場を
用いた照射により生じたキャビティションのうち、音圧
極大をはずれた位置に成長して安定的となり、そのまま
では薬物活性化に無効であるキャビティションを、第２
収束音場を用いた超音波照射により圧壊し、薬物活性効
果を能率良く得ようとするものである。より具体的には
、成長しすぎて安定的となったキャビティションを超音
波エコーにより検出し、検出したキャビティション位置
に音圧極大を持つ第２の収束音場によりキャビティショ
ンを圧壊する。第２の収束音場形成手段に電子フォーカ
ス機能を与え、目的位置に音圧極大を形成するまでに要
する時間を極力短くする。また、超音波エコーによる検
出手段を省略する場合でも、第１の収束音場の焦域と第
２の収束音場の焦域とが、互いに重なる領域をもつよう
音場設計をしておき、電子制御手段により、第１の収束
音場から第２の収束音場へ短時間に切り換える照射を繰
り返し行なえば、第１の収束音場の焦域内の周辺部や音
圧ゼロ点の近傍に成長するキャビティションを第２の収
束音場の音圧極大により圧壊することができ、超音波照
射による薬物活１化効果が得られる。

永年の研究により、発明者らは、光増感性をもちキレー
ト生成能をもち化合物の一種のポリフィリン系化合物の
ひとつであるヘマト・ポルフィリンが、単独では、殺細
胞効果を持たないにもかかわらず、超音波照射すること
により活性化して、顕著な殺細胞効果を発現する事を見
出した。研究をさらに進めていくと、この特性は、プロ
トポルフィリンなどポリフィリン系化合物の多くに共通
のものであることが明らかになり、また、ポリフィリン
系以外にもアルキル化剤など、ある種のキレート生成能
をもつ化合物に同様の特性を示すものがあることが判っ
てきた。また、キレート生成能をもつ化合物とは本質的
に構造が異なり、その作用機序も異なると考えられるが
、アスコルビン酸塩も、超音波照射により活性化して制
癌効果を発現することが見出された。これらの薬物の多
くは、単独では殺細胞効果を持たないため、超音波照射
エネルギを受けない領域において副作用を生ずることが
なく、キャビティションが頻繁に生成・圧壊する空間的
に選択された部位においてのみ殺細胞効果を発現させる
ことができる・。加えて、ポルフィリン系化合物に関し
ては、薬物そのものに、正常組織より癌組織に集まりや
すい性質があるため、きわめて選択性の高い局所制癌作
用が得られる。

本発明の超音波起振計画支援システムは、超音波照射に
より生体内において抗癌活性を発現する上記のような薬
物の投与に関する情報、すなわち、薬剤名、投与方法、
患者の体重・投与量・投与時刻などの情報から、治療対
象部位ならびにその周辺の超音波照射エネルギを多少な
りとも受ける各部位の薬物濃度予測値を、引用の公知文
献１７７頁に記載の薬物動態理論に基づき時間の関数と
して自動算出して表示し、治療担当者が適切な超音波照
射のタイミングを選んだ治療計画をたてられるように支
援するものである０点滴により超音波照射中も薬物投与
を行なう場合には、点滴量を実時間計測し、上記薬物濃
度予測値も実時間に算出し直す。さらに、点滴薬剤を圧
送するポンプを用−いる場合には、上記の実時間算出さ
れた薬物濃度予測値と予定値との差に応じて圧送量を制
御して治療に最適な薬物濃度を実現する。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を第１図〜第１６図を用いて詳細
に説明する。

薬物投与と超音波照射の連携を支援する機能を有する本
発明の治療用超音波照射装置の一実施例の全体構成を第
１図（ａ）に、この装置の表示の例を第１図（ｂ）に、
超音波アプリケータ部の構成を第２図および第３図に、
薬物投与支援部の構成を第４図に示す。第１図（ａ）に
おいてキー入力手段１９から超音波照射治療戦略に関す
る情報が照射部主制御回路２０に入力され、それに基づ
いて、照射音場の焦域位置ならびに音圧分布形態を規定
する照射フォーカス・コード信号が照射部主制御回路２
０から駆動位相生成回路２１へ与えられ、生成された照
射用トランスデユーサ各素子の駆動位相は駆動信号生成
回路６−１〜６−Ｎ（Ｎはトランスデユーサ独立素子総
数）へ与えられ、生成された駆動信号は素子駆動回路２
−１〜２−Ｎへ与えられ、照射用トランスデユーサ各素
子１−１〜１−Ｎが駆動される。廓動幅は照射部主制御
回路２０から直接与えられる信号によっても制御される
よう構成されており、照射フォーカスを変えずに強度を
変化させたり、異常発生時に超音波照射を緊急停止する
動作を確実かつ容易なものとしている。

照射用トランスデユーサは、照射対象物中に発生するキ
ャビティション検出のための受信トランスデユーサとし
ても動作する。トランスデユーサ各素子１−１〜１−Ｎ
により受信された信号は、帯域除去フィルタ３−１〜３
−Ｎにより照射信号帯域の成分が除かれた後、受信アン
プ５−１〜５−Ｎへ導かれて増幅されて、受信フォーカ
ス回路２２へ与えられる。照射用駆動回路の出力部には
、駆動能率を向上させる目的で、駆動周波数ｆ、におい
て素子容量とケーブル容量の和と共振する直列インダク
タンスが入っているので、駆動回路の出力インピーダン
スがシャントとなって受信感度を著しく阻害する恐れは
小さい、受信アンプ５−１〜５−Ｎは可変ゲインとなっ
ており、ゲインは照射部主制御回路２０から直接与えら
れる信号により制御される。照射フォーカス切換え時な
ど、照射超音波中心周波数以外の不要信号成分が多く生
じる時間帯には、このゲインを落としてアンプの飽和を
避ける。受信フォーカス回路２２では、照射焦域内に受
信系の空間分解能に相当する間隔をおいて配列された複
数の焦点に収束するフォーカス回路を並列に持ち、キャ
ビティションにより放射されるｆ、／２．ｆ、／３など
の分詞波成分あるいは２ｆ、、３ｆ、などの高調波成分
の超音波の発生および発生位置を検出し、表示回路１８
に信号を与える。第１図（ｂ）は表示回路における表示
画面を示しており、上記の検出されたキャビティション
発生位置は表示画面２７上に２７−６のように表示され
る。キャビティションの位置および大きさの情報は、ま
た、照射主制御回路２ｏへ与えられ、あらかじめ設定さ
れた基準より大きいと判定されれば、照射フォーカスが
切換えられ、その位置に音圧極大が移動される。並列処
理フォーカス回路を少ない数もちい、それ・ぞれの焦点
を照射焦域内において走査するよう構成することにより
受信フォーカス回路２２のコスト低域をはかることもで
きる。

第１図（ａ）の４は撮像用アレイ型超音波送受信探触子
であり、２３はそれを探触子面に垂直な軸のまわりに回
転させる回転機構であって、照射目標の位置ぎめに必要
な複数の超音波エコー断層像２７−１および２７−２を
得ることまできる構成となっている。探触子４のそれぞ
れの素子は、送受信アンプ２５を介して送信制御回路２
４と受信フォーカス回路２６に接続されている。得られ
たエコー断層像は第１図（ｂ）の２７−１および２７−
２のように表示される。すなわち、照射焦域マーク２７
−４と複数断層像の断層面の交線２７−ｂおよびキャビ
ティション検出位置マーク２７−６と重畳されて、互い
に区別できる色調により、表示回路１８の制御のもと表
示画面２７上に表示される。良好な画像分解能を得るた
め、探触子４の超音波数帯域２ｆ、以上とする。キャビ
ティションにより放射される２ｆ、、３ｆ、などの高調
波成分は探触子４により検出されるよう構成してもよい
。

エコー断層像２７−１および２７−２による超音波照射
対象部位のｗ４察から、対象部位の呼吸による運動が無
視できず、問題となる場合には、受信フォーカス回路２
６から照射部主制御回路２０へ与えられる信号をもとに
、照射フォーカスを対象部位の運動にあわせて移動する
よう制御する。

対象部位の運動が大きすぎて、照射フォーカス可能範囲
を越えていたり、トラッキングが困難な場合には、呼吸
検出部２９から照射部主制御回路２０へ与えられる信号
をもとに、超音波照射時期を呼吸に同期させ、呼吸時相
のあめ一定範囲内においてのみ超音波照射を行なうよう
制御する。

第１図（ａ）のうち１５〜１７は、薬物投与と超音波照
射の連携を支援する機構である。この部分は第４図にさ
らに具体的に示されている。透明容器１１には、超音波
照射により抗癌活性化する点滴用薬物１０が入っており
、フレキシブル・チューブにより注射針１４に通じてい
る。薬物流量については、光学式液滴カウンタ１２から
の出力を流量演算部１５に入力し、単位時間あたりの流
量を体内薬物濃度算出部１７に入力する。点滴薬物の薬
剤名・投与方法、患者の氏名・体重・身長・年令・血中
蛋白濃度、ならびに治療対象部の臓器名・部位・主要の
種類などの情報は、キー入力手段１９から体内薬物濃度
算出部１７に入力される。

点滴開始以前に投与された薬物に関しても、上記投与薬
物情報に加えて、投与時刻などの情報をキー入力手段１
９より体内薬物濃度算出部１７に入力される０体内薬物
濃度算出部１７では、これらの入力情報をもとに治療対
象部位ならびにその周辺部位の薬物濃度を、薬物動態理
論に基づいて過去・現在・未来にわたって数値計算によ
り推定し、その推定値を表示回路１８に与え、結果が表
示画面２７上に、第１図（ｂ）の２７−３のように表示
される。表示されるグラフには現在時点マーカー２７−
７をあわせて表示する。現在時点までの体内薬物濃度を
体内各部位における超音波照射量との画情報から「薬物
動能学的超音波ドーズ量」が算出され、表示画面２７に
、あわせて表示される。また、体内薬物濃度推定値と治
療計画上予定していた値との差が、あらかじめ設定した
値よりも大きいと自動判定されると、薬剤用ポンプ１３
の圧送量が圧送量制御部１６を通じて制御され、予定値
に近づけるよう作動する。

第１図（ａ）にもどり説明を続けると、キー入力手段１
９は、磁気式または光学式ディスクあるいはＩＣカード
などの記録手段を具備しており、患者ならびに薬物投与
方法に関する各情報に加えて、上記「薬物動態学的超音
波ドーズ量」を記録し、患者の将来の診断・治療のため
の記録情報とする。

照射対象臓器に流入あるいはそれから流出する血管の数
が多くない場合には、撮像用送信ならびに受信フォーカ
ス回路２４ならびに２６の焦点位置をともに−その血管
にあわせ、受信フォーカス回路２６の出力をドプラ信号
処理部２８によって処理することにより、血流速を求め
、血管径から対象臓器の単位時間あたり血流量の概・略
値ならびにその時間変化を求めて、体内薬物濃度算出部
１７に与える０体内薬物濃度算出部１７では、その情報
を用いて、対象臓器における薬物濃度推定値を補正する
。対象臓器そのものの血流量計測が困難な場合には、腹
部大動脈血流など、より全身的な血流量の時間変化を計
測し、体内薬物濃度算出部１７にそれを与え、推定薬物
濃度の補正に用いる。

第４図の点滴用薬物１０には、ヘマト・ポルフィリンの
ように光化学反応を起こしやすい薬物を使うこともある
ので、光学式液滴カウンタ１２に用いる光源は、必要最
小限の強度のものとする。

また、透明容器１１には、必要ならば遮光カバーをかけ
て、光による薬剤の経時変化を防ぐ。

次に、第２図（ａ）、（ｂ）を参照して、本実施例の超
音波アプリケータ部をさらに詳しく説明する、第２図で
は１例として、幾何学的焦点Ｆを有する１６セクタ、２
トラツクのアレイ型アプリケータを示しており、第２図
（ａ）は平面図、第２図（ｂ）は断面図である。

第１図に１−１．１−２等で示した超音波照射用トラン
スデユーサ素子は第２図（ａ）でわかるように２重円状
に配列する。この素子の電気音響変換材料にはチタン酸
鉛系の圧電セラミクスを用いている。これらの素子は第
２図（ｂ）に示すようマグネシウムを主成分とする軽金
属より成る音響整合層５に高分子としては熱膨張率の小
さなエポキシ系特殊接着剤を用いて接着されている。上
記材料の代わりにジルコン酸・チタン酸鉛系圧電セラミ
クスやアルミニウムを主成分とする軽金属を用いること
もできる。音響整合層を有しているために、照射可能な
超音波周波数範囲は、音響整合層なしの場合よりも広く
、０．５〜Ｉ　Ｍ　Ｈｚとなっており、感度は多少落ち
るが、さらに広い周波数範囲における超音波の受信も可
能である。整合層５は、超音波照射面側が幾何学的焦点
Ｆを中心とする球面の一部を成す凹面となっており、背
面側が圧電セラミクス素子を接着するために研磨された
多面体状となっている。この軽金属製音響整合層５は、
熱伝導性が良好であるので超音波照射時の圧電セラミク
ス素子の冷却に・有効であり、さらに、各圧電素子の接
地電極としても働いている。また、整合層５は、アプリ
ケータ・ハウジングの一部を形成しており、超音波照射
時の発生する熱を奪うための冷却用流体通路６が設けら
れ、体表との音響カップリングを容易にするための脱気
水入り水袋７が取り付けられている。

アレイ中央部の円形の穴には、撮像用超音波探触子４が
おさめられている。探触子構造は超音波診断装置に用い
られているものと同等であり、この実施例の使用超音波
周波数は２〜４ＭＨｚである。１次元アレイ探触子１個
により複数断層面の撮像を可能とするため、探触子４は
、アプリケータ・ハウジング５に対し、アプリケータの
中心軸まわりに回転可能となっており、その回転は、回
転機構２３により行なわれる。

本実施例では、アプリケータの幾何学的焦点距離は１２
ｃｍであり、アレイは外径２　ｒ、＝　１２Ｑｍ、内径
２ｒ０＝４ｃｍ、２つのトラックを区切る円の直径２ｒ
１＝８ｃｍである。アレイ面上に極座標（ｒｔ　θ）を
とり、ｎ番目の素子中央の角度座標を０１とおき、ｉ番
目のトラックのｎ番目素子の駆動信号をＡ、（ｏｎ）と
おいて、本発明下の音場形成方法を以傑に詳しく説明する。

駆動信号の位相がアレイにそって１周あたりＭ回回転す
るような信号ＡＩ（θ）＝Ａ＋＋　ｅｘｐ　　ｊ　　（Ｍθ−ωし）
（１）により各素子を駆動すると、幾何学的焦点面上に
Ｍ次ベッセル関数を用いて近似される音場が形成される
。例として、超音波周波数０．５ＭＨｚ、Ｍ＝１の場合
に幾何学的焦点面上に形成される音場の強度分布を第５
図Ａ、に示す、第５図Ａ、の音場を用いて、気体を溶存
する水または生体に対して超音波照射をしばらく続ける
と、図中央の凹部、すなわち、音圧極大に囲まれた音圧
極小付近にキャビティションが生成され成長し安定的と
なる。その時点をとらえて、上記音圧極小の位置に音圧
極大を持つ第５図Ｂ、のような音場へ、短時間のうちに
切換えて超音波照射を行なうと、安定的なキャビティシ
ョンは圧壊され、代わって、薬物活性化に有用な多数の
微小なキャビティションが、しばらくの間、音圧極大近
傍で生成・圧壊を繰り返す、第５図Ｂ、では、全素子同
位相の駆動信号、すなわち、（１）式においてＭ＝Ｏと
おいた信号により全素子を駆動し、幾何学的焦点Ｆの位
置に照射音場の焦点を形成した。

超音波パワー分布が同じＭ次ベッセル関数により近似さ
れる音場には２Ｍが正のものと負のものと２通りであり
、それぞれ波面回転方向が第６図（Ａ）、（Ｂ）のよう
に異なる。これを役共音場と呼ぶことにする。この共役
音場は、超音波パワー分布が同じであっても、波面の傾
きが異なるため生体など不均一媒質中では、キャビティ
ションが安定的となる点の位置が異なる。従って、共役
音場を互い違いに用いて超音波照射を行なうことによっ
ても、きわめて能率の良いキャビティションの生成・圧
壊を行なうことが出来る。

キャビティションの生成・圧壊を利用して音響化学作用
を能率よく行なわせるために重要なもうひとつの要素は
、複数の音場を切り換える時間間隔である。これを調べ
るために、沃化カリウム水溶液に澱粉と四塩化炭素を加
えた系を用い、超音波照射により生じる化学反応により
析出する沃素によって水溶液が紫色にかわることを利用
して吸光度の変化から反応速度を求めた。音場は、簡単
のため、第５図ＣＢ）の単純フォーカスの音場を継続し
て用いた。１種類の音場を断続照射すると、最適に選ば
れた複数種類の音場を切り換えた場合には及ばないもの
の、連続照射した場合に比べて、はるかに速い反応速度
が得られる。また、その断続周期の最適値は、複数種類
の音場の切り換え周期の最適値におよそ対応する。断続
照射における継続時間と休止時間の長さを１＝１として
実験を波継続時間の対数スケール表示である。効率の良
い反応のためには、バースト波継続時間は０．０１ｍｓ
ｅｃ以上１０ｍｓｃｃ以下であることが必要であり、０
．０５ｍｓｃｃ程度以上２　ｍｓｃｃ程度以下が望まし
いことがわかる。

また、バースト波継続時間がある長さＴ６以下のとき１
反応速度が急激に低下することを利用して、反応の空間
的選択性を更に向上させることもできる。すなわち、ト
ランスデユーサを複数の部分に分け、トランスデユーサ
の異なる部分からの超音波照射により、焦点の位置およ
び音圧分布が実質的に同一な収束音場を形成し、トラン
スデユーサのひとつの部分からの超音波照射の継続時間
を上記Ｔ０よりも短くなるように切り換えることにより
、照射継続時間を、焦点ではＴｏよりも充分長く、焦域
以下ではＴｏよりも短くして、超音波パワー密度の違い
以下にも、反応の空間選択性の要素を得るものである。

第２図のトランスデユーサを用いた具体的実施例につい
て第８図を用いて説明する。まず、アレイトランスデユ
ーサを図（Ａ）中太線で囲んだ部分３０−１．３０−２
．３０−２とそれ以外の部分に分け、太線で囲んだ部分
のみを駆動して超音波を照射すると、焦点面には図（Ｂ
）にその強度分布を示す収束音場が形成される。ａＯ＝
ｔ。

３０−２．３０−３は、トランスデユーサの中心に関し
て点対称の部分トランスデユーサと相補的となるよう選
んであるため、部分トランスデユーサ送波による焦点の
ビームの崩れはよく抑えられている。つぎに、送波に用
いる部分トランスデユーサ３０−１．３０−２．３０−
３を、上記Ｔ０程度以下の時間間隔で、トランスデユー
サの中心のまわりに回転させるか、相補的部分トランス
デユーサと交互に用いるかして、トランスデユーサのす
ぐ下では、照射継続時間がＴｏよりも短くなるようにす
る。こうしても、図（Ｂ）中央の焦点のビームは、実質
上変化がなく、この部分においてのみ化学反応が進むよ
うにすることができる。

生体内は音響的にも完全に均一ではないので、第５図Ａ
、のような音場の超音波照射を行なうことにより生ずる
安定的なキャビティションの位置は、正確に音圧極小の
位置であるとは限らず、多少ずれた位置に生ずることも
ある。第２図の超音波照射用アレイの例では、幾何学的
焦点面上Ｆのまわりに±８ｍｍ程度は、グレイティング
・ローブなどの不要音場を形成することなく、第５図Ｃ
０およびり、に示すように、焦点を移動することができ
る。従って、安定的キャビティションが図中央部から多
少ずれて生じても、その位置を前記の手段により検出す
ることができれば、キャビティション位置そのものに音
圧極大を形成することができる。

第５図ｎ、　、ｃ、およびり、は、また、照射用トラン
スデユーサをキャビティション検出用受信トランスデユ
ーサとして用いたときの、空間応答関数とみることもで
きる。ただし、着目超音波周波数が０．５／ｎＭＨｚの
ときは、距離の目盛りをｎ倍にして読み、０．５ｘｎＭ
Ｈｚのときは、目盛りを１　／　ｎ倍にして読まなけれ
ばならない。

従って、分間波成分によりキャビティションを検出しよ
うとするときには、高い検出位置精度は期待できないが
、広い範囲にわたって走査することができ、一方、高調
波成分により検出しようとするときには、走査可能範囲
は広くないが、高い検出位置精度が得られる。

照射フォーカスの設定、安定的キャビティションの検出
、照射フォーカスの変更などの一連の動作のためのアル
ゴリズムの一例のフローチャートを第９図に示す。この
例では、同一フォーカス条件による照射継続時間があら
かじめ設定したある基準値を越えても安定的なキャビテ
ィションを生じない場合には、音圧極大・極小近傍の気
体溶存量が不足であると判定して、自動的に照射フォー
カス条件を変更し、音圧極大・極小の位置を移動させる
。なお、第５図の例では、Ａ、の音場、Ｂ。

の音場ともに同じ超音波周波数を用いて形成したが、Ａ
、の周波数をＢ、の周波数よりも相対的に低くしてもよ
い。よりキャビティション生成に有効な低い周波数の超
音波によりキャビティション生成をはかり、空間的にエ
ネルギを集中しやすい高い周波数の超音波によりキャビ
ティション圧壊をはかるわけである。

駆動信号がアレイ上で定在波的振幅分布を持つような信
号Ａｔ（θ）＝Ａ、ｃｏｓ　Ｍθ　ｅｘｐ　（−ｊ　（１
１ｔ）　　（２）あるいは、Ａｔ（θ）＝Ａ、ｓｉｎ　Ｍθ　ｅｘｐ　（−ｊ　ωｔ
）　　（２）により各素子を駆動すると、その強度分布
が第１０図Ａ、およびＢ、に示されるような音場が幾何
学的焦点面上に形成される。これらは、Ｍ＝２の場合に
ついて示したものであり、Ａ、が（２）式の駆動信号、
Ｂ、が（３）式の駆動信号により形成される音場の図で
ある。ただし、ともに、式中のｃｏｓ関数・ｓｉｎ関数
を矩形関数で近似した信号により各素子を駆動した。Ａ
、の音場の音圧極大に挾まれた音圧極小の位置にＢ、の
音場の音圧極大が位置し、また、その効に、Ｂ、の音場
の音圧極大に挾まれた音圧極小の位置にＡ、の音場の音
圧極大が位置している。このような音場を、Ａ、からＢ
、へ１、Ｂ、からＡ、八と、適当な時間間隔をおいて切
換えながら照射すれば、Ａ、の音場により生成された安
定的なキャビティションがＢ、の音場により圧壊され、
また、その逆に、Ｂ。

の音場により生成された安定的なキャビティションがＡ
、の音場により圧壊され、薬物活性化に有効なキャビテ
ィションの生成・圧壊を能率良く行なうことができる。

同様に、Ｍ＝４の場合に形成される音場の強度分布を第
１１図Ａ、およびＢ。

に示した。Ｍ＝２の合にくらべ、より広い領域にわたり
超音波照射による薬物活性を行なうのに適した音場のペ
アである。

第１２図に、本実施例の超音波照射およびキャビティシ
ョン検出はタイムチャートを示す、上記のような関係に
ある２つの照射音場を形成するための駆動信号の振幅の
タイムチャートをＡ、およびＢ、に示す、それぞれＴ、
およびＴ２の時間継続して照射を行ない、両者の間の切
換えは電子制御により迅速に行なう。キャビティション
検出のための受信アンプ５−１〜５−Ｈのゲインのタイ
ムチャートをＣ０に示す。照射フォーカス切換え前Ｔ３
から切換え後Ｔ４までの間は、ゲインを落としてアンプ
の飽和を避ける。撮像用探触子４の送信駆動信号振幅お
よび受信アンプのゲインのタイムチャートをそれぞれり
、およびＥ、に示す。通常の超音波診断装置と同様に、
送信パルスの時間間隔Ｔ、は、探触子から着目部位まで
超音波が往復するに関する時間よりも長くとり、受信ア
ンプ・ゲインはエコー源の距離に応じて時間の関数とし
て制御する。一方、探触子４を、キャビティションから
放射される高調波成分を受信する受動的なキャビティシ
ョン検出手段として用いるときには、Ｃ０と同様のゲイ
ン制御を行なう。安定的キャビティションの生成を検出
する機構を省略する場合には、照射音場切換えの時間間
隔Ｔ２およびＴ２を前述のように０．０１ｍｓｅｃ以上
１０ｍｓｃｃ以下の範囲で適切に選択すれば、薬物活性
化を能率的に行なうことができる。

また、第１２図中には示さなかったが、心機能に問題の
ある患者に対しては、第１図中に２９として心電検出器
を用い、収縮期直前を避けて第１の照射手段から第２の
照射手段への音場切換えを行なう、さらに問題のある場
合には、収縮期直前から収縮期直後にかけて治療用超音
波の照射を短期間休止する。

矩形アレイを用いる、本発明のもう１つの実施例の超音
波照射用アレイ・アプリケータを第３図に示す。図中、
同期能・同名称の部分には、第１図・第２図と同じ番号
を与えた。短辺４ｃｍ長辺１６ｃｍの矩形のアレイは３
ｘＮ１個の素子に分割されており、３分割された両端の
素子は互いに電気的に接続されている。アルミニウム合
金製の音響整合層５の照射両側は円筒面の一部を成して
おり、その凹部は、音速が水と同程度か、より遅い高分
子材料制音響的充填材８により充填され、表面は平面ま
たは凸面となるよう形成されていて、全体として線分Ｆ
’　Ｆ’に収束する幾何学的フォーカスを形成している
。長辺がＮ□分割されているだけでなく短辺が３分割さ
れているので、短辺側フォーカスに関しても深さ方向の
焦点移動が可能となっている。

長辺１６ｃｍのうち幅１２ｃｍ分を開口として用い、周
波数０　、５　Ｍ　Ｈｚの超音波を、開口の正面、距離
１２ｃｍの位置に収束照射することにより形成される音
場を以下に例として示す。第１３図Ｂ、は、各素子から
焦点までの音波伝播時間に相当する位相差を持つ信号に
より各素子を駆動する通常の収束方法により形成される
音場の焦点面上の強度分布である。これに対し、幅１２
ｃｍの開口を幅６ｃｍずつ２分割し、分割された一方の
位相を他方に対し反転した信号により各素子を駆動する
と、第１３図Ａ、に示すような強度分布を有する音場が
形成される。第５図の例と同様、Ａ。

の音場の音圧極大に囲まれた音圧極小の位置に、Ｂ、の
音場の音圧極大が位置し、Ａ、の音場を用いた超音波照
射によりその音圧極小付近に生ずる安定的なキャビテイ
シランをＢ、の音場により圧壊するのに適した音場の組
み合わせとなっている。

また、第５図Ｃ６およびり、の例と同様、長辺右向に偏
向する収束を行なうか開口を移動することにより、Ｂ、
の音場のような単一焦点の長辺方向の移動も容易である
。第１４図は、第１３図Ａ。

の音場と同様の収束方法により形成した音場を長辺方向
に移動した例である。第１４図のＡ、とＢ、、Ｂ、とＣ
，、Ｃ，とり、　、Ｄ、とＥ、の音場の間には、第１０
図、第１１図のＡ、とＢ、の音場の関係と同様、一方の
音圧極小の位置に他方の音圧極大が位置し、また、その
逆に、一方の音圧極大の位置に他方の音圧極小が位置す
る関係となっている。従って、適切な時間間隔をおいて
、Ａ、→Ｂ、→Ｃ０→Ｄ、→Ｅ、→Ｄ、→Ｃ０→Ｂ。

→Ａ、→・・・・・・のように音場を切換えて超音波照
射を行なえば、より広い領域にわたって薬物活性化をは
かることができる。

また、図中ＣＢ）と（Ｄ）の音場の組み合わせように、
特に、一方の音場のゼロ点に、一方の音場の音圧極大が
位置するわけではないが、焦域に重なりのある複数種類
の収束音場を、前述の適切な時間間隔により切り換えて
照射することによっても薬物の活性化をはかることがで
きる。

これまで述べたような超音波照射による、脱気水中にお
いたポリスチレン製試験管゛に入った懸濁液中の腫瘍細
胞に対する殺細胞効果を調べた結果を第１５図に示す、
用いた細胞は、ザルコーマ１８０であり、生存細胞数は
、一定量のサンプル中の数を顕微鏡下で数えることによ
り求めた。ヘマト・ポルフィリンを重量濃度５％まで加
えた群、超音波照射のみを行なった群、ヘマト・ポルフ
ィリン添加後超音波照射を行なった群の腫瘍細胞の生存
率を時間の関数として、それぞれ、３１゜３２．３３に
示した。ヘマト・ポルフィリン単独では全く殺細胞効果
がなく、超音波照射単独でも殺細胞効果は大きくないが
、両者を組合せると、６０秒間で細胞数が１７３程度に
減少し、大きな殺細胞効果が発現した。同様の、超音波
照射による殺細胞効果の発現は、プロト・ポルフィリン
についてもみとめられる。ポルフィリン系化合物ではな
いが、同じくキレート生成能をもつ化合物であるメチレ
ン・ブルーについてもｗＡ測された。また、同じくキレ
ート生成能をもつ化合物であるアルキル化剤のアドリア
マイシンについて、同様の実験を行なったところ、第１
６図に示すような結果を得た。超音波照射による薬物の
殺細胞効果の発現は、ヘマトポルフィリンは、やや劣る
もの顕著なものがある。アドリアマイシンは、単独でも
殺腫瘍細胞作用を持つことが知られているが、この実験
のような１分という短時間では、その作用は検出されな
かった。従って、超音波照射によるアドリアマイシンの
殺細胞効果発現は、薬物単独の殺腫瘍細胞作用とは、独
立のものであると結論できる。このような殺細胞効果発
現は、ダウノマイシンなど他のアルキル化剤にも共通の
ものである。さらに、化学構造が全く異なり、殺細胞の
作用機序も異なる考えられるが、ビタミンＣとして知ら
れるアスコルビン酸塩についても同様の効果の発現がみ
とめられた。

本発明の薬物投与と超音波照射との連携を支援するシス
テムにおける体内薬物濃度の算出方法について、超、音
波照射の一定時間前に上記のような薬物をあらかじめ投
与しておく場合を例にとり、以下に説明する。

投与部位から血中への薬物移行定数をに＾、薬物の血中
からの消失速度をｋＥとし、薬物投与量をＤ、薬物分布
容量をＶとする。投与時刻をｔ＝Ｑとおくと、血中濃度
Ｂ　（ｔ）は、により与えられる。ここで、投与時にお
ける血中濃度Ｂ　（０）＝Ｏとおいた。式中、薬物分布
容量Ｖは、患者の体積にほぼ比例する量であるが、薬物
の蛋白結合性によっても影響される量である。

また、同じ体積の患者であっても、身長が大きいと、一
般に体重・体積にしめる骨格などの割合が大きく、薬物
分布容量Ｖは相対的に小さくなり、逆に、血中蛋白の少
ない患者や年令の若い患者では、相対的に大きくなる。

従って、キー入力された患者に関する情報や薬剤名をも
とに、体積値に補正を加えて薬物分布容量Ｖを求め、（
４）式の計算を行なう。腹部大動脈血流など全身的な血
流量の時間変化が計測される場合には、それを用いてに
＾、ｋＥを行なって（４）式の計算を行なう。

血中および腫瘍中の薬物非結合率を、それぞれ、Ｆｓお
よびＦｔとおき、単位時間単位体積あたりの腫瘍血流量
をに２とおくとき、腫瘍内薬物濃度Ｃ（し）は、により与えられる。ここで、投与時における腫瘍中濃度
Ｃ（０）＝Ｏとおいた。薬物非結合率Ｆａ、Ｆｔは、主
として薬剤により決まる量であるが、患者の血中蛋白濃
度、腫瘍のある臓器および部位、原発性か転移性かなど
の腫瘍の種類などの影響を受けるので、キー入力された
情報をもとに値を補正して用いる。腫瘍血流量に工は、
腫瘍のある臓器および部位、原発性か転移性がなどの腫
瘍の種類により決まる量であり、キー入力された情報を
もとに値を決定して用いる。治療対象腫瘍に流入あるい
は流出する血管の数が多くなく、その血流量が超音波エ
コー信号のドプラ信号処理などを用いて計測される場合
には、より高い精度でに１を決定することができる。腫
瘍に流入・流出する血流量の代わりに、より全身的な血
流量の変化が計測される場合でも、ｋ８を補正するため
の情報として有用である。なお、（５）式を導くとき、
超音波照射により腫瘍において投与薬物が他の物質に変
化して濃度が減少する効果や、超音波照射と投与薬物の
効果により腫瘍の血管系が変化を受けることの影響は無
視した。

また、腫瘍以外の組織の中の薬物濃度も、（５）式と同
様の式を用いて算出できるので、多少なりとも超音波照
射を受ける腫瘍周辺の部位に関しては、薬物濃度を時間
の関数として算出して表示し、安全性の高い治療を支援
する。

腫瘍における超音波照射強度Ｉ　（ｔ）と（５）式より
求まる腫瘍内薬物濃度Ｃ（ｔ）を用いて、次式により定
義される「薬物動態学的超音波ドース量」Ｄｕ（ｔ）を
計算し、時々刻々表示するとともに、その最終値を記録
しておき、患者の将来の診断・治療のための情報とする
。

ここで、ＧおよびＨは、それぞれ、超音波照射強度およ
び腫瘍内薬物濃度を、実効強度および実効濃度に変換す
る関数である。超音波照射強度も腫瘍内薬物濃度も、あ
るしきい値を越えたところから効果が発現し、さらに大
きなあるしきい値を越えたところで効果が飽和的となる
ので、これを補正して換算することにより、治療の量的
めやすとする。

〔発明の効果〕

以上説明したように、本発明の薬物を治療対象利用して
連携良く、本発明の超音波照射強度により治療対象部位
において選択的かつ能率的にキャビティションの生成・
圧壊を行なう音場を形成すれば、上記薬物を治療対象部
位において局所的に抗癌活性化できるので、副作用の少
ない効果的な癌治療を実現することが可能となる。

なお、本発明の詳細な説明では、特に２種類のアレイ型
超音波アプリケータを用いた場合について詳しく説明し
たが、本発明の適用範囲はこれらに止まることはない。

例えば、上記超音波アプリケータの説明では、キャビテ
ィションを生成・圧壊するだめの複数種類の収束音場を
、同一の電気音響変換器（トランスデユーサ）により形
成し、収束音場のフォーカスが電子走査される場合を例
に述べたが、本発明の適用範囲は、複数種類の収束音場
の形成に独立の電気音響変換器を用いる場合や、収束音
場のフォーカスが機械走査される場合にも及ぶものであ
る。

また、以上の説明では、超音波照射により薬物活性化を
癌治療に応用する場合につき詳しく述べたが１本発明の
適用範囲はこれに止まらず、超音波照射による薬物活性
化を応用した結石溶解破砕治療、同じく合成化学工業・
生物化学工業などにも適用可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図（ａ）は、薬物投与と超音波照射の連携を支援す
る機能を有する本発明の治療用超音波照射装置の一実施
例の全体澄成ブロック図、第１図（ｂ）は第１図（ａ）
の表示画面を示す図、第２図（ａ）、（ｂ）および第３
図は、それぞれ、超音波アプリケータ部の構成の一実施
例の図、第４図は、薬物投与支援部の一実施例の図であ
る。第５図・第６図・第１０図・第１１図は、第２図（
ａ）、（ｂ）の超音波アプリケータにより幾何学的焦点
上に形成さる本発明実施例の音場の強度分布鳥轍図、第
７図は、バースト波継続時間を変えて超音波化学反応の
速度を計測した結果の図、第８図は、部分トランスデユ
ーサとそれを用いた送波によって形成される収束音場の
強度分布鳥峨図、第１３図・第１４図は、第２図（ａ）
、（ｂ）の超音波アプリケータにより幾何学的焦点上に
形成される本発明実施例の音場の強度分布鳥峨図である
。第９図は、照射フォーカス設定・安定的キャビティシ
ョン検出・照射フォーカス変更などの一連の動作のため
のアルゴリズムの一例のフローチャート、第１２図は、
超音波照射・キャビティション検出のタイムチャートの
一例である。第１５図・第１６図は、超音波照射による
懸濁液中細胞に対する殺細胞効果の実験結果の図である
。１−１〜１−Ｎ・・・照射用トランスデユーサ素子、２
−１〜２−Ｎ・・・素子駒動回路、３−１〜３−Ｎ・・
・帯域除去フィルタ、４・・・撮像用超音波探触子、５
・・・アプリケータ・ハウジング兼長ｉ＊＊合層、６・
・・冷却用流体通路、７・・・音響カップリング用水袋
、８・・・音響的充填材、１０・・・超音波照射により
抗癌活性化する点滴用薬物、１１・・・透明容器、１２
・・・光学式液滴カウンタ、１３・・・薬剤圧送用ポン
プ、１４・・・注射針、１５・・・流量演算部、１６・
・・圧送量制御部、１７・・・体内薬物濃度演算部、１
８・・・表示制御部、１９・・・キー入力手段、２０・
・・照射主制御回路、２１・・・駆動位相生成回路、２
２・・・受信フォーカス回路、２３・・・撮像用探触子
回転機構、２４・・・送信制御回路、２５・・・送受信
アンプ、２６・・・受信フォーカス回路、２７・・・表
示画面、２７−１〜２７−２・・・エコー断層像、２７
−３・・・体内薬物濃度表示グラフ、２７−４・・・照
射焦域マーク、２７−５・・・複数断層面の交線、２７
−６・・・キャビティション検出位置マーク、２７−７
・・・現在時点マーカー、２８・・・ドプラ信号処理部
、２９・・・呼吸検出部または心電検出部、３０・・・
部分トランスデユーサ、３１・・・ヘマト・ポルフィリ
ン添加のみの腫瘍細胞生存率、３２・・・超音波照射の
みによる腫瘍細胞生存率、３３・・・ヘマト・ポルフィ
リン添加後の超音波照射による腫瘍細胞生存率、３４・
・・アドリアマイシン添加のみの腫瘍細胞生存率、３５
・・・アドリアマイシン添加後の超音波照射による腫瘍
細胞生存率。 ■ 図３図 ”く旬竿１ψ霞去図 △ヘマＹ−７ＳＩｌ／スυンのみＯ超音波だ、財のみ閣へマド／ｒｌしフイ′）ノナ乏ｌ＋シ炎尺身丁 △　アト”／アＺイシンのＨＯ８ぞ１ト凌只ぞ、１輸す×［乃　）→“■　アト°ソ
アマイン′ す　メヒｇ＋イ１只！」丁

Claims

【特許請求の範囲】

１．集束された超音波を生体の表面から生体内部の所望
の部位に向けて断続的に照射する手段を有し、上記生体
内に注入された光増感性物質もしくはキレート生成能を
有する物質を上記超音波により局所的に抗癌活生化する
治療用超音波装置。
２．上記超音波の継続時間が０．０１ｍｓｃｃより長く
１０ｍｓｅｃより短いことを特徴とする請求項１に記載
の治療用治音波装置。
３．焦点の位置または音圧分布形状が異なるが、焦域が
互いに重なる領域を有する複数種類の収束超音波を、短
時間に切り換えながら生体の表面から生体内部に照射す
る手段を有し、生体内に注入された薬剤の局所的活性化
を行う治療用超音波装置。
４．第３請求項記載の装置において、１つの種類の収束
超音波による照射の継続時間が０．０１ｍｓｅｃより長
く１０ｍｓｅｃより短いことを特徴とする治療用超音波
装置。
５．複数の素子が配列する電気音響変換手段と、前記素
子の複数の組を交互にきりかえて使用し、もって焦域が
重なり、かつ音圧分布形状が異なる複数モードの集束超
音波が順次きりかえて照射されるよう前記電気音響変換
手段を駆動する駆動手段とを備えた治療用超音波装置。
６．第５請求項記載の装置において、変換器の１つの部
分からの超音波照射の継続時間が０．１ｍｓｅｃよりも
短く、焦域における超音波の照射継続時間が上記継続時
間より長いことを特徴とする治療用超音波装置。
７．複数の素子が配列する電気音響変換手段と、前記電
気音響変換手段の素子の少なくとも一部を用いて、第１
の集束超音波が生体内部に向けて照射されるよう前記電
気音響変換手段を駆動する駆動手段と、前記第１の集束
超音波により上記生体内に発生したキャビテーションの
位置を検出する位置検出手段と、検出されたキャビテー
ションの位置に音圧極大を有す第２の集束超音波の発生
のために上記駆動手段をきりかえる制御手段とを有する
治療用超音波装置。
８．第７請求項記載の装置において、第２の超音波の周
波数が、キャビティション発生用の第１の超音波周波数
よりも高いことを特徴とする治療用超音波装置。
９．前記位置検出手段は、キャビテーシヨンにより放射
される前記第１の超音波の分調波成分もしくは高調波成
分を受信してその放射位置を検出する超音波受信装置で
ある第７請求項記載の超音波装置。
１０．第９請求項記載の装置において、キャビテイシヨ
ン検出のための超音波受信装置の中心周波数が第１の超
音波の周波数の２倍またはそれ以上であることを特徴と
する治療用超音波装置。
１１．第９請求項記載の装置において、キャビテイシヨ
ン検出のための超音波受信装置の中心周波数が第１の超
音波の周波数の１／２倍またはそれ以下であることを特
徴とする治療用超音波装置。
１２．第１請求項記載の装置において、超音波エコー像
撮像手段をさらに有し、照射対象物の２次元または３次
元エコー像と、単数または複数種類の治療用音場の照射
エネルギ分布図と、検出されるキャビティション位置と
を対応する位置に重畳させ、それぞれ異なる色調により
表示する手段を具備することを特徴とする治療用超音波
装置。
１３．第１請求項記載の装置において、圧電セラミクス
により成る電気音響変換器と、軽金属より成る音響整合
層とを有することを特徴とする治療用超音波装置。
１４．第１３請求項記載の装置において、超音波照射面
側が球面または円筒面の一部を成す凹面であり、背面側
が多面体形状の凸面または平面である音響整合層を有し
、背面の研磨平面に圧電セラミクス素子を接着したこと
を特徴とする治療用超音波装置。
１５．超音波照射により生体内において抗癌活性を発現
する薬物の投与に関する情報を入力する手段と、それら
の情報をもとに治療対象部位ならびにその周辺の超音波
照射エネルギを受ける各部位の薬物濃度を時間の関数と
して算出する手段と、算出した各濃度を表示する手段と
を具備することを特徴とする超音波治療用装置。
１６．第１５請求項記載の装置において、上記薬物の薬
剤名・投与時刻・投与量・投与方法と、患者の氏名・体
重・身長・年令・血中蛋白濃度と、治療対象部の臓器名
・部位・腫瘍の種類の情報をキー入力により受ける手段
を具備することを特徴とする超音波治療用装置。
１７．第１６請求項記載の装置において、薬物の点滴投
与量を実時間計測する手段と、上記薬物濃度を実時間に
算出する手段とを具備することを特徴とする治療用超音
波装置。
１８．第１７請求項記載の装置において、点滴薬剤を圧
送するポンプと、算出される上記薬物濃度に応じて圧送
量を制御する手段とを具備することを特徴とする治療用
超音波装置。
１９．第１８請求項記載の装置において、患者の総血流
量または局所血流量を実時間計測する手段と、上記薬物
濃度を実時間に算出する手段とを具備することを特徴と
する治療用超音波装置。
２０．超音波照射により生体内において抗癌活生を発現
する光増感性薬物もしくはその誘導体を主剤とする超音
波治療効果増強剤。
２１．前記光増感性薬物はキレート生成化合物である請
求項２０に記載の超音波治療効果増強剤。
２２．前記光増感性薬物はポルフィリン系化合物である
請求項２０に記載の超音波治療効果増強剤。
２３．前記光増感性薬物はアルキル化剤である超音波治
療効果増強剤。
２４．超音波照射により生体内において抗癌活性を発現
するアスコルビン酸塩もしくはその誘導体を主剤とする
超音波治療効果増強剤。