超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法與流程

本發明涉及超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法。

背景技術：

以往，公知有對活體組織照射超聲波能量來治療病變部的超聲波能量治療裝置(例如，參照專利文獻1。)。專利文獻1中記載的超聲波能量治療裝置為了精度良好地對病變部照射超聲波能量，而在利用線或彈簧等將血管壁與插入到血管內的插入部的超聲波照射面之間維持為期望的距離的狀態下，從超聲波照射面朝向血管壁照射超聲波能量。

現有技術文獻

專利文獻

專利文獻1：國際公開第2012/052924號

技術實現要素：

發明要解決的課題

然而，基于超聲波能量的照射的治療效果受基于血流的熱能帶走量的影響很大。并且，血流的速度也因個人差異或治愈部位的不同、進而搏動時機的不同而變化較大。因此，像專利文獻1中記載的超聲波能量治療裝置那樣，僅使插入部的超聲波照射面與血管壁之間的距離恒定，由于與個人差異、治愈部位或搏動時機的不同對應的基于血流的熱能帶走量的不同，而存在因燒灼不足而無法得到治療效果或因過剩燒灼而引起燒傷這樣的問題。

本發明的目的在于提供即使在基于血流的熱能的帶走量不同或發生變化的情況下也能夠得到恒定的治療效果的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法。

用于解決課題的手段

為了達成上述目的，本發明提供以下的手段。

本發明的第一方式是超聲波能量治療裝置，其具有：具有細長的形狀的插入部，其能夠插入到血管內；能量射出部，其安裝于該插入部，從血管內對血管外的活體組織射出超聲波能量；損失量測定部，其測定從該能量射出部射出的超聲波能量因血流而導致的損失量；以及控制部，其根據由所述損失量測定部測定的損失量而對所述能量射出部進行控制以使得對所述活體組織照射期望量的所述超聲波能量。

根據本方式，插入部被插入到血管內，從能量射出部射出超聲波能量，由此，治療血管外的活體組織的病變部。在該情況下，根據由損失量測定部測定的超聲波能量的由血流引起的損失量，控制部對能量射出部進行控制來對活體組織照射期望量的超聲波能量，由此不論基于血流的熱能帶走量的不同或變化，都能夠充分地治療病變部。因此，即使在由于個人差異、治愈部位或搏動時機的不同而導致基于血流的熱能的帶走量不同或發生變化的情況下，也能夠得到恒定的治療效果。

在上述方式中，也可以是，所述超聲波能量治療裝置具有比較部，該比較部對所述損失量測定部所測定的所述損失量與規定的第一閾值進行比較，所述控制部在通過所述比較部判定為所述損失量大于所述規定的第一閾值的情況下，提高所述超聲波能量的強度并且/或者延長射出時間，在判定為所述損失量在所述規定的第一閾值以下的情況下，降低所述超聲波能量的強度并且/或者縮短射出時間。

在被血流帶走的熱能大的情況下，針對活體組織的超聲波能量的照射量不足。另一方面，在被血流帶走的熱能小的情況下，針對活體組織的超聲波能量的照射量不會不足。因此，只要將能夠區別這樣的狀況的值設定為規定的第一閾值，則不論基于血流的熱能帶走量的不同，都能夠根據比較部的比較結果而對活體組織照射期望量的超聲波能量來治療病變部。

在上述方式中，也可以是，在所述比較部判定為所述損失量在所述規定的第一閾值以下的情況下，對所述損失量與小于該規定的第一閾值的規定的第二閾值進行比較，在通過所述比較部判定為所述損失量在所述規定的第二閾值以下的情況下，所述控制部停止所述超聲波能量的照射。

在被血流帶走的熱能非常小的情況下、即血流的影響幾乎沒有的情況下，插入部和血管壁有可能沒有被保持為期望的距離間隔。因此，只要將能夠認定這樣的狀況的值設定為規定的第二閾值，就能夠防止由于插入部與管壁的距離間隔錯開而導致治療對象外的活體組織因超聲波能量的照射而損傷。

在上述方式中，也可以是，所述超聲波能量治療裝置具有脈動周期檢測部，該脈動周期檢測部檢測血流的脈動周期，所述控制部與所述脈動周期檢測部所檢測到的脈動周期的波形同步地，在所述損失量測定部所測定的所述損失量減少的情況下，降低所述超聲波能量的強度并且/或者縮短射出時間，在所測定的所述損失量增大的情況下，提高所述超聲波能量的強度并且/或者延長射出時間。

由于脈動而導致血流的量和速度變化較大，在脈動的收縮期，血流最快，在脈動的舒張期，血流幾乎為零。因此，伴隨著脈動的周期性的變化，由損失量測定部測定的超聲波能量的損失量也周期性地發生變化。因此，通過這樣構成，能夠追隨由脈動引起的血流的變化而對能量射出部進行控制，防止超聲波能量的過剩照射和照射不足。

在上述方式中，也可以是，所述損失量測定部根據在比所述能量射出部所射出的超聲波能量的照射位置靠血流方向的上游側的位置進行檢測而得到的血液的流速來測定所述損失量，所述控制部將時機錯開由所述損失量測定部檢測到流速的所述血液內的流速檢測位置到達從所述能量射出部射出的超聲波能量的照射位置的時間延遲量而對所述能量射出部進行控制。

血流的量和速度與搏動時機和患者的狀態相應地發生變化，伴隨著血流的變化，超聲波能量中的被血流帶走的熱能的量也發生變化。因此，通過這樣構成，能夠在與血流的實際的變化對應的時機對能量射出部進行控制，防止超聲波能量的過剩照射和照射不足。

本發明的第二方式是超聲波能量治療方法，其包含以下工序：能量射出工序，從血管內對血管外的活體組織射出超聲波能量；以及損失量測定工序，測定通過該能量射出工序射出的超聲波能量因血流而導致的損失量，在所述能量射出工序中，根據通過所述損失量測定工序而測定的損失量來調節所述超聲波能量的射出以使得對所述活體組織照射期望量的所述超聲波能量。

根據本方式，通過能量射出工序從血管內射出超聲波能量，由此治療血管外的活體組織的病變部。在該情況下，根據通過損失量測定工序測定的超聲波能量的由血流引起的損失量，在能量射出工序中調節超聲波能量的射出來對活體組織照射期望量的超聲波能量，由此不論基于血流的熱能帶走量的不同和變化，都能夠充分地治療病變部。因此，即使在由于個人差異、治愈部位或搏動時機的不同而導致基于血流的熱能的帶走量不同或發生變化的情況下，也能夠得到恒定的治療效果。

在上述方式中，也可以是，所述超聲波能量治療方法包含比較工序，在該比較工序中，對通過所述損失量測定工序而測定的所述損失量與規定的第一閾值進行比較，在所述能量射出工序中，在通過所述比較工序判定為所述損失量大于所述規定的第一閾值的情況下，提高所述超聲波能量的強度并且/或者延長射出時間，在判定為所述損失量在所述規定的第一閾值以下的情況下，降低所述超聲波能量的強度并且/或者縮短射出時間。

通過這樣構成，只要將能夠區別針對活體組織的超聲波能量的照射量的過剩/不足的值設定為規定的第一閾值，則不論基于血流的熱能帶走量的不同，都能夠根據比較工序的比較結果對活體組織照射期望量的超聲波能量來治療病變部。

在上述方式中，也可以是，當在所述比較工序中判定為所述損失量在所述規定的第一閾值以下的情況下，對所述損失量與小于該規定的第一閾值的規定的第二閾值進行比較，在所述能量射出工序中，在通過所述比較工序判定為所述損失量在所述規定的第二閾值以下的情況下，停止所述超聲波能量的照射。

通過這樣構成，只要將能夠認定插入部與活體組織沒有被保持為期望的距離間隔的狀況的值設定為規定的第二閾值，就能夠防止由于插入部與活體組織的距離間隔錯開而導致治療對象外的活體組織因超聲波能量的照射而損傷。

本發明的第三方式是超聲波能量治療方法，其包含以下工序：能量射出工序，從血管內對血管外的活體組織射出超聲波能量；以及損失值檢測工序，檢測通過該能量射出工序射出的超聲波能量因血流而導致的損失值的時間變化，在所述能量射出工序中，在通過所述損失值檢測工序檢測到的損失值下降的情況下，降低所述超聲波能量的強度并且/或者縮短射出時間，在檢測到的所述損失值增大的情況下，提高所述超聲波能量的強度并且/或者延長射出時間。

根據本方式，能夠與基于血流的熱能帶走量的變化相應地對活體組織照射期望量的超聲波能量來治療病變部。

在上述方式中，也可以是，所述超聲波能量治療方法包含脈動周期檢測工序，在該脈動周期檢測工序中檢測血流的脈動周期，在所述能量射出工序中，與通過所述脈動周期檢測工序檢測到的脈動周期的波形同步地對超聲波能量的射出進行控制，并且在通過所述損失值檢測工序檢測到的損失值下降的情況下，降低所述超聲波能量的強度并且/或者縮短射出時間，在檢測到的所述損失值增大的情況下，提高所述超聲波能量的強度并且/或者延長射出時間。

通過這樣構成，能夠追隨著血流的變化而對針對活體組織的超聲波能量的照射量進行控制，防止超聲波能量的過剩照射和照射不足。

在上述方式中，也可以是，在所述損失值檢測工序中，根據在比通過所述能量射出工序而射出的超聲波能量的照射位置靠血流方向的上游側的位置進行檢測而得到的血液的流速來檢測所述損失值的時間變化，在所述能量射出工序中，將時機錯開通過所述損失值檢測工序而檢測到流速的所述血液內的流速檢測位置到達通過所述能量射出工序而射出的所述超聲波能量的照射位置的時間延遲量來調節所述超聲波能量的射出。

通過這樣構成，能夠在與血流的實際的變化對應的時機對超聲波能量的射出進行控制，從而防止超聲波能量的過剩照射和照射不足。

發明效果

根據本發明，實現了以下效果：即使在基于血流的熱能的帶走量不同或發生變化的情況下，也能夠得到恒定的治療效果。

附圖說明

圖1是示出本發明的第一實施方式的超聲波能量治療裝置的框圖。

圖2是沿著插入到血管內的圖1的超聲波能量治療裝置的插入部的半徑方向觀察該插入部時的圖和沿著長度方向觀察該插入部時的圖。

圖3是對本發明的第一實施方式的超聲波能量治療方法進行說明的流程圖。

圖4是示出測溫傳感器附近的血流變化、測溫傳感器的檢測溫度、輸入給平滑電路部的檢測溫度的波形以及從平滑電路部輸出的檢測溫度的波形的關系的時序圖。

圖5是對本發明的第一實施方式的一個變形例的超聲波能量治療方法進行說明的流程圖。

圖6是示出本發明的第二實施方式的超聲波能量治療工序的框圖。

圖7是示出本發明的第二實施方式的超聲波能量治療裝置的脈動周期檢測部的圖。

圖8是對本發明的第二實施方式的超聲波能量治療工序進行說明的流程圖。

圖9是示出測溫傳感器附近的血流變化、測溫傳感器的檢測溫度、比較器的輸出信號、脈動周期脈沖以及超聲波能量的輸出的關系的時序圖。

圖10是示出沿著插入到血管內的本發明的第三實施方式的超聲波能量治療裝置的插入部的半徑方向觀察該插入部時的圖和沿著長度方向觀察該插入部時的圖。

圖11是示出圖10的超聲波能量治療裝置的框圖。

圖12是示出圖11的上游測溫傳感器判定部和時間測定部的圖。

圖13是示出兩個測溫傳感器的檢測溫度的時間變化的時序圖。

圖14是示出測溫傳感器13A配置于血流方向的上游的情況下的測溫傳感器13A的檢測溫度、測溫傳感器13B的檢測溫度、脈動周期檢測部41A的輸出、脈動周期檢測部41B的輸出、脈動周期檢測部41A、41B之間的差分時間信號、脈動周期脈沖以及超聲波能量的輸出的關系的時序圖。

圖15是示出測溫傳感器13B配置于血流方向的上游的情況下的測溫傳感器13B的檢測溫度、測溫傳感器13A的檢測溫度、測溫傳感器13B的輸出、測溫傳感器13A的輸出、脈動周期檢測部41A、41B之間的差分時間信號、脈動周期脈沖以及超聲波能量的輸出的關系的時序圖。

圖16是對本發明的第三實施方式的超聲波能量治療工序進行說明的流程圖。

圖17是示出沿著插入到血管內的本發明的各實施方式的變形例的超聲波能量治療裝置的插入部的半徑方向觀察該插入部時的圖和沿著長度方向觀察該插入部時的圖。

具體實施方式

(第一實施方式)

以下，參照附圖對本發明的第一實施方式的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法進行說明。

如圖1和圖2所示，本實施方式的超聲波能量治療裝置100具有：細長的大致圓筒形狀的插入部1，其能夠插入到患者的血管內；以及主體部3，其支承插入部1。

在插入部1中具有：壓電元件(能量射出部)11，其產生超聲波能量；以及熱敏電阻那樣的測溫傳感器(能量損失測定部)13，其能夠檢測血管內的血流的速度。

壓電元件11從形成為凹面形狀的射出面產生超聲波能量并且能夠使其高密度地集束。從壓電元件11射出的超聲波能量由于在與活體組織的病變部相應的焦點位置處熱能發生變化，因此，能夠加熱或燒灼病變部從而進行治療。并且，壓電元件11以射出面朝向插入部1的半徑方向外方的方式安裝于插入部1，經由信號線15而與主體部3連接。

測溫傳感器13經由信號線17而與主體部3連接，通過通電而產生熱。該測溫傳感器13由于通過血流的冷卻作用而將產生的熱奪走，由此電阻值上升。

并且，在插入部1中安裝有能夠在血管內將插入部1固定為定位狀態的球囊19。球囊19配置于比壓電元件11和測溫傳感器13靠插入部1的基端側的位置。通過填充液體或氣體，該球囊19從在插入部1的周向上錯開了180°的兩處分別朝向半徑方向外方膨脹。由此，通過在血管內使球囊19從插入部1向彼此相反的兩個方向膨脹而與血管壁分別接觸，能夠將插入部1在半徑方向上固定為定位狀態而不妨礙血流。

主體部3具有：信號生成部21，其生成電力的基準波形信號；放大部23，其放大由信號生成部21生成的基準波形信號并施加給壓電元件11；溫度檢測部(損失量測定部)25，其檢測測溫傳感器13的溫度；平滑電路部27，其使由溫度檢測部25檢測到的檢測溫度的波形平滑化；存儲部29，其存儲與溫度相關的規定的閾值；比較部31，其對由平滑電路部27進行平滑化后的檢測溫度與存儲于存儲部29中的規定的閾值進行比較；以及控制部33，其根據比較部31的比較結果來控制信號生成部21和放大部23。

溫度檢測部25通過測量提供給測溫傳感器13的微弱電流而測定測溫傳感器13的電阻值。測溫傳感器13由于奪取熱而電阻值上升，因此通過測定測溫傳感器13的電阻值，能夠間接地檢測測溫傳感器13的溫度。并且，由于測溫傳感器13的電阻值的上升率與流體的流速具有唯一的關系，因此通過測定測溫傳感器13的電阻值而能夠檢測血流的速度。而且，根據血流的速度可知超聲波能量的由血流引起的損失量。

因此，通過測溫傳感器13和溫度檢測部25檢測測溫傳感器13的溫度，由此能夠間接地測定超聲波能量的由血流引起的損失量。該溫度檢測部25將測定的測溫傳感器13的電阻值的檢測結果作為檢測溫度發送給平滑電路部27。

平滑電路部27使從溫度檢測部25發送來的檢測溫度的波形平滑化并發送給比較部31。

存儲部29存儲閾值α和閾值β，該閾值β大于閾值α。在測溫傳感器13的檢測溫度高的情況下、即超聲波能量的損失量少的情況下，血流緩慢，從壓電元件11射出的超聲波能量中的被血流帶走的熱能小。在該情況下，針對活體組織的超聲波能量的照射量不會不足。另一方面，在測溫傳感器13的檢測溫度低的情況下、即超聲波能量的損失量多的情況下，血流快速，從壓電元件11射出的超聲波能量中的被血流帶走的熱能大。在該情況下，針對活體組織的超聲波能量的照射量不足。因此，存儲部29將針對活體組織的超聲波能量的照射量不足的狀況下的測溫傳感器13的檢測溫度的最低值存儲為閾值α。

并且，在測溫傳感器13的檢測溫度非常高的情況下、即超聲波能量的損失量非常少的情況下，血流的影響幾乎沒有，插入部1與血管壁有可能沒有保持為期望的距離間隔。在該情況下，針對活體組織的超聲波能量的照射量過剩。因此，存儲部29將插入部1與血管壁保持為期望的距離間隔的狀況下的測溫傳感器13的檢測溫度的最高值存儲為閾值β。

將測溫傳感器13的檢測溫度置換為超聲波能量的損失量，與閾值α對應地設針對活體組織的超聲波能量的照射量充足的狀況下的超聲波能量的損失量的最大值為閾值γ(第一閾值)，與閾值β對應地設插入部1與血管壁保持為期望的距離間隔的狀況下的超聲波能量的損失量的最小值為閾值δ(第二閾值)，則成為閾值γ＞閾值δ的關系。因此，閾值α和閾值β的高低關系與閾值γ和閾值δ的大小關系相反。

比較部31對從平滑電路部27發送來的平滑化后的測溫傳感器13的檢測溫度與存儲于存儲部29中的閾值α進行比較，并將比較結果發送給控制部33。并且，比較部31在判定為測溫傳感器13的檢測溫度在閾值α以上的情況下，對該測溫傳感器13的檢測溫度與閾值β進行比較，并將比較結果發送給控制部33。

在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度比閾值α低的情況下、即超聲波能量的由血流引起的損失量大于上述的閾值γ的情況下，控制部33對信號生成部21進行控制來延長超聲波能量的射出時間，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度在閾值α以上的情況下、即超聲波能量的由血流引起的損失量在閾值γ以下的情況下，控制部33縮短超聲波能量從信號生成部21的射出時間，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度在閾值β以上的情況下、即超聲波能量的由血流引起的損失量在閾值δ以下的情況下，控制部33對信號生成部21進行控制來停止超聲波能量的照射。

接下來，對本實施方式的超聲波能量治療方法進行說明。

本實施方式的超聲波能量治療方法包含以下工序：能量射出工序(步驟SA4)，從血管內向血管外的活體組織射出超聲波能量；溫度檢測工序(損失量測定工序，步驟SA1)，檢測通過能量射出工序射出的超聲波能量的由血流引起的損失量即測溫傳感器13的溫度；以及比較工序(步驟SA2、步驟SA5)，對通過溫度檢測工序檢測到的測溫傳感器13的檢測溫度與規定的閾值進行比較。

在比較工序中，對通過溫度檢測工序檢測到的測溫傳感器13的檢測溫度與閾值α進行比較。并且，在比較工序中，在判定為測溫傳感器13的檢測溫度在閾值α以上的情況下，對大于閾值α的閾值β與測溫傳感器13的檢測溫度進行比較。

在能量射出工序中，根據通過溫度檢測工序測定的測溫傳感器13的檢測溫度來調節超聲波能量的射出，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。具體而言，在能量射出工序中，在通過比較工序判定為測溫傳感器13的檢測溫度比閾值α低的情況下，延長超聲波能量的射出時間，在判定為測溫傳感器13的檢測溫度在閾值α以上的情況下，縮短超聲波能量的射出時間。并且，在能量射出工序中，在通過比較工序判定為測溫傳感器13的檢測溫度在閾值β以上的情況下，停止超聲波能量的照射。

參照圖3的流程圖對這樣構成的超聲波能量治療裝置100和超聲波能量治療方法的作用進行說明。

要想通過本實施方式的超聲波能量治療裝置100和超聲波能量治療方法來治療患者的病變部，給測溫傳感器13通電，將插入部1插入到患者的血管內。

將插入部1配置為壓電元件11的射出面隔著血管壁與活體組織的病變部對置，使球囊19膨脹，將插入部1在該位置固定為定位狀態。

接著，通過溫度檢測部25測定提供給測溫傳感器13的微弱電流，檢測測溫傳感器13的溫度(步驟SA1，溫度檢測工序)。由溫度檢測部25檢測到的測溫傳感器13的檢測溫度的波形在像圖4所示那樣被平滑電路部27平滑化后被發送給比較部31。圖4示出了測溫傳感器13附近的血流變化、測溫傳感器13的檢測溫度、輸入給平滑電路部27的檢測溫度的波形以及從平滑電路部27輸出的檢測溫度的波形。

接著，通過比較部31對從平滑電路部27發送來的測溫傳感器13的檢測溫度與存儲于存儲部29中的閾值α進行比較(步驟SA2，比較工序)。在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度小于閾值α的情況下(步驟SA2“是”)，血流快速，被血流帶走的熱能大。

在該情況下，通過控制部33對信號生成部21進行控制，延長從壓電元件11射出的超聲波能量的射出時間，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量(步驟SA3)。由此，將超聲波能量從壓電元件11射出比初始的設定長的時間(步驟SA4，能量射出工序)，補償了超聲波能量的由血流引起的損失，對活體組織照射了期望量的超聲波能量。由此，能夠充分地治療病變部。

另一方面，在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度在閾值α以上的情況下(步驟SA2“否”)，血流緩慢，被血流帶走的熱能小。在該情況下，通過比較部31對測溫傳感器13的該檢測溫度與存儲于存儲部29中的閾值β進行比較(步驟SA5，比較工序)。

在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度比閾值β低的情況下(步驟SA5“是”)，插入部1與血管壁的距離間隔被保持為正常。在該情況下，通過控制部33對信號生成部21進行控制，縮短超聲波能量從壓電元件11的射出時間，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量(步驟SA6)。由此，將超聲波能量從壓電元件11射出比初始的設定短的時間(步驟SA4，能量射出工序)，對活體組織照射了期望量的超聲波能量而不會出現過剩的照射。由此，能夠充分地治療病變部。

另一方面，在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度在閾值β以上的情況下(步驟SA5“否”)，插入部1與血管壁的距離間隔沒有被保持為正常，插入部1接近或接觸血管壁。在該情況下，通過控制部33對信號生成部21進行控制，停止超聲波能量的照射(步驟SA7，能量射出工序)。由此，能夠防止由于插入部1與血管壁的距離間隔錯開而導致治療對象外的活體組織被超聲波能量的照射損傷。

像以上說明那樣，根據本實施方式的超聲波能量治療裝置100和超聲波能量治療方法，與微弱電流的波形對應地，通過控制部33根據測溫傳感器13的檢測溫度對超聲波能量從壓電元件11的射出時間進行控制，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量，由此不論基于血流的熱能帶走量的不同和變化，都能夠充分地治療病變部。因此，即使在由于個人差異、治愈部位或搏動時機的不同而使基于血流的熱能的帶走量不同或發生變化的情況下，也能夠得到恒定的治療效果。

在本實施方式中，設定規定的閾值，以規定的閾值為邊界將超聲波能量二值化而進行照射，但也可以取而代之，例如，根據流速檢測數據，無縫地變更超聲波能量的強度和/或照射時間。

本實施方式能夠像以下那樣變形。

即，在本實施方式中，控制部33對超聲波能量從壓電元件11的射出時間進行控制并且在能量射出工序中調節超聲波能量的射出時間。作為一個變形例，也可以是，控制部33對放大部23進行控制，來對從壓電元件11發出的超聲波能量的強度進行控制以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。并且，也可以是，在能量射出工序中，調節超聲波能量的強度以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。

在該情況下，如圖5的流程圖所示，在步驟SA2中，在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度比閾值α低的情況下(步驟SA2“是”)，通過控制部33對放大部23進行控制，將從壓電元件11射出的超聲波能量的強度提高到ε(W/cm²)以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量(步驟SB3)。由此，以比初始的設定強的強度從壓電元件11射出超聲波能量(步驟SA4，能量射出工序)，補償了超聲波能量的由血流引起的損失，對活體組織照射了期望量的超聲波能量。

并且，在步驟SA5中，在通過比較部31判定為測溫傳感器13的檢測溫度小于閾值β的情況下(步驟SA5“是”)，通過控制部33對放大部23進行控制，將從壓電元件11射出的超聲波能量的強度降低為ζ(W/cm²)(步驟SB6)以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。超聲波能量的強度是ε＞ζ。由此，以比初始的設定弱的強度從壓電元件11射出超聲波能量(步驟SA4，能量射出工序)，對活體組織照射期望量的超聲波能量而不會出現過剩的照射。

通過本變形例，即使在由于個人差異、治愈部位或搏動時機的不同而使基于血流的熱能的帶走量不同或發生變化的情況下，也能夠得到恒定的治療效果。

(第二實施方式)

接下來，對本發明的第二實施方式的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法進行說明。

如圖6所示，本實施方式的超聲波能量治療裝置200具有脈動周期檢測部(脈動檢測部)41、A/D轉換部43以及FIFO(First In First Out memory：先進先出存儲器)存儲器45來代替平滑電路部27、比較部31以及存儲部29，在該點上與第一實施方式不同。并且，本實施方式的超聲波能量治療方法包含脈動周期檢測工序，在該點上與第一實施方式不同。

以下，對結構與第一實施方式的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法共同的部位標注相同標號并省略說明。

溫度檢測部25將與測溫傳感器13的檢測溫度相關的溫度檢測信號發送給脈動周期檢測部41和A/D轉換部43雙方。

脈動周期檢測部41根據從溫度檢測部25發送來的測溫傳感器13的檢測溫度檢測脈動的周期。即，如圖7所示，脈動周期檢測部41具有比較器47，通過比較器47對從溫度檢測信號發送來的測溫傳感器13的溫度檢測信號進行比較，并生成示出脈動的周期的脈動同步脈沖。由脈動周期檢測部41生成的脈動周期脈沖被發送給控制部33。

A/D轉換部43對從溫度檢測部25發送來的測溫傳感器13的溫度檢測信號進行AD轉換。

FIFO存儲器45按照時間順序一個脈動周期一個脈動周期地暫時存儲由A/D轉換部43進行AD轉換后的溫度檢測信號，并按照每個脈動周期重復更新。在FIFO存儲器45中始終存儲有一個脈動周期的溫度檢測信號。

控制部33按照時間順序從先到后地讀出存儲于FIFO存儲器45中的一個脈動周期的溫度檢測信號。并且，控制部33根據從FIFO存儲器45讀出的溫度檢測信號生成與從脈動周期檢測部41發送來的脈動周期脈沖的波形同步地射出與溫度檢測信號的電平成反比例的強度的超聲波能量的輸出控制信號。

具體而言，控制部33在測溫傳感器13的檢測溫度上升的情況下、即超聲波能量的損失量減少的情況下，將降低超聲波能量的強度的輸出控制信號發送給放大部23，在測溫傳感器13的檢測溫度下降的情況下、即超聲波能量的損失量增大的情況下，將提高超聲波能量的強度的輸出控制信號發送給放大部23，以使得與脈動周期脈沖的波形同步地對活體組織照射期望量的超聲波能量。

放大部23根據從控制部33發送來的輸出控制信號改變施加給壓電元件11的電壓的放大率。由此，與脈動周期脈沖的波形同步地從壓電元件11射出與一個脈動周期前的溫度檢測信號的電平成反比例的強度的超聲波能量。

并且，如圖8所示，本實施方式的超聲波能量治療方法包含：溫度檢測工序(步驟SA1，損失值檢測工序)，檢測通過能量射出工序(步驟SC5)射出的超聲波能量的由血流引起的損失值的時間變化即測溫傳感器13的溫度；以及脈動周期檢測工序(步驟SC2)，檢測血流的脈動周期。

在能量射出工序中，與通過脈動周期檢測工序檢測到的脈動周期的波形同步地，在通過溫度檢測工序檢測到的測溫傳感器13的檢測溫度上升的情況下，降低超聲波能量的強度，在測溫傳感器13的檢測溫度降低的情況下，提高超聲波能量的強度。

參照圖8的流程圖對這樣構成的超聲波能量治療裝置200和超聲波能量治療方法的作用進行說明。

要想通過本實施方式的超聲波能量治療裝置200和超聲波能量治療方法來治療患者的病變部，給測溫傳感器13通電，將插入部1插入到患者的血管內，再利用球囊19將插入部1固定為定位狀態。

通過溫度檢測部25檢測測溫傳感器13的溫度(步驟SA1，溫度檢測工序)，并將溫度檢測信號發送給脈動周期檢測部41和A/D轉換部43。在脈動周期檢測部41中，通過比較器47對溫度檢測信號進行比較，生成脈動同步脈沖并發送給控制部33(步驟SC2，脈動周期檢測工序)。

并且，通過A/D轉換部43對溫度檢測信號進行AD轉換，再通過FIFO存儲器45按照時間順序來存儲第n個一脈動周期的溫度檢測信號(步驟SC3)。

接著，在第n+1個脈動周期中(步驟SC4“是”)，通過控制部33，按照時間順序從先到后地讀出存儲于FIFO存儲器45中的一個脈動周期的溫度檢測信號。

而且，通過控制部33，根據從FIFO存儲器45讀出的第n個一個周期的溫度檢測信號，將與從脈動周期檢測部41發送來的第n+1個脈動周期脈沖的波形同步地射出與第n個脈動時的溫度檢測信號的電平成反比例的強度的超聲波能量的輸出控制信號發送給放大部23。

具體而言，在測溫傳感器13的檢測溫度上升的情況下，將降低超聲波能量的強度的輸出控制信號發送給放大部23，在測溫傳感器13的檢測溫度下降的情況下，將提高超聲波能量的強度的輸出控制信號發送給放大部23，以使得與第n+1個脈動周期脈沖的波形同步地對活體組織照射期望量的超聲波能量。

在放大部23中，根據從控制部33發送來的輸出控制信號改變施加給壓電元件11的電壓的放大率。由此，與第n+1個脈動周期脈沖的波形同步地，在測溫傳感器13的溫度檢測信號上升的情況下，以較弱的強度從壓電元件11射出超聲波能量，在測溫傳感器13的溫度檢測信號下降的情況下，以較強的強度從壓電元件11射出超聲波能量(步驟SC5，能量射出工序)。即，與第n+1個脈動周期脈沖的波形同步地射出的超聲波能量的輸出與1/(第n個脈動時的溫度檢測信號)相當。

當第n+1個超聲波能量的照射結束時，將存儲于FIFO存儲器45中的第n個一脈動周期的溫度檢測信號初始化(步驟SC6)。而且，n加一(步驟SC7)，返回步驟SC3。

因此，由于脈動而導致血流的量和速度變化較大，在脈動的收縮期，血流最快，在脈動的舒張期，血流幾乎為零。因此，如圖9所示，伴隨著脈動的周期性的變化，由溫度檢測部25檢測的測溫傳感器13的溫度檢測信號(超聲波能量的損失量)也周期性地發生變化。圖9示出測溫傳感器13附近的血流變化、測溫傳感器13的檢測溫度、比較器47的輸出信號、脈動周期脈沖以及超聲波能量的輸出。

根據本實施方式的超聲波能量治療裝置200和超聲波能量治療方法，如圖9所示，以使得與脈動周期脈沖的波形同步地對活體組織照射期望量的超聲波能量的方式使從壓電元件11射出的超聲波能量的強度與一個脈動周期前的溫度檢測信號的電平成反比例地變化，由此，能夠防止超聲波能量的過剩照射和照射不足。

(第三實施方式)

接下來，對本發明的第三實施方式的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法進行說明。

如圖10所示，本實施方式的超聲波能量治療裝置300在插入部1中具有兩個測溫傳感器13A、13B，在該點上與第一實施方式不同。

以下，對結構與第一實施方式的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法共同的部位標注相同標號并省略說明。

兩個測溫傳感器13A、13B在插入部1的長度方向上彼此隔開間隔地配置。測溫傳感器13A配置于比壓電元件11靠插入部1的基端側的位置，測溫傳感器13B配置于比壓電元件11靠插入部1的前端側的位置，在這些測溫傳感器13A、13B的大致中間處配置有壓電元件11。并且，測溫傳感器13A、13B經由信號線17A、17B與主體部3連接。

如圖11和圖12所示，主體部3具有：溫度檢測部25A和溫度檢測部25B，它們分別檢測測溫傳感器13A的溫度和測溫傳感器13B的溫度；脈動周期檢測部41A和脈動周期檢測部41B，它們分別采樣來自溫度檢測部25A的溫度檢測信號和來自溫度檢測部25B的溫度檢測信號；上游測溫傳感器判定部51，其根據從這些脈動周期檢測部41A、41B輸出的脈動周期脈沖的相位和時機來判定測溫傳感器13A、13B中的哪個配置于血流的上游側；以及時間測定部53，其根據脈動周期檢測部41A、41B的脈動周期脈沖的相位和時機來測定測溫傳感器13A、13B的溫度變化的時滯。

脈動周期檢測部41A、41B根據采樣的來自溫度檢測部25A、25B的溫度檢測信號而分別生成示出脈動的周期的脈動同步脈沖。由于搏動而導致血流變化較大，伴隨此，測溫傳感器13A、13B的溫度也發生變化。由于這些測溫傳感器13A、13B彼此分開配置，因此如圖13所示，在由測溫傳感器13A、13B檢測的溫度變化中產生時滯。能夠根據脈動周期檢測部41A、41B的脈動同步脈沖的相位和時機來測定該時滯。

并且，主體部3具有：A/D轉換部43A和A/D轉換部43B，它們分別對從溫度檢測部25A輸出的溫度檢測信號和從溫度檢測部25B輸出的溫度檢測信號進行AD轉換；FIFO存儲器45A和FIFO存儲器45B，它們分別按照時間順序一個脈動周期一個脈動周期地暫時存儲由A/D轉換部43A進行AD轉換后的溫度檢測信號和由A/D轉換部43B進行AD轉換后的溫度檢測信號；以及選擇器55，其從FIFO存儲器45A、45B中選擇性地讀出被上游測溫傳感器判定部51判定為配置于上游側的測溫傳感器13A、13B的溫度檢測信號，并發送給控制部33。

控制部33生成射出與從選擇器55發送來的測溫傳感器13A或測溫傳感器13B的溫度檢測信號的電平成反比例的強度的超聲波能量的輸出控制信號。具體而言，控制部33在測溫傳感器13A或測溫傳感器13B的檢測溫度上升的情況下、即超聲波能量的損失量減少的情況下，將降低超聲波能量的強度的輸出控制信號發送給放大部23，在測溫傳感器13的檢測溫度下降的情況下、即超聲波能量的損失量增大的情況下，將提高超聲波能量的強度的輸出控制信號發送給放大部23，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，控制部33根據從時間測定部53發送來的時滯信息，調節通過放大部23變更電壓的放大率的時機。例如，設測溫傳感器13A、13B的溫度變化的時滯為X[msec]，控制部33根據配置于血流的上游側的測溫傳感器13A或測溫傳感器13B的檢測溫度，如圖14和圖15所示，從脈動周期檢測部41A或脈動周期檢測部41B的脈動同步脈沖發生變化起將時機延遲X/2[msec]，再通過放大部23來變更放大率。

由此，如圖14和圖15所示，以錯開檢測流速的血液內的流速檢測位置到達從壓電元件11射出的超聲波能量的照射位置的時間延遲量的方式變更從壓電元件11發出的超聲波能量的強度。圖14和圖15示出了測溫傳感器13A的檢測溫度、測溫傳感器13B的檢測溫度、脈動周期檢測部41A的輸出、脈動周期檢測部41B的輸出、脈動周期檢測部41A、41B之間的差分時間信號、脈動周期脈沖以及超聲波能量的輸出的關系。并且，圖14是測溫傳感器13配置于血流方向的上游側的情況的時序圖的一例，圖15是測溫傳感器13配置于血流方向的上游側的情況的時序圖的一例。

并且，如圖16所示，在本實施方式的超聲波能量治療方法中，在溫度檢測工序(步驟SA1，損失值檢測工序)中，根據在比通過能量射出工序射出的超聲波能量的照射位置靠血流方向的上游側的位置進行檢測而得到的血液的流速來檢測超聲波能量的損失值的時間變化、即配置于血流方向的上游的測溫傳感器13A或測溫傳感器13B的溫度。

并且，在能量射出工序(步驟SD5)中，以使時機錯開通過溫度檢測工序檢測到溫度的血液內的流速檢測位置到達通過能量射出工序射出的超聲波能量的照射位置的時間延遲量、即由時間測定部53測定的測溫傳感器13A、13B的溫度變化的時滯的大約一半的時間的方式調節超聲波能量的射出。

參照圖16的流程圖對這樣構成的超聲波能量治療裝置300和超聲波能量治療方法的作用進行說明。

要想通過本實施方式的超聲波能量治療裝置300和超聲波能量治療方法來治療患者的病變部，給測溫傳感器13A、13B通電，將插入部1插入到患者的血管內，利用球囊19將插入部1固定為定位狀態。

通過溫度檢測部25A、25B檢測測溫傳感器13A、13B的溫度(步驟SA1)，并將各溫度檢測信號發送給A/D轉換部43A、43B和脈動周期檢測部41A、41B。分別通過A/D轉換部43A、43B對溫度檢測部25A、25B的各溫度檢測信號進行AD轉換，并按照時間順序一個脈動周期一個脈動周期地存儲于FIFO存儲器45A、45B中。

并且，通過脈動周期檢測部41A、41B分別采樣來自溫度檢測部25A、25B的溫度檢測信號，生成脈動周期脈沖，并將各脈動周期脈沖發送給上游測溫傳感器判定部51和時間測定部53。

在上游測溫傳感器判定部51中，對來自脈動周期檢測部41A、41B的脈動周期脈沖的相位和時機進行比較(步驟SD2)。如圖10所示，在測溫傳感器13A配置于比測溫傳感器13B靠血流的上游的位置的情況下(步驟SD2“是”)，通過控制部33，根據測溫傳感器13A的溫度變化對放大部23進行控制(步驟SD3)。

具體而言，從上游測溫傳感器判定部51將測溫傳感器13A配置于血流的上游的判定結果發送給選擇器55，通過選擇器55，讀出存儲于FIFO存儲器45A中的測溫傳感器13A的一個脈動周期的溫度檢測信號，并按照時間順序從先到后地發送給控制部33。

并且，通過時間測定部53，根據來自脈動周期檢測部41A、41B的各脈動周期脈沖的相位和時機測定測溫傳感器13A、13B的溫度變化的時滯，并將得到的時滯信息發送給控制部33。

在控制部33中，根據從選擇器55發送來的測溫傳感器13A的溫度檢測信號，將射出與溫度檢測信號的電平成反比例的強度的超聲波輸出的輸出控制信號發送給放大部23，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，如圖14所示，通過控制部33，根據從時間測定部53發送來的時滯信息將通過放大部23變更電壓的放大率的時機從脈動周期檢測部41A的脈動同步脈沖發生變化起延遲X/2[msec]。

由此，在測溫傳感器13A的檢測溫度上升的情況下，以較弱的強度從壓電元件11射出超聲波能量，在測溫傳感器13A的檢測溫度下降的情況下，以較強的強度射出超聲波能量，以使得從脈動周期檢測部41A的脈動同步脈沖發生變化起延遲X/2[msec]地對活體組織照射期望量的超聲波能量(步驟SD5)。

另一方面，在測溫傳感器13B配置于血流的上游的情況下(步驟SD2“否”)，通過控制部33，根據測溫傳感器13B的溫度變化對放大部23進行控制(步驟SD4)。

具體而言，從上游測溫傳感器判定部51將測溫傳感器13B配置于血流的上游的判定結果發送給選擇器55。而且，通過選擇器55，讀出存儲于FIFO存儲器45B中的測溫傳感器13B的一個脈動周期的溫度檢測信號，并按照時間順序從先到后地發送給控制部33。

并且，通過時間測定部53，根據來自脈動周期檢測部41A、41B的各脈動周期脈沖的相位和時機，測定測溫傳感器13A、13B的溫度變化的時滯，并將得到的時滯信息發送給控制部33。

在控制部33中，根據從選擇器55發送來的測溫傳感器13B的溫度檢測信號，將射出與溫度檢測信號的電平成反比例的強度的超聲波輸出的輸出控制信號發送給放大部23，以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，如圖15所示，通過控制部33，根據從時間測定部53發送來的時滯信息，將通過放大部23來變更電壓的放大率的時機從脈動周期檢測部41B的脈動同步脈沖發生變化起延遲X/2[msec]。

由此，在測溫傳感器13的檢測溫度上升的情況下，以較弱的強度從壓電元件11射出超聲波能量，在測溫傳感器13的檢測溫度下降的情況下，以較強的強度射出超聲波能量，以使得從脈動周期檢測部41B的脈動同步脈沖發生變化起延遲X/2[msec]地對活體組織照射期望量的超聲波能量(步驟SD5)。

像以上說明的那樣，根據本實施方式的超聲波能量治療裝置300和超聲波能量治療方法，血流的量和速度與搏動時機和患者的狀態對應地發生變化，伴隨著血流的變化，超聲波能量中的被血流帶走的熱能的量也發生變化，但在與血流的實際的變化對應的時機對壓電元件11進行控制，能夠防止超聲波能量的過剩照射和照射不足。

在上述第二實施方式和第三實施方式中，控制部33對來自壓電元件11的超聲波能量的強度進行控制，并且在能量射出工序中調節超聲波能量的強度。也可以取而代之，控制部33對從壓電元件11產生的超聲波能量的射出時間進行控制以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。并且，也可以是，在能量射出工序中，調節超聲波能量的射出時間以使得對活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，在上述第一實施方式、第二實施方式以及第三實施方式中，作為檢測血液的流速的手段，采用測溫傳感器13、13A、13B，但也可以取而代之，例如，采用利用超聲波來測定血液的流速的超聲波多普勒。并且，作為檢測血液的流速的手段，也可以如圖17所示，采用卡門渦式的流速傳感器57A、57B等來代替測溫傳感器13、13A、13B。

以上，參照附圖對本發明的實施方式進行了詳細說明，但具體的結構不限于該實施方式，也包含有不脫離本發明的主旨的范圍內的設計變更等。例如，不限于將本發明應用于上述各實施方式和變形例中，也可以應用于適當組合這些實施方式和變形例而得到的實施方式中，沒有特別的限定。

標號說明

1：插入部；11：壓電元件(能量射出部)；13、13A、13B：測溫傳感器(能量損失測定部)；25、25A、25B：溫度檢測部(能量損失測定部)；31：比較部；33：控制部；41：脈動周期檢測部；100、200、300：超聲波能量治療裝置；SA1：溫度檢測工序(損失量測定工序、損失值檢測工序)；SA2、SA5：比較工序；SA4、SC5、SD5：能量照射工序；SC2：脈動周期檢測工序。