本發(fā)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(shù)：

以往，公知有對(duì)活體組織照射超聲波能量來(lái)治療病變部的超聲波能量治療裝置(例如，參照專利文獻(xiàn)1。)。專利文獻(xiàn)1中記載的超聲波能量治療裝置為了精度良好地對(duì)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(nèi)的插入部的超聲波照射面之間維持為期望的距離的狀態(tài)下，從超聲波照射面朝向血管壁照射超聲波能量。

現(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)

專利文獻(xiàn)

專利文獻(xiàn)1：國(guó)際公開第2012/052924號(hào)

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

發(fā)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(gè)人差異或治愈部位的不同、進(jìn)而搏動(dòng)時(shí)機(jī)的不同而變化較大。因此，像專利文獻(xiàn)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(gè)人差異、治愈部位或搏動(dòng)時(shí)機(jī)的不同對(duì)應(yīng)的基于血流的熱能帶走量的不同，而存在因燒灼不足而無(wú)法得到治療效果或因過(guò)剩燒灼而引起燒傷這樣的問題。

本發(fā)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(fā)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(dá)成上述目的，本發(fā)明提供以下的手段。

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

根據(jù)本方式，插入部被插入到血管內(nèi)，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(jù)由損失量測(cè)定部測(cè)定的超聲波能量的由血流引起的損失量，控制部對(duì)能量射出部進(jìn)行控制來(lái)對(duì)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(gè)人差異、治愈部位或搏動(dòng)時(shí)機(jī)的不同而導(dǎo)致基于血流的熱能的帶走量不同或發(fā)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(duì)所述損失量測(cè)定部所測(cè)定的所述損失量與規(guī)定的第一閾值進(jìn)行比較，所述控制部在通過(guò)所述比較部判定為所述損失量大于所述規(guī)定的第一閾值的情況下，提高所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者延長(zhǎng)射出時(shí)間，在判定為所述損失量在所述規(guī)定的第一閾值以下的情況下，降低所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者縮短射出時(shí)間。

在被血流帶走的熱能大的情況下，針對(duì)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(duì)活體組織的超聲波能量的照射量不會(huì)不足。因此，只要將能夠區(qū)別這樣的狀況的值設(shè)定為規(guī)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(jù)比較部的比較結(jié)果而對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量來(lái)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(guī)定的第一閾值以下的情況下，對(duì)所述損失量與小于該規(guī)定的第一閾值的規(guī)定的第二閾值進(jìn)行比較，在通過(guò)所述比較部判定為所述損失量在所述規(guī)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(rèn)定這樣的狀況的值設(shè)定為規(guī)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(cuò)開而導(dǎo)致治療對(duì)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(dòng)周期檢測(cè)部，該脈動(dòng)周期檢測(cè)部檢測(cè)血流的脈動(dòng)周期，所述控制部與所述脈動(dòng)周期檢測(cè)部所檢測(cè)到的脈動(dòng)周期的波形同步地，在所述損失量測(cè)定部所測(cè)定的所述損失量減少的情況下，降低所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者縮短射出時(shí)間，在所測(cè)定的所述損失量增大的情況下，提高所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者延長(zhǎng)射出時(shí)間。

由于脈動(dòng)而導(dǎo)致血流的量和速度變化較大，在脈動(dòng)的收縮期，血流最快，在脈動(dòng)的舒張期，血流幾乎為零。因此，伴隨著脈動(dòng)的周期性的變化，由損失量測(cè)定部測(cè)定的超聲波能量的損失量也周期性地發(fā)生變化。因此，通過(guò)這樣構(gòu)成，能夠追隨由脈動(dòng)引起的血流的變化而對(duì)能量射出部進(jìn)行控制，防止超聲波能量的過(guò)剩照射和照射不足。

在上述方式中，也可以是，所述損失量測(cè)定部根據(jù)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(cè)的位置進(jìn)行檢測(cè)而得到的血液的流速來(lái)測(cè)定所述損失量，所述控制部將時(shí)機(jī)錯(cuò)開由所述損失量測(cè)定部檢測(cè)到流速的所述血液內(nèi)的流速檢測(cè)位置到達(dá)從所述能量射出部射出的超聲波能量的照射位置的時(shí)間延遲量而對(duì)所述能量射出部進(jìn)行控制。

血流的量和速度與搏動(dòng)時(shí)機(jī)和患者的狀態(tài)相應(yīng)地發(fā)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(fā)生變化。因此，通過(guò)這樣構(gòu)成，能夠在與血流的實(shí)際的變化對(duì)應(yīng)的時(shí)機(jī)對(duì)能量射出部進(jìn)行控制，防止超聲波能量的過(guò)剩照射和照射不足。

本發(fā)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(nèi)對(duì)血管外的活體組織射出超聲波能量；以及損失量測(cè)定工序，測(cè)定通過(guò)該能量射出工序射出的超聲波能量因血流而導(dǎo)致的損失量，在所述能量射出工序中，根據(jù)通過(guò)所述損失量測(cè)定工序而測(cè)定的損失量來(lái)調(diào)節(jié)所述超聲波能量的射出以使得對(duì)所述活體組織照射期望量的所述超聲波能量。

根據(jù)本方式，通過(guò)能量射出工序從血管內(nèi)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(jù)通過(guò)損失量測(cè)定工序測(cè)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(diào)節(jié)超聲波能量的射出來(lái)對(duì)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(gè)人差異、治愈部位或搏動(dòng)時(shí)機(jī)的不同而導(dǎo)致基于血流的熱能的帶走量不同或發(fā)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(duì)通過(guò)所述損失量測(cè)定工序而測(cè)定的所述損失量與規(guī)定的第一閾值進(jìn)行比較，在所述能量射出工序中，在通過(guò)所述比較工序判定為所述損失量大于所述規(guī)定的第一閾值的情況下，提高所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者延長(zhǎng)射出時(shí)間，在判定為所述損失量在所述規(guī)定的第一閾值以下的情況下，降低所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者縮短射出時(shí)間。

通過(guò)這樣構(gòu)成，只要將能夠區(qū)別針對(duì)活體組織的超聲波能量的照射量的過(guò)剩/不足的值設(shè)定為規(guī)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(jù)比較工序的比較結(jié)果對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量來(lái)治療病變部。

在上述方式中，也可以是，當(dāng)在所述比較工序中判定為所述損失量在所述規(guī)定的第一閾值以下的情況下，對(duì)所述損失量與小于該規(guī)定的第一閾值的規(guī)定的第二閾值進(jìn)行比較，在所述能量射出工序中，在通過(guò)所述比較工序判定為所述損失量在所述規(guī)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(guò)這樣構(gòu)成，只要將能夠認(rèn)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(shè)定為規(guī)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(cuò)開而導(dǎo)致治療對(duì)象外的活體組織因超聲波能量的照射而損傷。

本發(fā)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(nèi)對(duì)血管外的活體組織射出超聲波能量；以及損失值檢測(cè)工序，檢測(cè)通過(guò)該能量射出工序射出的超聲波能量因血流而導(dǎo)致的損失值的時(shí)間變化，在所述能量射出工序中，在通過(guò)所述損失值檢測(cè)工序檢測(cè)到的損失值下降的情況下，降低所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者縮短射出時(shí)間，在檢測(cè)到的所述損失值增大的情況下，提高所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者延長(zhǎng)射出時(shí)間。

根據(jù)本方式，能夠與基于血流的熱能帶走量的變化相應(yīng)地對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量來(lái)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(dòng)周期檢測(cè)工序，在該脈動(dòng)周期檢測(cè)工序中檢測(cè)血流的脈動(dòng)周期，在所述能量射出工序中，與通過(guò)所述脈動(dòng)周期檢測(cè)工序檢測(cè)到的脈動(dòng)周期的波形同步地對(duì)超聲波能量的射出進(jìn)行控制，并且在通過(guò)所述損失值檢測(cè)工序檢測(cè)到的損失值下降的情況下，降低所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者縮短射出時(shí)間，在檢測(cè)到的所述損失值增大的情況下，提高所述超聲波能量的強(qiáng)度并且/或者延長(zhǎng)射出時(shí)間。

通過(guò)這樣構(gòu)成，能夠追隨著血流的變化而對(duì)針對(duì)活體組織的超聲波能量的照射量進(jìn)行控制，防止超聲波能量的過(guò)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(cè)工序中，根據(jù)在比通過(guò)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(cè)的位置進(jìn)行檢測(cè)而得到的血液的流速來(lái)檢測(cè)所述損失值的時(shí)間變化，在所述能量射出工序中，將時(shí)機(jī)錯(cuò)開通過(guò)所述損失值檢測(cè)工序而檢測(cè)到流速的所述血液內(nèi)的流速檢測(cè)位置到達(dá)通過(guò)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(shí)間延遲量來(lái)調(diào)節(jié)所述超聲波能量的射出。

通過(guò)這樣構(gòu)成，能夠在與血流的實(shí)際的變化對(duì)應(yīng)的時(shí)機(jī)對(duì)超聲波能量的射出進(jìn)行控制，從而防止超聲波能量的過(guò)剩照射和照射不足。

發(fā)明效果

根據(jù)本發(fā)明，實(shí)現(xiàn)了以下效果：即使在基于血流的熱能的帶走量不同或發(fā)生變化的情況下，也能夠得到恒定的治療效果。

附圖說(shuō)明

圖1是示出本發(fā)明的第一實(shí)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(nèi)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(shí)的圖和沿著長(zhǎng)度方向觀察該插入部時(shí)的圖。

圖3是對(duì)本發(fā)明的第一實(shí)施方式的超聲波能量治療方法進(jìn)行說(shuō)明的流程圖。

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

圖5是對(duì)本發(fā)明的第一實(shí)施方式的一個(gè)變形例的超聲波能量治療方法進(jìn)行說(shuō)明的流程圖。

圖6是示出本發(fā)明的第二實(shí)施方式的超聲波能量治療工序的框圖。

圖7是示出本發(fā)明的第二實(shí)施方式的超聲波能量治療裝置的脈動(dòng)周期檢測(cè)部的圖。

圖8是對(duì)本發(fā)明的第二實(shí)施方式的超聲波能量治療工序進(jìn)行說(shuō)明的流程圖。

圖9是示出測(cè)溫傳感器附近的血流變化、測(cè)溫傳感器的檢測(cè)溫度、比較器的輸出信號(hào)、脈動(dòng)周期脈沖以及超聲波能量的輸出的關(guān)系的時(shí)序圖。

圖10是示出沿著插入到血管內(nèi)的本發(fā)明的第三實(shí)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(shí)的圖和沿著長(zhǎng)度方向觀察該插入部時(shí)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(cè)溫傳感器判定部和時(shí)間測(cè)定部的圖。

圖13是示出兩個(gè)測(cè)溫傳感器的檢測(cè)溫度的時(shí)間變化的時(shí)序圖。

圖14是示出測(cè)溫傳感器13A配置于血流方向的上游的情況下的測(cè)溫傳感器13A的檢測(cè)溫度、測(cè)溫傳感器13B的檢測(cè)溫度、脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A的輸出、脈動(dòng)周期檢測(cè)部41B的輸出、脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B之間的差分時(shí)間信號(hào)、脈動(dòng)周期脈沖以及超聲波能量的輸出的關(guān)系的時(shí)序圖。

圖15是示出測(cè)溫傳感器13B配置于血流方向的上游的情況下的測(cè)溫傳感器13B的檢測(cè)溫度、測(cè)溫傳感器13A的檢測(cè)溫度、測(cè)溫傳感器13B的輸出、測(cè)溫傳感器13A的輸出、脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B之間的差分時(shí)間信號(hào)、脈動(dòng)周期脈沖以及超聲波能量的輸出的關(guān)系的時(shí)序圖。

圖16是對(duì)本發(fā)明的第三實(shí)施方式的超聲波能量治療工序進(jìn)行說(shuō)明的流程圖。

圖17是示出沿著插入到血管內(nèi)的本發(fā)明的各實(shí)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(shí)的圖和沿著長(zhǎng)度方向觀察該插入部時(shí)的圖。

具體實(shí)施方式

(第一實(shí)施方式)

以下，參照附圖對(duì)本發(fā)明的第一實(shí)施方式的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法進(jìn)行說(shuō)明。

如圖1和圖2所示，本實(shí)施方式的超聲波能量治療裝置100具有：細(xì)長(zhǎng)的大致圓筒形狀的插入部1，其能夠插入到患者的血管內(nèi)；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(chǎn)生超聲波能量；以及熱敏電阻那樣的測(cè)溫傳感器(能量損失測(cè)定部)13，其能夠檢測(cè)血管內(nèi)的血流的速度。

壓電元件11從形成為凹面形狀的射出面產(chǎn)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(yīng)的焦點(diǎn)位置處熱能發(fā)生變化，因此，能夠加熱或燒灼病變部從而進(jìn)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(jīng)由信號(hào)線15而與主體部3連接。

測(cè)溫傳感器13經(jīng)由信號(hào)線17而與主體部3連接，通過(guò)通電而產(chǎn)生熱。該測(cè)溫傳感器13由于通過(guò)血流的冷卻作用而將產(chǎn)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(nèi)將插入部1固定為定位狀態(tài)的球囊19。球囊19配置于比壓電元件11和測(cè)溫傳感器13靠插入部1的基端側(cè)的位置。通過(guò)填充液體或氣體，該球囊19從在插入部1的周向上錯(cuò)開了180°的兩處分別朝向半徑方向外方膨脹。由此，通過(guò)在血管內(nèi)使球囊19從插入部1向彼此相反的兩個(gè)方向膨脹而與血管壁分別接觸，能夠?qū)⒉迦氩?在半徑方向上固定為定位狀態(tài)而不妨礙血流。

主體部3具有：信號(hào)生成部21，其生成電力的基準(zhǔn)波形信號(hào)；放大部23，其放大由信號(hào)生成部21生成的基準(zhǔn)波形信號(hào)并施加給壓電元件11；溫度檢測(cè)部(損失量測(cè)定部)25，其檢測(cè)測(cè)溫傳感器13的溫度；平滑電路部27，其使由溫度檢測(cè)部25檢測(cè)到的檢測(cè)溫度的波形平滑化；存儲(chǔ)部29，其存儲(chǔ)與溫度相關(guān)的規(guī)定的閾值；比較部31，其對(duì)由平滑電路部27進(jìn)行平滑化后的檢測(cè)溫度與存儲(chǔ)于存儲(chǔ)部29中的規(guī)定的閾值進(jìn)行比較；以及控制部33，其根據(jù)比較部31的比較結(jié)果來(lái)控制信號(hào)生成部21和放大部23。

溫度檢測(cè)部25通過(guò)測(cè)量提供給測(cè)溫傳感器13的微弱電流而測(cè)定測(cè)溫傳感器13的電阻值。測(cè)溫傳感器13由于奪取熱而電阻值上升，因此通過(guò)測(cè)定測(cè)溫傳感器13的電阻值，能夠間接地檢測(cè)測(cè)溫傳感器13的溫度。并且，由于測(cè)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(guān)系，因此通過(guò)測(cè)定測(cè)溫傳感器13的電阻值而能夠檢測(cè)血流的速度。而且，根據(jù)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(guò)測(cè)溫傳感器13和溫度檢測(cè)部25檢測(cè)測(cè)溫傳感器13的溫度，由此能夠間接地測(cè)定超聲波能量的由血流引起的損失量。該溫度檢測(cè)部25將測(cè)定的測(cè)溫傳感器13的電阻值的檢測(cè)結(jié)果作為檢測(cè)溫度發(fā)送給平滑電路部27。

平滑電路部27使從溫度檢測(cè)部25發(fā)送來(lái)的檢測(cè)溫度的波形平滑化并發(fā)送給比較部31。

存儲(chǔ)部29存儲(chǔ)閾值α和閾值β，該閾值β大于閾值α。在測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(duì)活體組織的超聲波能量的照射量不會(huì)不足。另一方面，在測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(duì)活體組織的超聲波能量的照射量不足。因此，存儲(chǔ)部29將針對(duì)活體組織的超聲波能量的照射量不足的狀況下的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度的最低值存儲(chǔ)為閾值α。

并且，在測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(duì)活體組織的超聲波能量的照射量過(guò)剩。因此，存儲(chǔ)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(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度的最高值存儲(chǔ)為閾值β。

將測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度置換為超聲波能量的損失量，與閾值α對(duì)應(yīng)地設(shè)針對(duì)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(duì)應(yīng)地設(shè)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(guān)系。因此，閾值α和閾值β的高低關(guān)系與閾值γ和閾值δ的大小關(guān)系相反。

比較部31對(duì)從平滑電路部27發(fā)送來(lái)的平滑化后的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度與存儲(chǔ)于存儲(chǔ)部29中的閾值α進(jìn)行比較，并將比較結(jié)果發(fā)送給控制部33。并且，比較部31在判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度在閾值α以上的情況下，對(duì)該測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度與閾值β進(jìn)行比較，并將比較結(jié)果發(fā)送給控制部33。

在通過(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(duì)信號(hào)生成部21進(jìn)行控制來(lái)延長(zhǎng)超聲波能量的射出時(shí)間，以使得對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，在通過(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(hào)生成部21的射出時(shí)間，以使得對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，在通過(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(duì)信號(hào)生成部21進(jìn)行控制來(lái)停止超聲波能量的照射。

接下來(lái)，對(duì)本實(shí)施方式的超聲波能量治療方法進(jìn)行說(shuō)明。

本實(shí)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(nèi)向血管外的活體組織射出超聲波能量；溫度檢測(cè)工序(損失量測(cè)定工序，步驟SA1)，檢測(cè)通過(guò)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(cè)溫傳感器13的溫度；以及比較工序(步驟SA2、步驟SA5)，對(duì)通過(guò)溫度檢測(cè)工序檢測(cè)到的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度與規(guī)定的閾值進(jìn)行比較。

在比較工序中，對(duì)通過(guò)溫度檢測(cè)工序檢測(cè)到的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度與閾值α進(jìn)行比較。并且，在比較工序中，在判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度在閾值α以上的情況下，對(duì)大于閾值α的閾值β與測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度進(jìn)行比較。

在能量射出工序中，根據(jù)通過(guò)溫度檢測(cè)工序測(cè)定的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度來(lái)調(diào)節(jié)超聲波能量的射出，以使得對(duì)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(guò)比較工序判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度比閾值α低的情況下，延長(zhǎng)超聲波能量的射出時(shí)間，在判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度在閾值α以上的情況下，縮短超聲波能量的射出時(shí)間。并且，在能量射出工序中，在通過(guò)比較工序判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度在閾值β以上的情況下，停止超聲波能量的照射。

參照?qǐng)D3的流程圖對(duì)這樣構(gòu)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(jìn)行說(shuō)明。

要想通過(guò)本實(shí)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(lái)治療患者的病變部，給測(cè)溫傳感器13通電，將插入部1插入到患者的血管內(nèi)。

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(duì)置，使球囊19膨脹，將插入部1在該位置固定為定位狀態(tài)。

接著，通過(guò)溫度檢測(cè)部25測(cè)定提供給測(cè)溫傳感器13的微弱電流，檢測(cè)測(cè)溫傳感器13的溫度(步驟SA1，溫度檢測(cè)工序)。由溫度檢測(cè)部25檢測(cè)到的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(fā)送給比較部31。圖4示出了測(cè)溫傳感器13附近的血流變化、測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度、輸入給平滑電路部27的檢測(cè)溫度的波形以及從平滑電路部27輸出的檢測(cè)溫度的波形。

接著，通過(guò)比較部31對(duì)從平滑電路部27發(fā)送來(lái)的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度與存儲(chǔ)于存儲(chǔ)部29中的閾值α進(jìn)行比較(步驟SA2，比較工序)。在通過(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(guò)控制部33對(duì)信號(hào)生成部21進(jìn)行控制，延長(zhǎng)從壓電元件11射出的超聲波能量的射出時(shí)間，以使得對(duì)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(shè)定長(zhǎng)的時(shí)間(步驟SA4，能量射出工序)，補(bǔ)償了超聲波能量的由血流引起的損失，對(duì)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(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(guò)比較部31對(duì)測(cè)溫傳感器13的該檢測(cè)溫度與存儲(chǔ)于存儲(chǔ)部29中的閾值β進(jìn)行比較(步驟SA5，比較工序)。

在通過(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(guò)控制部33對(duì)信號(hào)生成部21進(jìn)行控制，縮短超聲波能量從壓電元件11的射出時(shí)間，以使得對(duì)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(shè)定短的時(shí)間(步驟SA4，能量射出工序)，對(duì)活體組織照射了期望量的超聲波能量而不會(huì)出現(xiàn)過(guò)剩的照射。由此，能夠充分地治療病變部。

另一方面，在通過(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(guò)控制部33對(duì)信號(hào)生成部21進(jìn)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(cuò)開而導(dǎo)致治療對(duì)象外的活體組織被超聲波能量的照射損傷。

像以上說(shuō)明那樣，根據(jù)本實(shí)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(duì)應(yīng)地，通過(guò)控制部33根據(jù)測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度對(duì)超聲波能量從壓電元件11的射出時(shí)間進(jìn)行控制，以使得對(duì)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(gè)人差異、治愈部位或搏動(dòng)時(shí)機(jī)的不同而使基于血流的熱能的帶走量不同或發(fā)生變化的情況下，也能夠得到恒定的治療效果。

在本實(shí)施方式中，設(shè)定規(guī)定的閾值，以規(guī)定的閾值為邊界將超聲波能量二值化而進(jìn)行照射，但也可以取而代之，例如，根據(jù)流速檢測(cè)數(shù)據(jù)，無(wú)縫地變更超聲波能量的強(qiáng)度和/或照射時(shí)間。

本實(shí)施方式能夠像以下那樣變形。

即，在本實(shí)施方式中，控制部33對(duì)超聲波能量從壓電元件11的射出時(shí)間進(jìn)行控制并且在能量射出工序中調(diào)節(jié)超聲波能量的射出時(shí)間。作為一個(gè)變形例，也可以是，控制部33對(duì)放大部23進(jìn)行控制，來(lái)對(duì)從壓電元件11發(fā)出的超聲波能量的強(qiáng)度進(jìn)行控制以使得對(duì)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(diào)節(jié)超聲波能量的強(qiáng)度以使得對(duì)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(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度比閾值α低的情況下(步驟SA2“是”)，通過(guò)控制部33對(duì)放大部23進(jìn)行控制，將從壓電元件11射出的超聲波能量的強(qiáng)度提高到ε(W/cm²)以使得對(duì)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(shè)定強(qiáng)的強(qiáng)度從壓電元件11射出超聲波能量(步驟SA4，能量射出工序)，補(bǔ)償了超聲波能量的由血流引起的損失，對(duì)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(guò)比較部31判定為測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度小于閾值β的情況下(步驟SA5“是”)，通過(guò)控制部33對(duì)放大部23進(jìn)行控制，將從壓電元件11射出的超聲波能量的強(qiáng)度降低為ζ(W/cm²)(步驟SB6)以使得對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量。超聲波能量的強(qiáng)度是ε＞ζ。由此，以比初始的設(shè)定弱的強(qiáng)度從壓電元件11射出超聲波能量(步驟SA4，能量射出工序)，對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量而不會(huì)出現(xiàn)過(guò)剩的照射。

通過(guò)本變形例，即使在由于個(gè)人差異、治愈部位或搏動(dòng)時(shí)機(jī)的不同而使基于血流的熱能的帶走量不同或發(fā)生變化的情況下，也能夠得到恒定的治療效果。

(第二實(shí)施方式)

接下來(lái)，對(duì)本發(fā)明的第二實(shí)施方式的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法進(jìn)行說(shuō)明。

如圖6所示，本實(shí)施方式的超聲波能量治療裝置200具有脈動(dòng)周期檢測(cè)部(脈動(dòng)檢測(cè)部)41、A/D轉(zhuǎn)換部43以及FIFO(First In First Out memory：先進(jìn)先出存儲(chǔ)器)存儲(chǔ)器45來(lái)代替平滑電路部27、比較部31以及存儲(chǔ)部29，在該點(diǎn)上與第一實(shí)施方式不同。并且，本實(shí)施方式的超聲波能量治療方法包含脈動(dòng)周期檢測(cè)工序，在該點(diǎn)上與第一實(shí)施方式不同。

以下，對(duì)結(jié)構(gòu)與第一實(shí)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(biāo)注相同標(biāo)號(hào)并省略說(shuō)明。

溫度檢測(cè)部25將與測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度相關(guān)的溫度檢測(cè)信號(hào)發(fā)送給脈動(dòng)周期檢測(cè)部41和A/D轉(zhuǎn)換部43雙方。

脈動(dòng)周期檢測(cè)部41根據(jù)從溫度檢測(cè)部25發(fā)送來(lái)的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度檢測(cè)脈動(dòng)的周期。即，如圖7所示，脈動(dòng)周期檢測(cè)部41具有比較器47，通過(guò)比較器47對(duì)從溫度檢測(cè)信號(hào)發(fā)送來(lái)的測(cè)溫傳感器13的溫度檢測(cè)信號(hào)進(jìn)行比較，并生成示出脈動(dòng)的周期的脈動(dòng)同步脈沖。由脈動(dòng)周期檢測(cè)部41生成的脈動(dòng)周期脈沖被發(fā)送給控制部33。

A/D轉(zhuǎn)換部43對(duì)從溫度檢測(cè)部25發(fā)送來(lái)的測(cè)溫傳感器13的溫度檢測(cè)信號(hào)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換。

FIFO存儲(chǔ)器45按照時(shí)間順序一個(gè)脈動(dòng)周期一個(gè)脈動(dòng)周期地暫時(shí)存儲(chǔ)由A/D轉(zhuǎn)換部43進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換后的溫度檢測(cè)信號(hào)，并按照每個(gè)脈動(dòng)周期重復(fù)更新。在FIFO存儲(chǔ)器45中始終存儲(chǔ)有一個(gè)脈動(dòng)周期的溫度檢測(cè)信號(hào)。

控制部33按照時(shí)間順序從先到后地讀出存儲(chǔ)于FIFO存儲(chǔ)器45中的一個(gè)脈動(dòng)周期的溫度檢測(cè)信號(hào)。并且，控制部33根據(jù)從FIFO存儲(chǔ)器45讀出的溫度檢測(cè)信號(hào)生成與從脈動(dòng)周期檢測(cè)部41發(fā)送來(lái)的脈動(dòng)周期脈沖的波形同步地射出與溫度檢測(cè)信號(hào)的電平成反比例的強(qiáng)度的超聲波能量的輸出控制信號(hào)。

具體而言，控制部33在測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(qiáng)度的輸出控制信號(hào)發(fā)送給放大部23，在測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(qiáng)度的輸出控制信號(hào)發(fā)送給放大部23，以使得與脈動(dòng)周期脈沖的波形同步地對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量。

放大部23根據(jù)從控制部33發(fā)送來(lái)的輸出控制信號(hào)改變施加給壓電元件11的電壓的放大率。由此，與脈動(dòng)周期脈沖的波形同步地從壓電元件11射出與一個(gè)脈動(dòng)周期前的溫度檢測(cè)信號(hào)的電平成反比例的強(qiáng)度的超聲波能量。

并且，如圖8所示，本實(shí)施方式的超聲波能量治療方法包含：溫度檢測(cè)工序(步驟SA1，損失值檢測(cè)工序)，檢測(cè)通過(guò)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(shí)間變化即測(cè)溫傳感器13的溫度；以及脈動(dòng)周期檢測(cè)工序(步驟SC2)，檢測(cè)血流的脈動(dòng)周期。

在能量射出工序中，與通過(guò)脈動(dòng)周期檢測(cè)工序檢測(cè)到的脈動(dòng)周期的波形同步地，在通過(guò)溫度檢測(cè)工序檢測(cè)到的測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度上升的情況下，降低超聲波能量的強(qiáng)度，在測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度降低的情況下，提高超聲波能量的強(qiáng)度。

參照?qǐng)D8的流程圖對(duì)這樣構(gòu)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(jìn)行說(shuō)明。

要想通過(guò)本實(shí)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(lái)治療患者的病變部，給測(cè)溫傳感器13通電，將插入部1插入到患者的血管內(nèi)，再利用球囊19將插入部1固定為定位狀態(tài)。

通過(guò)溫度檢測(cè)部25檢測(cè)測(cè)溫傳感器13的溫度(步驟SA1，溫度檢測(cè)工序)，并將溫度檢測(cè)信號(hào)發(fā)送給脈動(dòng)周期檢測(cè)部41和A/D轉(zhuǎn)換部43。在脈動(dòng)周期檢測(cè)部41中，通過(guò)比較器47對(duì)溫度檢測(cè)信號(hào)進(jìn)行比較，生成脈動(dòng)同步脈沖并發(fā)送給控制部33(步驟SC2，脈動(dòng)周期檢測(cè)工序)。

并且，通過(guò)A/D轉(zhuǎn)換部43對(duì)溫度檢測(cè)信號(hào)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換，再通過(guò)FIFO存儲(chǔ)器45按照時(shí)間順序來(lái)存儲(chǔ)第n個(gè)一脈動(dòng)周期的溫度檢測(cè)信號(hào)(步驟SC3)。

接著，在第n+1個(gè)脈動(dòng)周期中(步驟SC4“是”)，通過(guò)控制部33，按照時(shí)間順序從先到后地讀出存儲(chǔ)于FIFO存儲(chǔ)器45中的一個(gè)脈動(dòng)周期的溫度檢測(cè)信號(hào)。

而且，通過(guò)控制部33，根據(jù)從FIFO存儲(chǔ)器45讀出的第n個(gè)一個(gè)周期的溫度檢測(cè)信號(hào)，將與從脈動(dòng)周期檢測(cè)部41發(fā)送來(lái)的第n+1個(gè)脈動(dòng)周期脈沖的波形同步地射出與第n個(gè)脈動(dòng)時(shí)的溫度檢測(cè)信號(hào)的電平成反比例的強(qiáng)度的超聲波能量的輸出控制信號(hào)發(fā)送給放大部23。

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

在放大部23中，根據(jù)從控制部33發(fā)送來(lái)的輸出控制信號(hào)改變施加給壓電元件11的電壓的放大率。由此，與第n+1個(gè)脈動(dòng)周期脈沖的波形同步地，在測(cè)溫傳感器13的溫度檢測(cè)信號(hào)上升的情況下，以較弱的強(qiáng)度從壓電元件11射出超聲波能量，在測(cè)溫傳感器13的溫度檢測(cè)信號(hào)下降的情況下，以較強(qiáng)的強(qiáng)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(gè)脈動(dòng)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(gè)脈動(dòng)時(shí)的溫度檢測(cè)信號(hào))相當(dāng)。

當(dāng)?shù)趎+1個(gè)超聲波能量的照射結(jié)束時(shí)，將存儲(chǔ)于FIFO存儲(chǔ)器45中的第n個(gè)一脈動(dòng)周期的溫度檢測(cè)信號(hào)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(dòng)而導(dǎo)致血流的量和速度變化較大，在脈動(dòng)的收縮期，血流最快，在脈動(dòng)的舒張期，血流幾乎為零。因此，如圖9所示，伴隨著脈動(dòng)的周期性的變化，由溫度檢測(cè)部25檢測(cè)的測(cè)溫傳感器13的溫度檢測(cè)信號(hào)(超聲波能量的損失量)也周期性地發(fā)生變化。圖9示出測(cè)溫傳感器13附近的血流變化、測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)溫度、比較器47的輸出信號(hào)、脈動(dòng)周期脈沖以及超聲波能量的輸出。

根據(jù)本實(shí)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(dòng)周期脈沖的波形同步地對(duì)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(qiáng)度與一個(gè)脈動(dòng)周期前的溫度檢測(cè)信號(hào)的電平成反比例地變化，由此，能夠防止超聲波能量的過(guò)剩照射和照射不足。

(第三實(shí)施方式)

接下來(lái)，對(duì)本發(fā)明的第三實(shí)施方式的超聲波能量治療裝置和超聲波能量治療方法進(jìn)行說(shuō)明。

如圖10所示，本實(shí)施方式的超聲波能量治療裝置300在插入部1中具有兩個(gè)測(cè)溫傳感器13A、13B，在該點(diǎn)上與第一實(shí)施方式不同。

以下，對(duì)結(jié)構(gòu)與第一實(shí)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(biāo)注相同標(biāo)號(hào)并省略說(shuō)明。

兩個(gè)測(cè)溫傳感器13A、13B在插入部1的長(zhǎng)度方向上彼此隔開間隔地配置。測(cè)溫傳感器13A配置于比壓電元件11靠插入部1的基端側(cè)的位置，測(cè)溫傳感器13B配置于比壓電元件11靠插入部1的前端側(cè)的位置，在這些測(cè)溫傳感器13A、13B的大致中間處配置有壓電元件11。并且，測(cè)溫傳感器13A、13B經(jīng)由信號(hào)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(cè)部25A和溫度檢測(cè)部25B，它們分別檢測(cè)測(cè)溫傳感器13A的溫度和測(cè)溫傳感器13B的溫度；脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A和脈動(dòng)周期檢測(cè)部41B，它們分別采樣來(lái)自溫度檢測(cè)部25A的溫度檢測(cè)信號(hào)和來(lái)自溫度檢測(cè)部25B的溫度檢測(cè)信號(hào)；上游測(cè)溫傳感器判定部51，其根據(jù)從這些脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B輸出的脈動(dòng)周期脈沖的相位和時(shí)機(jī)來(lái)判定測(cè)溫傳感器13A、13B中的哪個(gè)配置于血流的上游側(cè)；以及時(shí)間測(cè)定部53，其根據(jù)脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B的脈動(dòng)周期脈沖的相位和時(shí)機(jī)來(lái)測(cè)定測(cè)溫傳感器13A、13B的溫度變化的時(shí)滯。

脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B根據(jù)采樣的來(lái)自溫度檢測(cè)部25A、25B的溫度檢測(cè)信號(hào)而分別生成示出脈動(dòng)的周期的脈動(dòng)同步脈沖。由于搏動(dòng)而導(dǎo)致血流變化較大，伴隨此，測(cè)溫傳感器13A、13B的溫度也發(fā)生變化。由于這些測(cè)溫傳感器13A、13B彼此分開配置，因此如圖13所示，在由測(cè)溫傳感器13A、13B檢測(cè)的溫度變化中產(chǎn)生時(shí)滯。能夠根據(jù)脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B的脈動(dòng)同步脈沖的相位和時(shí)機(jī)來(lái)測(cè)定該時(shí)滯。

并且，主體部3具有：A/D轉(zhuǎn)換部43A和A/D轉(zhuǎn)換部43B，它們分別對(duì)從溫度檢測(cè)部25A輸出的溫度檢測(cè)信號(hào)和從溫度檢測(cè)部25B輸出的溫度檢測(cè)信號(hào)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換；FIFO存儲(chǔ)器45A和FIFO存儲(chǔ)器45B，它們分別按照時(shí)間順序一個(gè)脈動(dòng)周期一個(gè)脈動(dòng)周期地暫時(shí)存儲(chǔ)由A/D轉(zhuǎn)換部43A進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換后的溫度檢測(cè)信號(hào)和由A/D轉(zhuǎn)換部43B進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換后的溫度檢測(cè)信號(hào)；以及選擇器55，其從FIFO存儲(chǔ)器45A、45B中選擇性地讀出被上游測(cè)溫傳感器判定部51判定為配置于上游側(cè)的測(cè)溫傳感器13A、13B的溫度檢測(cè)信號(hào)，并發(fā)送給控制部33。

控制部33生成射出與從選擇器55發(fā)送來(lái)的測(cè)溫傳感器13A或測(cè)溫傳感器13B的溫度檢測(cè)信號(hào)的電平成反比例的強(qiáng)度的超聲波能量的輸出控制信號(hào)。具體而言，控制部33在測(cè)溫傳感器13A或測(cè)溫傳感器13B的檢測(cè)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(qiáng)度的輸出控制信號(hào)發(fā)送給放大部23，在測(cè)溫傳感器13的檢測(cè)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(qiáng)度的輸出控制信號(hào)發(fā)送給放大部23，以使得對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，控制部33根據(jù)從時(shí)間測(cè)定部53發(fā)送來(lái)的時(shí)滯信息，調(diào)節(jié)通過(guò)放大部23變更電壓的放大率的時(shí)機(jī)。例如，設(shè)測(cè)溫傳感器13A、13B的溫度變化的時(shí)滯為X[msec]，控制部33根據(jù)配置于血流的上游側(cè)的測(cè)溫傳感器13A或測(cè)溫傳感器13B的檢測(cè)溫度，如圖14和圖15所示，從脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A或脈動(dòng)周期檢測(cè)部41B的脈動(dòng)同步脈沖發(fā)生變化起將時(shí)機(jī)延遲X/2[msec]，再通過(guò)放大部23來(lái)變更放大率。

由此，如圖14和圖15所示，以錯(cuò)開檢測(cè)流速的血液內(nèi)的流速檢測(cè)位置到達(dá)從壓電元件11射出的超聲波能量的照射位置的時(shí)間延遲量的方式變更從壓電元件11發(fā)出的超聲波能量的強(qiáng)度。圖14和圖15示出了測(cè)溫傳感器13A的檢測(cè)溫度、測(cè)溫傳感器13B的檢測(cè)溫度、脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A的輸出、脈動(dòng)周期檢測(cè)部41B的輸出、脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B之間的差分時(shí)間信號(hào)、脈動(dòng)周期脈沖以及超聲波能量的輸出的關(guān)系。并且，圖14是測(cè)溫傳感器13配置于血流方向的上游側(cè)的情況的時(shí)序圖的一例，圖15是測(cè)溫傳感器13配置于血流方向的上游側(cè)的情況的時(shí)序圖的一例。

并且，如圖16所示，在本實(shí)施方式的超聲波能量治療方法中，在溫度檢測(cè)工序(步驟SA1，損失值檢測(cè)工序)中，根據(jù)在比通過(guò)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(cè)的位置進(jìn)行檢測(cè)而得到的血液的流速來(lái)檢測(cè)超聲波能量的損失值的時(shí)間變化、即配置于血流方向的上游的測(cè)溫傳感器13A或測(cè)溫傳感器13B的溫度。

并且，在能量射出工序(步驟SD5)中，以使時(shí)機(jī)錯(cuò)開通過(guò)溫度檢測(cè)工序檢測(cè)到溫度的血液內(nèi)的流速檢測(cè)位置到達(dá)通過(guò)能量射出工序射出的超聲波能量的照射位置的時(shí)間延遲量、即由時(shí)間測(cè)定部53測(cè)定的測(cè)溫傳感器13A、13B的溫度變化的時(shí)滯的大約一半的時(shí)間的方式調(diào)節(jié)超聲波能量的射出。

參照?qǐng)D16的流程圖對(duì)這樣構(gòu)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(jìn)行說(shuō)明。

要想通過(guò)本實(shí)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(lái)治療患者的病變部，給測(cè)溫傳感器13A、13B通電，將插入部1插入到患者的血管內(nèi)，利用球囊19將插入部1固定為定位狀態(tài)。

通過(guò)溫度檢測(cè)部25A、25B檢測(cè)測(cè)溫傳感器13A、13B的溫度(步驟SA1)，并將各溫度檢測(cè)信號(hào)發(fā)送給A/D轉(zhuǎn)換部43A、43B和脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B。分別通過(guò)A/D轉(zhuǎn)換部43A、43B對(duì)溫度檢測(cè)部25A、25B的各溫度檢測(cè)信號(hào)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換，并按照時(shí)間順序一個(gè)脈動(dòng)周期一個(gè)脈動(dòng)周期地存儲(chǔ)于FIFO存儲(chǔ)器45A、45B中。

并且，通過(guò)脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B分別采樣來(lái)自溫度檢測(cè)部25A、25B的溫度檢測(cè)信號(hào)，生成脈動(dòng)周期脈沖，并將各脈動(dòng)周期脈沖發(fā)送給上游測(cè)溫傳感器判定部51和時(shí)間測(cè)定部53。

在上游測(cè)溫傳感器判定部51中，對(duì)來(lái)自脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B的脈動(dòng)周期脈沖的相位和時(shí)機(jī)進(jìn)行比較(步驟SD2)。如圖10所示，在測(cè)溫傳感器13A配置于比測(cè)溫傳感器13B靠血流的上游的位置的情況下(步驟SD2“是”)，通過(guò)控制部33，根據(jù)測(cè)溫傳感器13A的溫度變化對(duì)放大部23進(jìn)行控制(步驟SD3)。

具體而言，從上游測(cè)溫傳感器判定部51將測(cè)溫傳感器13A配置于血流的上游的判定結(jié)果發(fā)送給選擇器55，通過(guò)選擇器55，讀出存儲(chǔ)于FIFO存儲(chǔ)器45A中的測(cè)溫傳感器13A的一個(gè)脈動(dòng)周期的溫度檢測(cè)信號(hào)，并按照時(shí)間順序從先到后地發(fā)送給控制部33。

并且，通過(guò)時(shí)間測(cè)定部53，根據(jù)來(lái)自脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B的各脈動(dòng)周期脈沖的相位和時(shí)機(jī)測(cè)定測(cè)溫傳感器13A、13B的溫度變化的時(shí)滯，并將得到的時(shí)滯信息發(fā)送給控制部33。

在控制部33中，根據(jù)從選擇器55發(fā)送來(lái)的測(cè)溫傳感器13A的溫度檢測(cè)信號(hào)，將射出與溫度檢測(cè)信號(hào)的電平成反比例的強(qiáng)度的超聲波輸出的輸出控制信號(hào)發(fā)送給放大部23，以使得對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，如圖14所示，通過(guò)控制部33，根據(jù)從時(shí)間測(cè)定部53發(fā)送來(lái)的時(shí)滯信息將通過(guò)放大部23變更電壓的放大率的時(shí)機(jī)從脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A的脈動(dòng)同步脈沖發(fā)生變化起延遲X/2[msec]。

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

另一方面，在測(cè)溫傳感器13B配置于血流的上游的情況下(步驟SD2“否”)，通過(guò)控制部33，根據(jù)測(cè)溫傳感器13B的溫度變化對(duì)放大部23進(jìn)行控制(步驟SD4)。

具體而言，從上游測(cè)溫傳感器判定部51將測(cè)溫傳感器13B配置于血流的上游的判定結(jié)果發(fā)送給選擇器55。而且，通過(guò)選擇器55，讀出存儲(chǔ)于FIFO存儲(chǔ)器45B中的測(cè)溫傳感器13B的一個(gè)脈動(dòng)周期的溫度檢測(cè)信號(hào)，并按照時(shí)間順序從先到后地發(fā)送給控制部33。

并且，通過(guò)時(shí)間測(cè)定部53，根據(jù)來(lái)自脈動(dòng)周期檢測(cè)部41A、41B的各脈動(dòng)周期脈沖的相位和時(shí)機(jī)，測(cè)定測(cè)溫傳感器13A、13B的溫度變化的時(shí)滯，并將得到的時(shí)滯信息發(fā)送給控制部33。

在控制部33中，根據(jù)從選擇器55發(fā)送來(lái)的測(cè)溫傳感器13B的溫度檢測(cè)信號(hào)，將射出與溫度檢測(cè)信號(hào)的電平成反比例的強(qiáng)度的超聲波輸出的輸出控制信號(hào)發(fā)送給放大部23，以使得對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，如圖15所示，通過(guò)控制部33，根據(jù)從時(shí)間測(cè)定部53發(fā)送來(lái)的時(shí)滯信息，將通過(guò)放大部23來(lái)變更電壓的放大率的時(shí)機(jī)從脈動(dòng)周期檢測(cè)部41B的脈動(dòng)同步脈沖發(fā)生變化起延遲X/2[msec]。

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

像以上說(shuō)明的那樣，根據(jù)本實(shí)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(dòng)時(shí)機(jī)和患者的狀態(tài)對(duì)應(yīng)地發(fā)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(fā)生變化，但在與血流的實(shí)際的變化對(duì)應(yīng)的時(shí)機(jī)對(duì)壓電元件11進(jìn)行控制，能夠防止超聲波能量的過(guò)剩照射和照射不足。

在上述第二實(shí)施方式和第三實(shí)施方式中，控制部33對(duì)來(lái)自壓電元件11的超聲波能量的強(qiáng)度進(jìn)行控制，并且在能量射出工序中調(diào)節(jié)超聲波能量的強(qiáng)度。也可以取而代之，控制部33對(duì)從壓電元件11產(chǎn)生的超聲波能量的射出時(shí)間進(jìn)行控制以使得對(duì)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(diào)節(jié)超聲波能量的射出時(shí)間以使得對(duì)活體組織照射期望量的超聲波能量。

并且，在上述第一實(shí)施方式、第二實(shí)施方式以及第三實(shí)施方式中，作為檢測(cè)血液的流速的手段，采用測(cè)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(lái)測(cè)定血液的流速的超聲波多普勒。并且，作為檢測(cè)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(lái)代替測(cè)溫傳感器13、13A、13B。

以上，參照附圖對(duì)本發(fā)明的實(shí)施方式進(jìn)行了詳細(xì)說(shuō)明，但具體的結(jié)構(gòu)不限于該實(shí)施方式，也包含有不脫離本發(fā)明的主旨的范圍內(nèi)的設(shè)計(jì)變更等。例如，不限于將本發(fā)明應(yīng)用于上述各實(shí)施方式和變形例中，也可以應(yīng)用于適當(dāng)組合這些實(shí)施方式和變形例而得到的實(shí)施方式中，沒有特別的限定。

標(biāo)號(hào)說(shuō)明

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