超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法与流程

文档序号:11159079
超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法与制造工艺

本发明涉及超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法。



背景技术:

以往,公知有对活体组织照射超声波能量来治疗病变部的超声波能量治疗装置(例如,参照专利文献1。)。专利文献1中记载的超声波能量治疗装置为了精度良好地对病变部照射超声波能量,而在利用线或弹簧等将血管壁与插入到血管内的插入部的超声波照射面之间维持为期望的距离的状态下,从超声波照射面朝向血管壁照射超声波能量。

现有技术文献

专利文献

专利文献1:国际公开第2012/052924号



技术实现要素:

发明要解决的课题

然而,基于超声波能量的照射的治疗效果受基于血流的热能带走量的影响很大。并且,血流的速度也因个人差异或治愈部位的不同、进而搏动时机的不同而变化较大。因此,像专利文献1中记载的超声波能量治疗装置那样,仅使插入部的超声波照射面与血管壁之间的距离恒定,由于与个人差异、治愈部位或搏动时机的不同对应的基于血流的热能带走量的不同,而存在因烧灼不足而无法得到治疗效果或因过剩烧灼而引起烧伤这样的问题。

本发明的目的在于提供即使在基于血流的热能的带走量不同或发生变化的情况下也能够得到恒定的治疗效果的超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法。

用于解决课题的手段

为了达成上述目的,本发明提供以下的手段。

本发明的第一方式是超声波能量治疗装置,其具有:具有细长的形状的插入部,其能够插入到血管内;能量射出部,其安装于该插入部,从血管内对血管外的活体组织射出超声波能量;损失量测定部,其测定从该能量射出部射出的超声波能量因血流而导致的损失量;以及控制部,其根据由所述损失量测定部测定的损失量而对所述能量射出部进行控制以使得对所述活体组织照射期望量的所述超声波能量。

根据本方式,插入部被插入到血管内,从能量射出部射出超声波能量,由此,治疗血管外的活体组织的病变部。在该情况下,根据由损失量测定部测定的超声波能量的由血流引起的损失量,控制部对能量射出部进行控制来对活体组织照射期望量的超声波能量,由此不论基于血流的热能带走量的不同或变化,都能够充分地治疗病变部。因此,即使在由于个人差异、治愈部位或搏动时机的不同而导致基于血流的热能的带走量不同或发生变化的情况下,也能够得到恒定的治疗效果。

在上述方式中,也可以是,所述超声波能量治疗装置具有比较部,该比较部对所述损失量测定部所测定的所述损失量与规定的第一阈值进行比较,所述控制部在通过所述比较部判定为所述损失量大于所述规定的第一阈值的情况下,提高所述超声波能量的强度并且/或者延长射出时间,在判定为所述损失量在所述规定的第一阈值以下的情况下,降低所述超声波能量的强度并且/或者缩短射出时间。

在被血流带走的热能大的情况下,针对活体组织的超声波能量的照射量不足。另一方面,在被血流带走的热能小的情况下,针对活体组织的超声波能量的照射量不会不足。因此,只要将能够区别这样的状况的值设定为规定的第一阈值,则不论基于血流的热能带走量的不同,都能够根据比较部的比较结果而对活体组织照射期望量的超声波能量来治疗病变部。

在上述方式中,也可以是,在所述比较部判定为所述损失量在所述规定的第一阈值以下的情况下,对所述损失量与小于该规定的第一阈值的规定的第二阈值进行比较,在通过所述比较部判定为所述损失量在所述规定的第二阈值以下的情况下,所述控制部停止所述超声波能量的照射。

在被血流带走的热能非常小的情况下、即血流的影响几乎没有的情况下,插入部和血管壁有可能没有被保持为期望的距离间隔。因此,只要将能够认定这样的状况的值设定为规定的第二阈值,就能够防止由于插入部与管壁的距离间隔错开而导致治疗对象外的活体组织因超声波能量的照射而损伤。

在上述方式中,也可以是,所述超声波能量治疗装置具有脉动周期检测部,该脉动周期检测部检测血流的脉动周期,所述控制部与所述脉动周期检测部所检测到的脉动周期的波形同步地,在所述损失量测定部所测定的所述损失量减少的情况下,降低所述超声波能量的强度并且/或者缩短射出时间,在所测定的所述损失量增大的情况下,提高所述超声波能量的强度并且/或者延长射出时间。

由于脉动而导致血流的量和速度变化较大,在脉动的收缩期,血流最快,在脉动的舒张期,血流几乎为零。因此,伴随着脉动的周期性的变化,由损失量测定部测定的超声波能量的损失量也周期性地发生变化。因此,通过这样构成,能够追随由脉动引起的血流的变化而对能量射出部进行控制,防止超声波能量的过剩照射和照射不足。

在上述方式中,也可以是,所述损失量测定部根据在比所述能量射出部所射出的超声波能量的照射位置靠血流方向的上游侧的位置进行检测而得到的血液的流速来测定所述损失量,所述控制部将时机错开由所述损失量测定部检测到流速的所述血液内的流速检测位置到达从所述能量射出部射出的超声波能量的照射位置的时间延迟量而对所述能量射出部进行控制。

血流的量和速度与搏动时机和患者的状态相应地发生变化,伴随着血流的变化,超声波能量中的被血流带走的热能的量也发生变化。因此,通过这样构成,能够在与血流的实际的变化对应的时机对能量射出部进行控制,防止超声波能量的过剩照射和照射不足。

本发明的第二方式是超声波能量治疗方法,其包含以下工序:能量射出工序,从血管内对血管外的活体组织射出超声波能量;以及损失量测定工序,测定通过该能量射出工序射出的超声波能量因血流而导致的损失量,在所述能量射出工序中,根据通过所述损失量测定工序而测定的损失量来调节所述超声波能量的射出以使得对所述活体组织照射期望量的所述超声波能量。

根据本方式,通过能量射出工序从血管内射出超声波能量,由此治疗血管外的活体组织的病变部。在该情况下,根据通过损失量测定工序测定的超声波能量的由血流引起的损失量,在能量射出工序中调节超声波能量的射出来对活体组织照射期望量的超声波能量,由此不论基于血流的热能带走量的不同和变化,都能够充分地治疗病变部。因此,即使在由于个人差异、治愈部位或搏动时机的不同而导致基于血流的热能的带走量不同或发生变化的情况下,也能够得到恒定的治疗效果。

在上述方式中,也可以是,所述超声波能量治疗方法包含比较工序,在该比较工序中,对通过所述损失量测定工序而测定的所述损失量与规定的第一阈值进行比较,在所述能量射出工序中,在通过所述比较工序判定为所述损失量大于所述规定的第一阈值的情况下,提高所述超声波能量的强度并且/或者延长射出时间,在判定为所述损失量在所述规定的第一阈值以下的情况下,降低所述超声波能量的强度并且/或者缩短射出时间。

通过这样构成,只要将能够区别针对活体组织的超声波能量的照射量的过剩/不足的值设定为规定的第一阈值,则不论基于血流的热能带走量的不同,都能够根据比较工序的比较结果对活体组织照射期望量的超声波能量来治疗病变部。

在上述方式中,也可以是,当在所述比较工序中判定为所述损失量在所述规定的第一阈值以下的情况下,对所述损失量与小于该规定的第一阈值的规定的第二阈值进行比较,在所述能量射出工序中,在通过所述比较工序判定为所述损失量在所述规定的第二阈值以下的情况下,停止所述超声波能量的照射。

通过这样构成,只要将能够认定插入部与活体组织没有被保持为期望的距离间隔的状況的值设定为规定的第二阈值,就能够防止由于插入部与活体组织的距离间隔错开而导致治疗对象外的活体组织因超声波能量的照射而损伤。

本发明的第三方式是超声波能量治疗方法,其包含以下工序:能量射出工序,从血管内对血管外的活体组织射出超声波能量;以及损失值检测工序,检测通过该能量射出工序射出的超声波能量因血流而导致的损失值的时间变化,在所述能量射出工序中,在通过所述损失值检测工序检测到的损失值下降的情况下,降低所述超声波能量的强度并且/或者缩短射出时间,在检测到的所述损失值增大的情况下,提高所述超声波能量的强度并且/或者延长射出时间。

根据本方式,能够与基于血流的热能带走量的变化相应地对活体组织照射期望量的超声波能量来治疗病变部。

在上述方式中,也可以是,所述超声波能量治疗方法包含脉动周期检测工序,在该脉动周期检测工序中检测血流的脉动周期,在所述能量射出工序中,与通过所述脉动周期检测工序检测到的脉动周期的波形同步地对超声波能量的射出进行控制,并且在通过所述损失值检测工序检测到的损失值下降的情况下,降低所述超声波能量的强度并且/或者缩短射出时间,在检测到的所述损失值增大的情况下,提高所述超声波能量的强度并且/或者延长射出时间。

通过这样构成,能够追随着血流的变化而对针对活体组织的超声波能量的照射量进行控制,防止超声波能量的过剩照射和照射不足。

在上述方式中,也可以是,在所述损失值检测工序中,根据在比通过所述能量射出工序而射出的超声波能量的照射位置靠血流方向的上游侧的位置进行检测而得到的血液的流速来检测所述损失值的时间变化,在所述能量射出工序中,将时机错开通过所述损失值检测工序而检测到流速的所述血液内的流速检测位置到达通过所述能量射出工序而射出的所述超声波能量的照射位置的时间延迟量来调节所述超声波能量的射出。

通过这样构成,能够在与血流的实际的变化对应的时机对超声波能量的射出进行控制,从而防止超声波能量的过剩照射和照射不足。

发明效果

根据本发明,实现了以下效果:即使在基于血流的热能的带走量不同或发生变化的情况下,也能够得到恒定的治疗效果。

附图说明

图1是示出本发明的第一实施方式的超声波能量治疗装置的框图。

图2是沿着插入到血管内的图1的超声波能量治疗装置的插入部的半径方向观察该插入部时的图和沿着长度方向观察该插入部时的图。

图3是对本发明的第一实施方式的超声波能量治疗方法进行说明的流程图。

图4是示出测温传感器附近的血流变化、测温传感器的检测温度、输入给平滑电路部的检测温度的波形以及从平滑电路部输出的检测温度的波形的关系的时序图。

图5是对本发明的第一实施方式的一个变形例的超声波能量治疗方法进行说明的流程图。

图6是示出本发明的第二实施方式的超声波能量治疗工序的框图。

图7是示出本发明的第二实施方式的超声波能量治疗装置的脉动周期检测部的图。

图8是对本发明的第二实施方式的超声波能量治疗工序进行说明的流程图。

图9是示出测温传感器附近的血流变化、测温传感器的检测温度、比较器的输出信号、脉动周期脉冲以及超声波能量的输出的关系的时序图。

图10是示出沿着插入到血管内的本发明的第三实施方式的超声波能量治疗装置的插入部的半径方向观察该插入部时的图和沿着长度方向观察该插入部时的图。

图11是示出图10的超声波能量治疗装置的框图。

图12是示出图11的上游测温传感器判定部和时间测定部的图。

图13是示出两个测温传感器的检测温度的时间变化的时序图。

图14是示出测温传感器13A配置于血流方向的上游的情况下的测温传感器13A的检测温度、测温传感器13B的检测温度、脉动周期检测部41A的输出、脉动周期检测部41B的输出、脉动周期检测部41A、41B之间的差分时间信号、脉动周期脉冲以及超声波能量的输出的关系的时序图。

图15是示出测温传感器13B配置于血流方向的上游的情况下的测温传感器13B的检测温度、测温传感器13A的检测温度、测温传感器13B的输出、测温传感器13A的输出、脉动周期检测部41A、41B之间的差分时间信号、脉动周期脉冲以及超声波能量的输出的关系的时序图。

图16是对本发明的第三实施方式的超声波能量治疗工序进行说明的流程图。

图17是示出沿着插入到血管内的本发明的各实施方式的变形例的超声波能量治疗装置的插入部的半径方向观察该插入部时的图和沿着长度方向观察该插入部时的图。

具体实施方式

(第一实施方式)

以下,参照附图对本发明的第一实施方式的超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法进行说明。

如图1和图2所示,本实施方式的超声波能量治疗装置100具有:细长的大致圆筒形状的插入部1,其能够插入到患者的血管内;以及主体部3,其支承插入部1。

在插入部1中具有:压电元件(能量射出部)11,其产生超声波能量;以及热敏电阻那样的测温传感器(能量损失测定部)13,其能够检测血管内的血流的速度。

压电元件11从形成为凹面形状的射出面产生超声波能量并且能够使其高密度地集束。从压电元件11射出的超声波能量由于在与活体组织的病变部相应的焦点位置处热能发生变化,因此,能够加热或烧灼病变部从而进行治疗。并且,压电元件11以射出面朝向插入部1的半径方向外方的方式安装于插入部1,经由信号线15而与主体部3连接。

测温传感器13经由信号线17而与主体部3连接,通过通电而产生热。该测温传感器13由于通过血流的冷却作用而将产生的热夺走,由此电阻值上升。

并且,在插入部1中安装有能够在血管内将插入部1固定为定位状态的球囊19。球囊19配置于比压电元件11和测温传感器13靠插入部1的基端侧的位置。通过填充液体或气体,该球囊19从在插入部1的周向上错开了180°的两处分别朝向半径方向外方膨胀。由此,通过在血管内使球囊19从插入部1向彼此相反的两个方向膨胀而与血管壁分别接触,能够将插入部1在半径方向上固定为定位状态而不妨碍血流。

主体部3具有:信号生成部21,其生成电力的基准波形信号;放大部23,其放大由信号生成部21生成的基准波形信号并施加给压电元件11;温度检测部(损失量测定部)25,其检测测温传感器13的温度;平滑电路部27,其使由温度检测部25检测到的检测温度的波形平滑化;存储部29,其存储与温度相关的规定的阈值;比较部31,其对由平滑电路部27进行平滑化后的检测温度与存储于存储部29中的规定的阈值进行比较;以及控制部33,其根据比较部31的比较结果来控制信号生成部21和放大部23。

温度检测部25通过测量提供给测温传感器13的微弱电流而测定测温传感器13的电阻值。测温传感器13由于夺取热而电阻值上升,因此通过测定测温传感器13的电阻值,能够间接地检测测温传感器13的温度。并且,由于测温传感器13的电阻值的上升率与流体的流速具有唯一的关系,因此通过测定测温传感器13的电阻值而能够检测血流的速度。而且,根据血流的速度可知超声波能量的由血流引起的损失量。

因此,通过测温传感器13和温度检测部25检测测温传感器13的温度,由此能够间接地测定超声波能量的由血流引起的损失量。该温度检测部25将测定的测温传感器13的电阻值的检测结果作为检测温度发送给平滑电路部27。

平滑电路部27使从温度检测部25发送来的检测温度的波形平滑化并发送给比较部31。

存储部29存储阈值α和阈值β,该阈值β大于阈值α。在测温传感器13的检测温度高的情况下、即超声波能量的损失量少的情况下,血流缓慢,从压电元件11射出的超声波能量中的被血流带走的热能小。在该情况下,针对活体组织的超声波能量的照射量不会不足。另一方面,在测温传感器13的检测温度低的情况下、即超声波能量的损失量多的情况下,血流快速,从压电元件11射出的超声波能量中的被血流带走的热能大。在该情况下,针对活体组织的超声波能量的照射量不足。因此,存储部29将针对活体组织的超声波能量的照射量不足的状況下的测温传感器13的检测温度的最低值存储为阈值α。

并且,在测温传感器13的检测温度非常高的情况下、即超声波能量的损失量非常少的情况下,血流的影响几乎没有,插入部1与血管壁有可能没有保持为期望的距离间隔。在该情况下,针对活体组织的超声波能量的照射量过剩。因此,存储部29将插入部1与血管壁保持为期望的距离间隔的状況下的测温传感器13的检测温度的最高值存储为阈值β。

将测温传感器13的检测温度置换为超声波能量的损失量,与阈值α对应地设针对活体组织的超声波能量的照射量充足的状況下的超声波能量的损失量的最大值为阈值γ(第一阈值),与阈值β对应地设插入部1与血管壁保持为期望的距离间隔的状況下的超声波能量的损失量的最小值为阈值δ(第二阈值),则成为阈值γ>阈值δ的关系。因此,阈值α和阈值β的高低关系与阈值γ和阈值δ的大小关系相反。

比较部31对从平滑电路部27发送来的平滑化后的测温传感器13的检测温度与存储于存储部29中的阈值α进行比较,并将比较结果发送给控制部33。并且,比较部31在判定为测温传感器13的检测温度在阈值α以上的情况下,对该测温传感器13的检测温度与阈值β进行比较,并将比较结果发送给控制部33。

在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度比阈值α低的情况下、即超声波能量的由血流引起的损失量大于上述的阈值γ的情况下,控制部33对信号生成部21进行控制来延长超声波能量的射出时间,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。

并且,在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度在阈值α以上的情况下、即超声波能量的由血流引起的损失量在阈值γ以下的情况下,控制部33缩短超声波能量从信号生成部21的射出时间,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。

并且,在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度在阈值β以上的情况下、即超声波能量的由血流引起的损失量在阈值δ以下的情况下,控制部33对信号生成部21进行控制来停止超声波能量的照射。

接下来,对本实施方式的超声波能量治疗方法进行说明。

本实施方式的超声波能量治疗方法包含以下工序:能量射出工序(步骤SA4),从血管内向血管外的活体组织射出超声波能量;温度检测工序(损失量测定工序,步骤SA1),检测通过能量射出工序射出的超声波能量的由血流引起的损失量即测温传感器13的温度;以及比较工序(步骤SA2、步骤SA5),对通过温度检测工序检测到的测温传感器13的检测温度与规定的阈值进行比较。

在比较工序中,对通过温度检测工序检测到的测温传感器13的检测温度与阈值α进行比较。并且,在比较工序中,在判定为测温传感器13的检测温度在阈值α以上的情况下,对大于阈值α的阈值β与测温传感器13的检测温度进行比较。

在能量射出工序中,根据通过温度检测工序测定的测温传感器13的检测温度来调节超声波能量的射出,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。具体而言,在能量射出工序中,在通过比较工序判定为测温传感器13的检测温度比阈值α低的情况下,延长超声波能量的射出时间,在判定为测温传感器13的检测温度在阈值α以上的情况下,缩短超声波能量的射出时间。并且,在能量射出工序中,在通过比较工序判定为测温传感器13的检测温度在阈值β以上的情况下,停止超声波能量的照射。

参照图3的流程图对这样构成的超声波能量治疗装置100和超声波能量治疗方法的作用进行说明。

要想通过本实施方式的超声波能量治疗装置100和超声波能量治疗方法来治疗患者的病变部,给测温传感器13通电,将插入部1插入到患者的血管内。

将插入部1配置为压电元件11的射出面隔着血管壁与活体组织的病变部对置,使球囊19膨胀,将插入部1在该位置固定为定位状态。

接着,通过温度检测部25测定提供给测温传感器13的微弱电流,检测测温传感器13的温度(步骤SA1,温度检测工序)。由温度检测部25检测到的测温传感器13的检测温度的波形在像图4所示那样被平滑电路部27平滑化后被发送给比较部31。图4示出了测温传感器13附近的血流变化、测温传感器13的检测温度、输入给平滑电路部27的检测温度的波形以及从平滑电路部27输出的检测温度的波形。

接着,通过比较部31对从平滑电路部27发送来的测温传感器13的检测温度与存储于存储部29中的阈值α进行比较(步骤SA2,比较工序)。在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度小于阈值α的情况下(步骤SA2“是”),血流快速,被血流带走的热能大。

在该情况下,通过控制部33对信号生成部21进行控制,延长从压电元件11射出的超声波能量的射出时间,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量(步骤SA3)。由此,将超声波能量从压电元件11射出比初始的设定长的时间(步骤SA4,能量射出工序),补偿了超声波能量的由血流引起的损失,对活体组织照射了期望量的超声波能量。由此,能够充分地治疗病变部。

另一方面,在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度在阈值α以上的情况下(步骤SA2“否”),血流缓慢,被血流带走的热能小。在该情况下,通过比较部31对测温传感器13的该检测温度与存储于存储部29中的阈值β进行比较(步骤SA5,比较工序)。

在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度比阈值β低的情况下(步骤SA5“是”),插入部1与血管壁的距离间隔被保持为正常。在该情况下,通过控制部33对信号生成部21进行控制,缩短超声波能量从压电元件11的射出时间,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量(步骤SA6)。由此,将超声波能量从压电元件11射出比初始的设定短的时间(步骤SA4,能量射出工序),对活体组织照射了期望量的超声波能量而不会出现过剩的照射。由此,能够充分地治疗病变部。

另一方面,在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度在阈值β以上的情况下(步骤SA5“否”),插入部1与血管壁的距离间隔没有被保持为正常,插入部1接近或接触血管壁。在该情况下,通过控制部33对信号生成部21进行控制,停止超声波能量的照射(步骤SA7,能量射出工序)。由此,能够防止由于插入部1与血管壁的距离间隔错开而导致治疗对象外的活体组织被超声波能量的照射损伤。

像以上说明那样,根据本实施方式的超声波能量治疗装置100和超声波能量治疗方法,与微弱电流的波形对应地,通过控制部33根据测温传感器13的检测温度对超声波能量从压电元件11的射出时间进行控制,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量,由此不论基于血流的热能带走量的不同和变化,都能够充分地治疗病变部。因此,即使在由于个人差异、治愈部位或搏动时机的不同而使基于血流的热能的带走量不同或发生变化的情况下,也能够得到恒定的治疗效果。

在本实施方式中,设定规定的阈值,以规定的阈值为边界将超声波能量二值化而进行照射,但也可以取而代之,例如,根据流速检测数据,无缝地变更超声波能量的强度和/或照射时间。

本实施方式能够像以下那样变形。

即,在本实施方式中,控制部33对超声波能量从压电元件11的射出时间进行控制并且在能量射出工序中调节超声波能量的射出时间。作为一个变形例,也可以是,控制部33对放大部23进行控制,来对从压电元件11发出的超声波能量的强度进行控制以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。并且,也可以是,在能量射出工序中,调节超声波能量的强度以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。

在该情况下,如图5的流程图所示,在步骤SA2中,在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度比阈值α低的情况下(步骤SA2“是”),通过控制部33对放大部23进行控制,将从压电元件11射出的超声波能量的强度提高到ε(W/cm2)以使得对活体组织照射期望量的超声波能量(步骤SB3)。由此,以比初始的设定强的强度从压电元件11射出超声波能量(步骤SA4,能量射出工序),补偿了超声波能量的由血流引起的损失,对活体组织照射了期望量的超声波能量。

并且,在步骤SA5中,在通过比较部31判定为测温传感器13的检测温度小于阈值β的情况下(步骤SA5“是”),通过控制部33对放大部23进行控制,将从压电元件11射出的超声波能量的强度降低为ζ(W/cm2)(步骤SB6)以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。超声波能量的强度是ε>ζ。由此,以比初始的设定弱的强度从压电元件11射出超声波能量(步骤SA4,能量射出工序),对活体组织照射期望量的超声波能量而不会出现过剩的照射。

通过本变形例,即使在由于个人差异、治愈部位或搏动时机的不同而使基于血流的热能的带走量不同或发生变化的情况下,也能够得到恒定的治疗效果。

(第二实施方式)

接下来,对本发明的第二实施方式的超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法进行说明。

如图6所示,本实施方式的超声波能量治疗装置200具有脉动周期检测部(脉动检测部)41、A/D转换部43以及FIFO(First In First Out memory:先进先出存储器)存储器45来代替平滑电路部27、比较部31以及存储部29,在该点上与第一实施方式不同。并且,本实施方式的超声波能量治疗方法包含脉动周期检测工序,在该点上与第一实施方式不同。

以下,对结构与第一实施方式的超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法共同的部位标注相同标号并省略说明。

温度检测部25将与测温传感器13的检测温度相关的温度检测信号发送给脉动周期检测部41和A/D转换部43双方。

脉动周期检测部41根据从温度检测部25发送来的测温传感器13的检测温度检测脉动的周期。即,如图7所示,脉动周期检测部41具有比较器47,通过比较器47对从温度检测信号发送来的测温传感器13的温度检测信号进行比较,并生成示出脉动的周期的脉动同步脉冲。由脉动周期检测部41生成的脉动周期脉冲被发送给控制部33。

A/D转换部43对从温度检测部25发送来的测温传感器13的温度检测信号进行AD转换。

FIFO存储器45按照时间顺序一个脉动周期一个脉动周期地暂时存储由A/D转换部43进行AD转换后的温度检测信号,并按照每个脉动周期重复更新。在FIFO存储器45中始终存储有一个脉动周期的温度检测信号。

控制部33按照时间顺序从先到后地读出存储于FIFO存储器45中的一个脉动周期的温度检测信号。并且,控制部33根据从FIFO存储器45读出的温度检测信号生成与从脉动周期检测部41发送来的脉动周期脉冲的波形同步地射出与温度检测信号的电平成反比例的强度的超声波能量的输出控制信号。

具体而言,控制部33在测温传感器13的检测温度上升的情况下、即超声波能量的损失量减少的情况下,将降低超声波能量的强度的输出控制信号发送给放大部23,在测温传感器13的检测温度下降的情况下、即超声波能量的损失量增大的情况下,将提高超声波能量的强度的输出控制信号发送给放大部23,以使得与脉动周期脉冲的波形同步地对活体组织照射期望量的超声波能量。

放大部23根据从控制部33发送来的输出控制信号改变施加给压电元件11的电压的放大率。由此,与脉动周期脉冲的波形同步地从压电元件11射出与一个脉动周期前的温度检测信号的电平成反比例的强度的超声波能量。

并且,如图8所示,本实施方式的超声波能量治疗方法包含:温度检测工序(步骤SA1,损失值检测工序),检测通过能量射出工序(步骤SC5)射出的超声波能量的由血流引起的损失值的时间变化即测温传感器13的温度;以及脉动周期检测工序(步骤SC2),检测血流的脉动周期。

在能量射出工序中,与通过脉动周期检测工序检测到的脉动周期的波形同步地,在通过温度检测工序检测到的测温传感器13的检测温度上升的情况下,降低超声波能量的强度,在测温传感器13的检测温度降低的情况下,提高超声波能量的强度。

参照图8的流程图对这样构成的超声波能量治疗装置200和超声波能量治疗方法的作用进行说明。

要想通过本实施方式的超声波能量治疗装置200和超声波能量治疗方法来治疗患者的病变部,给测温传感器13通电,将插入部1插入到患者的血管内,再利用球囊19将插入部1固定为定位状态。

通过温度检测部25检测测温传感器13的温度(步骤SA1,温度检测工序),并将温度检测信号发送给脉动周期检测部41和A/D转换部43。在脉动周期检测部41中,通过比较器47对温度检测信号进行比较,生成脉动同步脉冲并发送给控制部33(步骤SC2,脉动周期检测工序)。

并且,通过A/D转换部43对温度检测信号进行AD转换,再通过FIFO存储器45按照时间顺序来存储第n个一脉动周期的温度检测信号(步骤SC3)。

接着,在第n+1个脉动周期中(步骤SC4“是”),通过控制部33,按照时间顺序从先到后地读出存储于FIFO存储器45中的一个脉动周期的温度检测信号。

而且,通过控制部33,根据从FIFO存储器45读出的第n个一个周期的温度检测信号,将与从脉动周期检测部41发送来的第n+1个脉动周期脉冲的波形同步地射出与第n个脉动时的温度检测信号的电平成反比例的强度的超声波能量的输出控制信号发送给放大部23。

具体而言,在测温传感器13的检测温度上升的情况下,将降低超声波能量的强度的输出控制信号发送给放大部23,在测温传感器13的检测温度下降的情况下,将提高超声波能量的强度的输出控制信号发送给放大部23,以使得与第n+1个脉动周期脉冲的波形同步地对活体组织照射期望量的超声波能量。

在放大部23中,根据从控制部33发送来的输出控制信号改变施加给压电元件11的电压的放大率。由此,与第n+1个脉动周期脉冲的波形同步地,在测温传感器13的温度检测信号上升的情况下,以较弱的强度从压电元件11射出超声波能量,在测温传感器13的温度检测信号下降的情况下,以较强的强度从压电元件11射出超声波能量(步骤SC5,能量射出工序)。即,与第n+1个脉动周期脉冲的波形同步地射出的超声波能量的输出与1/(第n个脉动时的温度检测信号)相当。

当第n+1个超声波能量的照射结束时,将存储于FIFO存储器45中的第n个一脉动周期的温度检测信号初始化(步骤SC6)。而且,n加一(步骤SC7),返回步骤SC3。

因此,由于脉动而导致血流的量和速度变化较大,在脉动的收缩期,血流最快,在脉动的舒张期,血流几乎为零。因此,如图9所示,伴随着脉动的周期性的变化,由温度检测部25检测的测温传感器13的温度检测信号(超声波能量的损失量)也周期性地发生变化。图9示出测温传感器13附近的血流变化、测温传感器13的检测温度、比较器47的输出信号、脉动周期脉冲以及超声波能量的输出。

根据本实施方式的超声波能量治疗装置200和超声波能量治疗方法,如图9所示,以使得与脉动周期脉冲的波形同步地对活体组织照射期望量的超声波能量的方式使从压电元件11射出的超声波能量的强度与一个脉动周期前的温度检测信号的电平成反比例地变化,由此,能够防止超声波能量的过剩照射和照射不足。

(第三实施方式)

接下来,对本发明的第三实施方式的超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法进行说明。

如图10所示,本实施方式的超声波能量治疗装置300在插入部1中具有两个测温传感器13A、13B,在该点上与第一实施方式不同。

以下,对结构与第一实施方式的超声波能量治疗装置和超声波能量治疗方法共同的部位标注相同标号并省略说明。

两个测温传感器13A、13B在插入部1的长度方向上彼此隔开间隔地配置。测温传感器13A配置于比压电元件11靠插入部1的基端侧的位置,测温传感器13B配置于比压电元件11靠插入部1的前端侧的位置,在这些测温传感器13A、13B的大致中间处配置有压电元件11。并且,测温传感器13A、13B经由信号线17A、17B与主体部3连接。

如图11和图12所示,主体部3具有:温度检测部25A和温度检测部25B,它们分别检测测温传感器13A的温度和测温传感器13B的温度;脉动周期检测部41A和脉动周期检测部41B,它们分别采样来自温度检测部25A的温度检测信号和来自温度检测部25B的温度检测信号;上游测温传感器判定部51,其根据从这些脉动周期检测部41A、41B输出的脉动周期脉冲的相位和时机来判定测温传感器13A、13B中的哪个配置于血流的上游侧;以及时间测定部53,其根据脉动周期检测部41A、41B的脉动周期脉冲的相位和时机来测定测温传感器13A、13B的温度变化的时滞。

脉动周期检测部41A、41B根据采样的来自温度检测部25A、25B的温度检测信号而分别生成示出脉动的周期的脉动同步脉冲。由于搏动而导致血流变化较大,伴随此,测温传感器13A、13B的温度也发生变化。由于这些测温传感器13A、13B彼此分开配置,因此如图13所示,在由测温传感器13A、13B检测的温度变化中产生时滞。能够根据脉动周期检测部41A、41B的脉动同步脉冲的相位和时机来测定该时滞。

并且,主体部3具有:A/D转换部43A和A/D转换部43B,它们分别对从温度检测部25A输出的温度检测信号和从温度检测部25B输出的温度检测信号进行AD转换;FIFO存储器45A和FIFO存储器45B,它们分别按照时间顺序一个脉动周期一个脉动周期地暂时存储由A/D转换部43A进行AD转换后的温度检测信号和由A/D转换部43B进行AD转换后的温度检测信号;以及选择器55,其从FIFO存储器45A、45B中选择性地读出被上游测温传感器判定部51判定为配置于上游侧的测温传感器13A、13B的温度检测信号,并发送给控制部33。

控制部33生成射出与从选择器55发送来的测温传感器13A或测温传感器13B的温度检测信号的电平成反比例的强度的超声波能量的输出控制信号。具体而言,控制部33在测温传感器13A或测温传感器13B的检测温度上升的情况下、即超声波能量的损失量减少的情况下,将降低超声波能量的强度的输出控制信号发送给放大部23,在测温传感器13的检测温度下降的情况下、即超声波能量的损失量增大的情况下,将提高超声波能量的强度的输出控制信号发送给放大部23,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。

并且,控制部33根据从时间测定部53发送来的时滞信息,调节通过放大部23变更电压的放大率的时机。例如,设测温传感器13A、13B的温度变化的时滞为X[msec],控制部33根据配置于血流的上游侧的测温传感器13A或测温传感器13B的检测温度,如图14和图15所示,从脉动周期检测部41A或脉动周期检测部41B的脉动同步脉冲发生变化起将时机延迟X/2[msec],再通过放大部23来变更放大率。

由此,如图14和图15所示,以错开检测流速的血液内的流速检测位置到达从压电元件11射出的超声波能量的照射位置的时间延迟量的方式变更从压电元件11发出的超声波能量的强度。图14和图15示出了测温传感器13A的检测温度、测温传感器13B的检测温度、脉动周期检测部41A的输出、脉动周期检测部41B的输出、脉动周期检测部41A、41B之间的差分时间信号、脉动周期脉冲以及超声波能量的输出的关系。并且,图14是测温传感器13配置于血流方向的上游侧的情况的时序图的一例,图15是测温传感器13配置于血流方向的上游侧的情况的时序图的一例。

并且,如图16所示,在本实施方式的超声波能量治疗方法中,在温度检测工序(步骤SA1,损失值检测工序)中,根据在比通过能量射出工序射出的超声波能量的照射位置靠血流方向的上游侧的位置进行检测而得到的血液的流速来检测超声波能量的损失值的时间变化、即配置于血流方向的上游的测温传感器13A或测温传感器13B的温度。

并且,在能量射出工序(步骤SD5)中,以使时机错开通过温度检测工序检测到温度的血液内的流速检测位置到达通过能量射出工序射出的超声波能量的照射位置的时间延迟量、即由时间测定部53测定的测温传感器13A、13B的温度变化的时滞的大约一半的时间的方式调节超声波能量的射出。

参照图16的流程图对这样构成的超声波能量治疗装置300和超声波能量治疗方法的作用进行说明。

要想通过本实施方式的超声波能量治疗装置300和超声波能量治疗方法来治疗患者的病变部,给测温传感器13A、13B通电,将插入部1插入到患者的血管内,利用球囊19将插入部1固定为定位状态。

通过温度检测部25A、25B检测测温传感器13A、13B的温度(步骤SA1),并将各温度检测信号发送给A/D转换部43A、43B和脉动周期检测部41A、41B。分别通过A/D转换部43A、43B对温度检测部25A、25B的各温度检测信号进行AD转换,并按照时间顺序一个脉动周期一个脉动周期地存储于FIFO存储器45A、45B中。

并且,通过脉动周期检测部41A、41B分别采样来自温度检测部25A、25B的温度检测信号,生成脉动周期脉冲,并将各脉动周期脉冲发送给上游测温传感器判定部51和时间测定部53。

在上游测温传感器判定部51中,对来自脉动周期检测部41A、41B的脉动周期脉冲的相位和时机进行比较(步骤SD2)。如图10所示,在测温传感器13A配置于比测温传感器13B靠血流的上游的位置的情况下(步骤SD2“是”),通过控制部33,根据测温传感器13A的温度变化对放大部23进行控制(步骤SD3)。

具体而言,从上游测温传感器判定部51将测温传感器13A配置于血流的上游的判定结果发送给选择器55,通过选择器55,读出存储于FIFO存储器45A中的测温传感器13A的一个脉动周期的温度检测信号,并按照时间顺序从先到后地发送给控制部33。

并且,通过时间测定部53,根据来自脉动周期检测部41A、41B的各脉动周期脉冲的相位和时机测定测温传感器13A、13B的温度变化的时滞,并将得到的时滞信息发送给控制部33。

在控制部33中,根据从选择器55发送来的测温传感器13A的温度检测信号,将射出与温度检测信号的电平成反比例的强度的超声波输出的输出控制信号发送给放大部23,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。

并且,如图14所示,通过控制部33,根据从时间测定部53发送来的时滞信息将通过放大部23变更电压的放大率的时机从脉动周期检测部41A的脉动同步脉冲发生变化起延迟X/2[msec]。

由此,在测温传感器13A的检测温度上升的情况下,以较弱的强度从压电元件11射出超声波能量,在测温传感器13A的检测温度下降的情况下,以较强的强度射出超声波能量,以使得从脉动周期检测部41A的脉动同步脉冲发生变化起延迟X/2[msec]地对活体组织照射期望量的超声波能量(步骤SD5)。

另一方面,在测温传感器13B配置于血流的上游的情况下(步骤SD2“否”),通过控制部33,根据测温传感器13B的温度变化对放大部23进行控制(步骤SD4)。

具体而言,从上游测温传感器判定部51将测温传感器13B配置于血流的上游的判定结果发送给选择器55。而且,通过选择器55,读出存储于FIFO存储器45B中的测温传感器13B的一个脉动周期的温度检测信号,并按照时间顺序从先到后地发送给控制部33。

并且,通过时间测定部53,根据来自脉动周期检测部41A、41B的各脉动周期脉冲的相位和时机,测定测温传感器13A、13B的温度变化的时滞,并将得到的时滞信息发送给控制部33。

在控制部33中,根据从选择器55发送来的测温传感器13B的温度检测信号,将射出与温度检测信号的电平成反比例的强度的超声波输出的输出控制信号发送给放大部23,以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。

并且,如图15所示,通过控制部33,根据从时间测定部53发送来的时滞信息,将通过放大部23来变更电压的放大率的时机从脉动周期检测部41B的脉动同步脉冲发生变化起延迟X/2[msec]。

由此,在测温传感器13的检测温度上升的情况下,以较弱的强度从压电元件11射出超声波能量,在测温传感器13的检测温度下降的情况下,以较强的强度射出超声波能量,以使得从脉动周期检测部41B的脉动同步脉冲发生变化起延迟X/2[msec]地对活体组织照射期望量的超声波能量(步骤SD5)。

像以上说明的那样,根据本实施方式的超声波能量治疗装置300和超声波能量治疗方法,血流的量和速度与搏动时机和患者的状态对应地发生变化,伴随着血流的变化,超声波能量中的被血流带走的热能的量也发生变化,但在与血流的实际的变化对应的时机对压电元件11进行控制,能够防止超声波能量的过剩照射和照射不足。

在上述第二实施方式和第三实施方式中,控制部33对来自压电元件11的超声波能量的强度进行控制,并且在能量射出工序中调节超声波能量的强度。也可以取而代之,控制部33对从压电元件11产生的超声波能量的射出时间进行控制以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。并且,也可以是,在能量射出工序中,调节超声波能量的射出时间以使得对活体组织照射期望量的超声波能量。

并且,在上述第一实施方式、第二实施方式以及第三实施方式中,作为检测血液的流速的手段,采用测温传感器13、13A、13B,但也可以取而代之,例如,采用利用超声波来测定血液的流速的超声波多普勒。并且,作为检测血液的流速的手段,也可以如图17所示,采用卡门涡式的流速传感器57A、57B等来代替测温传感器13、13A、13B。

以上,参照附图对本发明的实施方式进行了详细说明,但具体的结构不限于该实施方式,也包含有不脱离本发明的主旨的范围内的设计变更等。例如,不限于将本发明应用于上述各实施方式和变形例中,也可以应用于适当组合这些实施方式和变形例而得到的实施方式中,没有特别的限定。

标号说明

1:插入部;11:压电元件(能量射出部);13、13A、13B:测温传感器(能量损失测定部);25、25A、25B:温度检测部(能量损失测定部);31:比较部;33:控制部;41:脉动周期检测部;100、200、300:超声波能量治疗装置;SA1:温度检测工序(损失量测定工序、损失值检测工序);SA2、SA5:比较工序;SA4、SC5、SD5:能量照射工序;SC2:脉动周期检测工序。

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