WO2018138847A1

WO2018138847A1 - 超音波処置装置

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Publication number: WO2018138847A1
Application number: PCT/JP2017/002822
Authority: WO
Inventors: 定生江幡; 俊介兼森; 和夫鎌田
Original assignee: Kyodo Electronics Inc; Olympus Corp
Current assignee: Kyodo Electronics Inc; Olympus Corp
Priority date: 2017-01-26
Filing date: 2017-01-26
Publication date: 2018-08-02
Anticipated expiration: 2019-07-26

Abstract

本発明の超音波処置装置は、体内に挿入される挿入部と、平面上に配列された複数の振動素子（６）を有し挿入部の先端部に設けられた超音波出力部と、平面に交差する方向に貫通する複数のスルーホール（９）を有する支持部材（５）と、スルーホール（９）内を通って振動素子（６）にそれぞれ接続された複数の電力ケーブル（４）とを備え、支持部材（５）が、超音波出力部から平面に交差する方向に距離を置いて配置されている。

Description

超音波処置装置

　本発明は、超音波処置装置に関するものである。

　従来、１次元的または２次元的に配列された複数の振動素子を有する超音波医療装置が知られている（例えば、特許文献１および２参照。）。特許文献１の超音波医療装置は、振動素子によって超音波を送受信して、体内の病変部等を診断するための超音波画像を取得する診断用である。特許文献２の超音波医療装置は、体内の病変に集束する超音波を体外から照射し病変を焼灼する治療用である。

　各振動素子には電力供給用のケーブルが接続され、各振動素子を駆動させるタイミングを個別に制御することができる。複数の振動素子を駆動するタイミングに適切な遅延時間を設けることで、１点（集束位置）で互いに強め合うような超音波を複数の振動素子から発生させ、集束位置において強いエネルギを発生させることができる。また、遅延時間を制御することで、集束位置を変化させることができる。

特開２００７－２１５９２１号公報特開２０１３－０５２２４４号公報

　特許文献２の体外式の治療用の超音波医療装置の場合、振動素子のサイズが大きく、振動素子およびケーブルの配列ピッチが大きいため、振動素子へのケーブルの接合は容易である。
　これに対し、体腔内に挿入され内視鏡的治療に用いられる体内式の治療用の超音波医療装置の場合、細径の挿入部の先端部の狭いスペースに、多数（例えば、百数十個）の振動素子と、該振動素子と同数の多数のケーブルを、非常に小さいピッチ（例えば、約１ｍｍのピッチ）で配置しなければならない。そのため、振動素子へのケーブルの接合作業が難しい。また、隣接する振動素子間の距離がわずかであるため、ケーブルを接続対象の振動素子に接続するためには、精緻なケーブル接続技術が必要となる。

　特許文献１の診断用の超音波医療装置では、不要な超音波を吸収する目的で、フェライトゴムのような樹脂からなるバッキング材が振動素子の裏面に設けられる。ケーブルは、バッキング材を貫通して振動素子に接合されており、ケーブルがバッキング材によって安定的に支持される構造となっている。しかし、治療用の超音波医療装置では、バッキング材を設けることが難しく、ケーブルの支持が不安定になりやすい。治療用の超音波医療装置では、生体組織の焼灼等の治療のために強力な超音波エネルギが必要とされる。振動素子にバッキング材を設けた場合には、振動素子が発生した振動エネルギがバッキング材によって吸収されてしまうため、バッキング材は治療用の超音波医療装置には不向きである。

　本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、振動素子と電力ケーブルとを確実に接合することができる超音波処置装置を提供することを目的とする。

　上記目的を達成するため、本発明は以下の手段を提供する。
　本発明の一態様は、体内に挿入される挿入部と、平面上に配列された複数の振動素子を有し前記挿入部の先端部に設けられた超音波出力部と、前記平面に交差する方向に貫通する複数のスルーホールを有する支持部材と、前記スルーホール内を通って前記振動素子にそれぞれ接続され該振動素子に該振動素子を振動させるための電力を供給する複数の電力ケーブルとを備え、前記支持部材が、前記超音波出力部から前記平面に交差する方向に距離を置いて配置されている超音波処置装置である。

　本発明の一態様によれば、電力ケーブルを介して振動素子に電力を供給して振動素子から超音波を発生させることにより、体内に配置された挿入部の先端部の周囲の生体組織に超音波が照射される。このときに、各振動素子に１本ずつ電力ケーブルが接続されており、各振動素子を振動駆動させるタイミングを個別に制御することができるので、生体組織の患部において互いに強め合うような超音波を複数の振動素子から発生させることができ、患部に強力な超音波エネルギを与えることができる。

　この場合に、各電力ケーブルは、支持部材のスルーホール内を通って振動素子まで配線されており、支持部材によって安定的に支持されている。これにより、振動素子への電力ケーブルの接合作業が容易となり、電力ケーブルを接続対象の振動素子に確実に接続することができる。

　また、支持部材は、超音波出力部から距離を置いた位置に配置されているので、振動素子が発生した振動エネルギが支持部材によって吸収されることが防止され、治療に必要とされる強力な超音波エネルギを生体組織に与えることができる。

　上記態様においては、前記スルーホールの前記平面に交差する方向における長さが、前記支持部材と前記超音波出力部との間の前記距離よりも大きいことが好ましい。
　このようにすることで、スルーホールから突出する電力ケーブルの先端部の位置をより安定させることができ、接続対象の振動素子に対する電力ケーブルの位置ずれをより低減することができる。

　上記態様においては、前記電力ケーブルが、中心側から順に同心状に配置された芯線、内部被覆、シールド層および外部被覆を有する同軸ケーブルであり、前記スルーホールが、前記超音波出力部側に設けられ前記芯線の外径よりも大きく、前記内部被覆または前記シールド層の外径よりも小さい内径を有する小径部分と、前記超音波出力部とは反対側に設けられ前記小径部分の内径よりも大きい内径を有する大径部分と、前記小径部分と前記大径部分との間に設けられ、前記内部被覆または前記シールド層の先端面が突き当たる突当面とを有していてもよい。
　このように、スルーホールを２つの内径を有する２段構造とし、内部被覆またはシールド層の先端面が突当面に突き当たる位置までスルーホール内に電力ケーブルを挿入することで、スルーホールから突出する芯線の先端の突出量を所定量に制御することができる。これにより、電力ケーブルと振動素子との良好な接合状態をより確実に得ることができる。

　上記態様においては、前記電力ケーブルが、中心側から順に同心状に配置された芯線、内部被覆、シールド層および外部被覆を有する同軸ケーブルであり、前記支持部材の前記超音波出力部とは反対側の面に設けられ、前記同軸ケーブルのシールド層と電気的に接続されるグランド層を備えていてもよい。
　このようにすることで、振動素子のグランド電極と同軸ケーブルのシールド層との間の電気的接続を、グランド層を介して簡易な構成で確保することができる。

　上記態様においては、前記複数のスルーホールの内、前記挿入部の基端に近い側に位置する少なくとも一部が、前記平面に交差する方向の途中位置で基端側へ曲がっていてもよい。基端側に近い程、前記スルーホールの曲げ角度が大きいことが好ましい。
　挿入部の径方向に超音波が射出されるように複数の振動素子の配列が挿入部の長手方向に沿う平面上に配置されている場合には、挿入部の長手方向に沿って配線される電力ケーブルの先端部を略９０°湾曲させる必要がある。このときの電力ケーブルの曲率は、基端側程大きくなる。そこで、基端側のスルーホールを基端側に曲げることによって、電力ケーブルの曲率を低減することができる。

　本発明によれば、振動素子と電力ケーブルとを確実に接合することができるという効果を奏する。

本発明の一実施形態に係る超音波処置装置の先端部の外観を示す斜視図である。図１の超音波処置装置の先端部の内部構造を示す斜視図である。図２の超音波出力部および支持部材の側面図である。電力ケーブルの配線および圧電素子との接合を説明する、超音波出力部および支持部材の断面図である。スルーホールの変形例を示す図である。スルーホールの他の変形例を示す図である。スルーホールの他の変形例を示す図である。スルーホールの他の変形例を示す図である。支持部材の変形例を示す図である。図１の超音波処置装置の変形例の先端部の外観を示す斜視図である。

　以下に、本発明の一実施形態に係る超音波処置装置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処置装置１は、図１および図２に示されるように、体内に挿入される細長い挿入部２と、該挿入部２の先端部に設けられ該挿入部２の径方向外方に向かって超音波を射出する超音波出力部３と、挿入部２の内部に長手方向に沿って配線され超音波出力部３に電力を供給する電力ケーブル４と、超音波出力部３と対向して配置され電力ケーブル４を支持する支持部材５とを備えている。

　超音波出力部３は、挿入部２の長手方向に平行な平面上にマトリクス状に配列された複数の圧電素子（振動素子）６を備え、全体として矩形の平板状に形成されている。各圧電素子６は、互いに直交する厚さ方向と幅方向とを有する四角柱状であり、厚さ方向が挿入部２の径方向に沿うように配置されている。

　各圧電素子６の厚さ方向の一側の前面は、超音波を射出する射出面であり、挿入部２の外部に露出して配置されている。図４に示されるように、射出面には、全ての圧電素子６に共通のグランド（ＧＮＤ）電極７が設けられている。各圧電素子６の厚さ方向の他側の裏面には、正極電極８が設けられている。図３において、図面を簡略にするために電極７，８の図示が省略されている。

　電力ケーブル４は、中心側から順に同心状に配列する芯線４ａ、内部被覆４ｂ、シールド層４ｃ、および外部被覆４ｄを有する同軸ケーブルである。芯線４ａおよびシールド層４ｃは導体からなり、内部被覆４ｂおよび外部被覆４ｄは絶縁体からなる。電力ケーブル４の先端部において、図４に示されるように、先端側から順に芯線４ａ、内部被覆４ｂおよびシールド層４ｃが露出している。電力ケーブル４は、圧電素子６の数と同一の数だけ設けられ、１個の圧電素子６の裏面の正極電極８に１本の電力ケーブル４が接続されている。

　各電力ケーブル４の基端は、挿入部２の外部に配置された電源（図示略）に接続されている。電源から電力ケーブル４を介して圧電素子６に高周波電力が供給されると、圧電素子６の厚さ方向の伸縮振動によって超音波が発生し、圧電素子６の射出面から挿入部２の径方向外方へ超音波が射出される。

　ここで、各圧電素子６に１本ずつ電力ケーブル４が接続されているので、各圧電素子６への高周波電力の供給タイミングを個別に制御して各圧電素子６が超音波を発生するタイミングおよび超音波の位相を制御することができる。これにより、干渉により１点（集束位置）で互いに強め合うような超音波を複数の圧電素子６から射出させることができる。さらに、高周波電力の供給タイミング間の遅延時間を制御することによって、集束位置を変更することができる。

　支持部材５は、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）のような電気絶縁性を有する樹脂から形成された平板状の部材であり、厚さ方向に対向する前面および裏面を有している。支持部材５は、該支持部材５の前面が複数の圧電素子６の裏面と対向し複数の圧電素子６の配列と平行になるように、配置されている。

　挿入部２の長手方向の両側における支持部材５の側縁には、図３に示されるように、前面から厚さ方向に突出する壁部５ａが設けられており、厚さ方向における支持部材５の縦断面は略Ｕ字状となっている。壁部５ａの先端部が超音波出力部３の側面に固定されており、支持部材５の前面と圧電素子６の裏面の正極電極８との間には、図４に示されるように、厚さ方向に距離ｔ１を有する間隙が形成されている。距離ｔ１は、高周波電力供給時の圧電素子６の伸長を許容することができる大きさであればよい。

　支持部材５には、前面から裏面まで、圧電素子６が配列されている平面に交差する厚さ方向に真っ直ぐに貫通し電力ケーブル４が挿入される複数のスルーホール９が形成されている。スルーホール９は、１個の圧電素子６と厚さ方向に対向する位置に１個のスルーホール９が位置するように、圧電素子６の数と同一の数だけ形成されている。スルーホール９から突出した電力ケーブル４の芯線４ａは、導電性接着剤や半田によって正極電極８と略垂直に接続されている。

　支持部材５の裏面および側面には、銅のような金属製のシートからなり超音波出力部３のＧＮＤ電極７と電気的に接続されたグランド（ＧＮＤ）層１０が設けられている。各電力ケーブル４のシールド層４ｃは、半田１２によってＧＮＤ層１０に接合されており、これによりＧＮＤ層１０を介して超音波出力部３のＧＮＤ電極７に電気的に接続されている。ＧＮＤ層１０は、図２に示されるように、支持部材５の４つの側面の内、挿入部２の長手方向の両側または片側の側面のみに設けられていることが好ましい。これにより、挿入部２の径を増大することなくＧＮＤ層１０を支持部材５の側面に設けることができる。

　スルーホール９は、前面側の小径部分９ａと、該小径部分９ａよりも大きい内径を有する裏面側の大径部分９ｂとからなる２段構造を有し、小径部分９ａと大径部分９ｂとの間に環状の突当面９ｃが形成されている。小径部分９ａは、内部被覆４ｂの外径よりも大きくシールド層４ｃの外径よりも小さい内径を有している。大径部分９ｂは、シールド層４ｃの外径よりも大きい内径を有している。したがって、スルーホール９内に電力ケーブル４を挿入する過程においてシールド層４ｃの先端面が突当面９ｃに突き当たり、電力ケーブル４のスルーホール９内への挿入量が、芯線４ａの先端が正極電極８に対して該正極電極８との接合に適切した位置に配置される所定量に制御されるようになっている。

　この場合に、体内式の超音波処置装置１に設けられる各圧電素子６の幅寸法は、およそ１ｍｍ前後である。したがって、電力ケーブル４の先端を正極電極８に接続する際に、電力ケーブル４の先端の位置を高い精度で制御する必要がある。電力ケーブル４の先端の位置が圧電素子６の幅方向にずれてしまうと、接続対象である圧電素子６の隣の圧電素子６に電力ケーブル４が接続されてしまう可能性がある。また、電力ケーブル４の先端の位置が圧電素子６の厚さ方向にずれて先端と正極電極８との間に間隔が生じてしまうと、電力ケーブル４の先端と正極電極８との間の電気的接続が得られない可能性がある。

　本実施形態によれば、支持部材５のスルーホール９内を通って電力ケーブル４を配線することで、電力ケーブル４が支持部材５によって支持されるので、電力ケーブル４の先端の位置が接続対象の圧電素子６の正極電極８に対して適切な位置に安定的に保持される。これにより、各電力ケーブル４の先端を接続対象である圧電素子６に容易にかつ確実に接続することができるとともに、電力ケーブル４と圧電素子６との間の良好な電気的接続を確保することができるという利点がある。

　また、支持部材５は、超音波出力部３から距離ｔ１を置いて配置されているので、各圧電素子６の振動エネルギが支持部材５によって吸収されてしまうことが防止される。これにより、生体組織の焼灼のような治療に必要な強力な超音波を集束位置に発生させることができるという利点がある。

　圧電素子６の裏面と支持部材５の前面との間の距離ｔ１は、支持部材５の厚さ（すなわち、厚さ方向におけるスルーホール９の長さ）ｔ２よりも小さいことが好ましい。このようにすることで、電力ケーブル４が支持部材５によってより安定的に支持され、スルーホール９から突出する電力ケーブル４の先端の位置がさらに安定するので、電力ケーブル４の先端と圧電素子６との接合作業をさらに容易にすることができる。

　さらに、圧電素子６の幅寸法の半分ｔ３（図４参照。）は、距離ｔ１よりも大きいことが好ましい。このようにすることで、仮にスルーホール９から突出する電力ケーブル４の先端部が曲がってしまったとしても隣接する圧電素子６に電力ケーブル４の先端が届くことはないので、電力ケーブル４を接続対象である圧電素子６にさらに確実に接続することができる。

　本実施形態においては、シールド層４ｃの先端面を突当面９ｃに突き当てることで電力ケーブル４のスルーホール９内への挿入量を制御することとしたが、突当面９ｃは、図５および図６に示されるように、内部被覆４ｂの先端面と突き当たるように形成されていてもよい。すなわち、小径部分９ａが、芯線４ａの外径よりも大きく内部被覆４ｂの外径よりも小さい内径を有し、大径部分９ｂが、内部被覆４ｂの外径よりも大きい内径を有していてもよい。大径部分９ｂの内径は、図５に示されるように、内部被覆４ｂが大径部分９ｂに嵌合するように内部被覆４ｂの外径よりもわずかに大きい寸法であることが好ましいが、図６に示されるように、大径部分９ｂの内面と内部被覆４ｂの外面との間に遊びが形成されるような寸法であってもよい。

　本実施形態においては、少なくとも基端側の一部のスルーホール９が、図７および図８に示されるように、支持部材５の厚さ寸法の途中位置で基端側に曲がっていてもよい。図７および図８において、図の右側が挿入部２の基端側である。
　挿入部２の側方に超音波を射出する超音波処置装置１において、電力ケーブル４の先端部は約９０°湾曲させられる。このときに、厚さ方向に真っ直ぐに延びるスルーホール９の場合、電力ケーブル４の曲率は、図３に示されるように、より基端側の電力ケーブル４において大きくなり、電力ケーブル４のシールド層４ｃとＧＮＤ層１０との接合部位に作用する機械的負荷が大きくなる。

　本変形例によれば、スルーホール９を途中位置で曲げて、スルーホール９の裏面側の部分を挿入部２の長手方向に対して傾斜させることで、電力ケーブル４の曲率を低減し、シールド層４ｃとＧＮＤ層１０との接合部位に作用する機械的負荷を低減することができる。

　図８に示されるように、スルーホール９は、挿入部２の長手方向におけるスルーホール９の位置に応じた曲げ角度θで曲がっていてもよい。この場合、スルーホール９の曲げ角度θは、基端側に近い程、大きくなることが好ましい。先端側のスルーホール９も途中位置で曲がっていてもよいが、組み立ての容易性の観点から、図７および図８に示されるように真っ直ぐであることが好ましい。

　本実施形態においては、超音波出力部３のＧＮＤ電極７と各電力ケーブル４のシールド層４ｃとを電気的に接続するために、支持部材５の裏面に一様に形成されたＧＮＤ層１０を設けることとしたが、ＧＮＤ層１０の形状はこれに限定されるものではなく、ＧＮＤ電極７と各電力ケーブル４のシールド層４ｃとを電気的に接続することができる任意の形状を採用することができる。ＧＮＤ層１０として、金属シートに代えて、各スルーホール９から延びる配線パターンが形成された基板を用いてもよい。

　本実施形態においては、支持部材５が、略Ｕ字状の縦断面形状を有し、超音波出力部３の側面に固定されることとしたが、支持部材５の形状および超音波出力部３との固定位置はこれに限定されるものではなく、適宜変更可能である。
　例えば、図９に示されるように、超音波出力部３が、圧電素子６間に、絶縁材料からなる固定用の領域３ａを有し、支持部材５が、領域３ａに対応する位置に該領域３ａと固定される壁部５ａを有していてもよい。

　本実施形態においては、治療用の超音波を射出する超音波出力部３に加えて、図１０に示されるように、診断用の超音波を出力するもう１つの超音波出力部１１が挿入部２に設けられていてもよい。超音波出力部１１は、超音波出力部３よりも先端側に設けられていることが好ましい。

　診断用の超音波出力部１１は、超音波を送信および受信する超音波振動子（図示略）を備え、受信された超音波の反射波（エコー）に基づいて超音波画像が生成される。診断用の超音波出力部１１による観察視野内に、超音波出力部３からの治療用の超音波の集束位置が配置されるように、超音波出力部１１と超音波出力部３との相対位置が設計される。

１　超音波処置装置
２　挿入部
３　超音波出力部
４　電力ケーブル
４ａ　芯線
４ｂ　内部被覆
４ｃ　シールド層
４ｄ　外部被覆
５　支持部材
５ａ　壁部
６　圧電素子（振動素子）
７　ＧＮＤ電極
８　正極電極
９　スルーホール
９ａ　小径部分
９ｂ　大径部分
９ｃ　突当面
１０　ＧＮＤ層
１１　超音波出力部
１２　半田

Claims

　体内に挿入される挿入部と、
　平面上に配列された複数の振動素子を有し前記挿入部の先端部に設けられた超音波出力部と、
　前記平面に交差する方向に貫通する複数のスルーホールを有する支持部材と、
　前記スルーホール内を通って前記振動素子にそれぞれ接続され該振動素子に該振動素子を振動させるための電力を供給する複数の電力ケーブルとを備え、
　前記支持部材が、前記超音波出力部から前記平面に交差する方向に距離を置いて配置されている超音波処置装置。
　前記スルーホールの前記平面に交差する方向における長さが、前記支持部材と前記超音波出力部との間の前記距離よりも大きい請求項１に記載の超音波処置装置。
　前記電力ケーブルが、中心側から順に同心状に配置された芯線、内部被覆、シールド層および外部被覆を有する同軸ケーブルであり、
　前記スルーホールが、
　前記超音波出力部側に設けられ前記芯線の外径よりも大きく前記内部被覆または前記シールド層の外径よりも小さい内径を有する小径部分と、
　前記超音波出力部とは反対側に設けられ前記小径部分の内径よりも大きい内径を有する大径部分と、
　前記小径部分と前記大径部分との間に設けられ、前記内部被覆または前記シールド層の先端面が突き当たる突当面とを有する請求項１または請求項２に記載の超音波処置装置。
　前記電力ケーブルが、中心側から順に同心状に配置された芯線、内部被覆、シールド層および外部被覆を有する同軸ケーブルであり、
　前記支持部材の前記超音波出力部とは反対側の面に設けられ、前記同軸ケーブルのシールド層と電気的に接続されるグランド層を備える請求項１から請求項３のいずれかに記載の超音波処置装置。
　前記複数のスルーホールの内、前記挿入部の基端に近い側に位置する少なくとも一部が、前記平面に交差する方向の途中位置で基端側へ曲がっている請求項１から請求項４のいずれかに記載の超音波処置装置。
　基端側に近い程、前記スルーホールの曲げ角度が大きい請求項５に記載の超音波処置装置。