受控的非线性聚焦超声治疗的制作方法

专利名称：受控的非线性聚焦超声治疗的制作方法
技术领域：
本发明通常涉及一种系统，用于将聚焦的超声能量输送至患者 体内的耙组织区域。
背景技术：
在治疗上，高强度聚焦的超声能量(即，具有大于约20千赫 的频率)可用来治疗患者体内的内部组织区域。例如，超声波可用 来在靶组织区域(例如肺瘤)内诱导凝固和/或坏死。在该过程中， 超声能量被组织"吸收"，导致产热。所吸收的能量将耙组织细胞 加热至超过蛋白质变性阈值(通常高于60°C )的温度，引起组织凝 固和/或坏死。在聚焦超声操作过程中，由于传播超声波产生的负压所引起的 压力和/或所加热的液体破裂以及充满气体/水蒸气时产生的压力， 可在组织包含的液体中产生小气泡或"孩吏泡"。 一方面，通过生成 更高谐波频率的初始波能量/人而增强组织中能量的吸收，并且通过 多次反射而延长了靶区域中的声波通路，所述微泡具有正性(积极 的)疗效。另一方面，包含更高相对百分比的微泡的组织对继续应 用超声能量的反应是非线性的并且难以预测。例如，微泡可能由于 声场的作用应力而石皮石卒。这种才几制(称为"空化(成洞，cavitation )，，) 可能引起靶区域之外的广泛组织损伤，且可能难以控制。发明内容#4居本发明的一个实施例，用于治疗体内组织的系统包括用 于将第一级超声能量(或第一超声能级)输送至耙组织区域达第一 持续时间而使靶组织区域内生成樣i泡的装置；在存在孩i泡的情况下 用于确定该耙组织区域的一个或多个特^正的装置；以及用于将第二 级超声能量(或第二超声能级)输送至靶组织区域达第二持续时间 的装置，其中第二能级(或第二级超声能量)和第二持续时间之一 或两者(至少部分地)基于已确定的靶组织区域的一个或多个特征。


下文参照附图阐述了本发明的多个实施例，其中图1A示出了聚焦的超声系统，包括用于在患者靶组织区域聚 焦超声能量的超声传感器。图1B是图1A中超声传感器和靶组织区域的详细横截面示意 图，示出了位于传感器聚焦带内的组织中产生的微泡。图2是革巴组织块的沖黄截面示意图，示出了一组计划的超声处理 区域。图3是一个流程图，描述了利用本发明的实施例来建立待实施 的治疗计划。图4是一个流程图，描述了利用本发明的实施例而实施的微泡 增强的切除过禾呈。
具体实施方式
图IA示出了根据本发明实施例所述的聚焦超声系统IO。该系 统10包括超声传感器14、连接于该传感器14的驱动电路(驱动器) 16、连接于该驱动器16的控制器18、成像装置20以及分别连接于 成像装置20和控制器18的处理器22。该传感器14用来将高强度 的聚焦声能(由声束15表示)输送至位于患者40靶组织区域42 (通常是肿瘤)内的聚焦带38。为了允许用户将数据(诸如治疗参 数)输入到处理器22中，该系统IO还包括用户界面(UI) 23，例 如一个或多个屏幕、键盘、鼠标、按钮、触控板等。用户界面23 作为一个独立于处理器22的组件示出。可^齐^U也，用户界面23可 以集成于处理器22。也可将一个或多个存储器与处理器相连，如在 本4贞i或中为人熟^口的。传感器14可包^r多个单独的压电元件24，其共同形成一个二 维相位的传感器阵列。在可替代的实施例中，传感器14可包括单 个传感器元件。在一些实施例中，传感器14可具有凹形或^宛形， 如曲率半径基本恒定的"球帽"形，使得传感器14具有限定一部 分球体的内表面。可替代地，传感器14可具有基本扁平的结构(未 示出)，和/或可包括通常(但非必须)为环形的外部周界。传感器14可以分成任何所需lt量的元件(未示出)，优选但非 必要地，这些元件以基本相同或对称的结构围绕中心轴设置。在所 示出的实施例中，每个传感器元件24可以是一体式压电陶瓷零件， 或可替代的，由多个小压电陶瓷元件镶嵌4非列组成，而这些小压电 陶资元件电连接于同一驱动信号。优选传感器元件24是单独控制 (例如相位、振幅、频率)的，如在美国专利第6,506,154中所描 述的。然而，该4专感器14的实际结构对于理解本发明的目的并不 重要，并且可以应用多种超声传感器中的任何一种，例如扁平环状 阵列、线性阵列等。传感器14可以安装在填充有脱气水或传声流体(acoustically transmitting fluid)的外壳或箱子中(未示出)。该箱子可以4立于工作 台(未示出)内，而患者40可以^立于该工作台上，或者该箱子可 以位于安装在可移动臂上的填充了流体的袋中，所述臂可以靠近患 者身体而设置。该箱子的接触表面通常包括对超声波基本通透的柔 性隔膜(未示出)。例如，该柔性薄膜可由聚酯薄膜、聚氯乙烯(PVC) 或者其他适当的塑料材料制成。填充了流体的袋(未示出)可以设 置在所述膜上，这样可以很容易符合位于工作台上的患者40的轮 廓，从而将患者40声学上连4妄于箱子内的传感器14。此外或可替 代的，可在患者40和该膜之间使用导声月交、水或者其他流体，以 进一步促进传感器14和患者40之间的声学连接。在所示出的实施例中，传感器元件24连4妄于用于产生和/或控 制由传感器元件24发射的声能的驱动器16和/或控制器18。具体 地，在控制器18的控制下，驱动器16产生一种或多种电子驱动信 号。传感器元件24将该电子驱动信号转变为声能15,其可以利用 常^L方法来聚焦。控制器18和/或驱动器16可以是独立或集成的组 件。由控制器18和/或驱动器16l丸^f于的才喿作可以通过一个或多个控 制器、处理器和/或其他电子组件(包括软件和/或石更件组件)来实 施。本文中，术语控制器和控制电路可以互换使用，且本文中，术 语驱动器和驱动电^各也可以互换4吏用。驱动器16 (可以为电振荡器)产生在超声频谱内的驱动信号， 例如，低至20千赫(20 KHz),或者高至10兆赫(10 MHz)，更 优选地，在0.1至10MHz之间。优选地，马区动器16以无线电频率 (射频，RF)将驱动信号提供至传感器元件24,例如在约100千 赫至10兆赫(0.1-10 MHz )之间，更优选在200千赫和3兆赫(0.20 和3.0MHz)之间。然而，在其他实施例中，驱动器16还可以设置以在其他频率范围内操作。当所述驱动信号被提供至传感器元件24 时，该传感器元件24,人其各个暴露的表面发射声能15。控制器18可以控制至传感器14的各个元件24的驱动信号的 相成分(phase component),例如用于控制由传感器14产生的聚焦带 38的形状和/或将聚焦带38移动至所希望的位置。例如，控制器18 可以4艮据传感器14的各个传感器元件24的径向位置来控制驱动信 号的相^f立移，例如，用于调节焦3巨或调节相^f立以控制焦点侧向4立置。 此外或可替代地，控制器18可以控制定位系统以移动传感器14, 因而将传感器14的聚焦带38的位置移至所希望的位置(例如，乾 纟且织区i或42内)。在一些实施例中，控制器18还可以控制驱动信号的频率和/或 振幅(和/或其他方面)，进而控制由传感器元件24发射的声波能量 的强度或功率。例如，控制器18可以使驱动电路16在闹值之上输 出各个驱动信号至传感器14,从而使传感器14发射的声能将会在 聚焦带38中的组织内产生微泡。随后，控制器18可以将强度降至 阈值之下或者降低至这样一个水平，即在该水平，聚焦带38中的 组织内的樣t泡产生4皮减到最少，然而在治疗上，该水平仍然足以用 来治疗(例如发生坏死)该组织，如下文所-说明的。控制器18也优选控制各个传感器元件24以保护邻近于靶区域 42、在相对于靶区域42的远场处或者在相对于靶区域42的近场处 的组织区域(例如健康组织)，同时仍能有效治疗耙组织。特别地， 控制器18 一皮设置用于控制各个传感器元件24的振幅、相位、频率 或其组合，以使耙组织42处的能量强度高于足以治疗靶区域42的 预定阈值(治疗阈值)水平，而需要被保护的组织(敏感组织)处 的能量强度低于预定阈值(安全阔值)水平，用来保护所述敏感组 织。例如，控制器18可以产生驱动信号以减少由传感器元件24的 其中之一输送至敏感组织的能量，或不激活传感器元件24的其中之一，从而在壽丈感组织处产生一个能量相对4交{氐的带。如在本文中 使用的，术语"每丈感组织"指的是需要^皮保护的组织，不应局限于 具有特定壽文感性的组织。在所示出的实施例中，成像装置20被设置用于在治疗患者40 之前或者治疗的同时获得靶区域42至少一部分的图像数据。例如， 成像装置20可以是^兹共振成像(MRI)装置，如在美国专利第 5,247,935、 5,291,890、 5,368,031、 5,368,032、 5,443,068、 5,307,812、 5,323,779以及5,327,884号中所披露的。在其他实施例中，该成像 装置20可以是另一种类型能够进行组织成像的装置，例如X-射线 装置、荧光镜、超声成像装置或计算机断层成像仪。尽管成像装置 20独立于传感器装置14示出，在可替代的实施例中，成像装置20 可以是该传感器装置14的组件或者集成于该传感器装置14。例如 在一些实施例中，该成i"象装置20可以固定(Secured )于传感器装 置14的中心。同样，如本文中使用的，术语"图像"将包括可在 电路或者计算机可读取介质中存储的图像数据，并不局限于那些显 示为视觉感知的图像数据。在使用该系统10的过程中，将从成像装置20获得的图像数据 传递至处理器22进行处理。在一些实施例中，处理器22可以是计 算才几或计算机的组件。如在本文中使用的，术语"计算机"不限于 台式计算机和笔记本型计算机，还包括任何能执行本文所述功能的 装置。例如，处理器22可以是通用处理器或专用处理器(例如， ASIC处理器、DSP等)。在另外的实施例中，处理器22可以是软 件(例如计算4几产品)或者^d牛与石更件的组合。在图1A中，处理 器22作为独立于驱动器16和控制器18的组件示出。可*齐^^也， 处理器22可以是驱动器16的组件，和/或控制器18的组件。从成像装置20接收图像数据后，处理器22可以利用该图像数 据(以及其他因素)建立治疗计划，而在这种情况下，处理器22作为设计(计划)者起作用。当作为设计者起作用时，处理器22 可以自动建立治疗计划，其包4舌一 系列由热剂量特性^表 (represented )的治疗部位。该治疗计划还可以(至少部分)基于 用户输入来建立。通过设计一系列将在靶组织块42内的多个点应 用一系列热剂量的超声处理，使复合热剂量足以切除整个块42，因 此该治疗计划的目的是确保靶组织块42的完全切除。例如，该计划将包括声处理的定位、频率、持续时间和功率， 以及用于一 系列治疗部位中的每一个治疗部位的焦斑(焦点)的位 置和模式。焦斑模式指的是该焦斑的大小可以变化。特别的，存在 之间具有几个过渡模式的从小到大的焦斑模式范围。然而，该焦斑 的实际大小将作为焦距(1)、频率以及焦斑散射(分散)模式的函 数而变化，所述焦点散射模式可以通过焦点的空间抖动或者通过声 学上形成该焦点而产生。i殳计过禾呈中，当i殳计用于治疗部4立的焦斑 位置、所需功率水平和能级时，处理器22可将通道区域中的组织 凄t:悟、组织的类型、频率、4莫式和焦斑大小变4匕考虑在内。随后以 适当的格式将该治疗计划传递给控制器18,以允许控制器18执行 其任务。为了建立治疗计划，处理器22^妻收来自用户界面23和成4象装 置20的一个或多个l叙入4言息。例如，在一个实施方案中，用户通 过用户界面23指定靶体积、临床应用方案，即胸部、骨盆、目艮睛、 前列腺等。临床应用方案的选择可以控制至少部分默认的热剂量预 测特性如热剂量阀值、热剂量预测算法、允许的最大能量密度、用 于不同治疗部位的热剂量、热剂量之间的冷却时间等。在其他实施方案中，通过用户界面23将这些特性中的部分或 全部作为用户指定的热剂量预测特性而输入。其他可作为用户指定该重叠多少)和传感器14的物理参凄史。在某些实施方案中，后两个净争性还可以4皮定义为,默"i人参凄t。 jt匕夕卜，用户可以通过用户界面23 编辑任何默认参数。在一个实施方案中，用户界面23包括图形用 户界面(GUI):为了进行恰当的选择并提供所需信息，用户使用鼠 标或者触摸屏操作如在显示装置上显示的菜单或选项。为了进一步辅助处理器22建立治疗计划，图像装置20提供可 以用来确定体积、位置以及与皮肤表面25的距离的耙组织块42的 图像数据(图1B)。在一个实施方案中，图像装置20是MRI装置， 所提供的图像是靶组织块42的三维图像。 一旦处理器22接收来自 用户界面23的输入信息和来自成像装置20的图像数据，则处理器 22自动建立治疗计划。如图2中所示，通过输送一系列超声处理以治疗耙组织块42 的多个部位80,治疗计划的目标是完全覆盖耙组织块42和(如有 需要)其周围的预定边纟彖，从而彻底切除整个靶组织块42。在一个 实施方案中， 一旦建立了治疗计划，如有需要，用户可利用用户界 面23来编辑该计划。在一个实施方案中，处理器22还爿寻产生预测 的热剂量分布。该分布类似于图2中所示的分布，其中预测的热剂 量映射在成像装置20提供的靶组织块42的图像上。在一个实施方 案中，该分布是三维分布。在一些实施例中，运算法则包含在限制 聚焦带38的峰值温度的处理器22中。该运算法则称为剂量预测程 序。图3例示了一个利用靶组织块42的三维图l象和预测的三维热 剂量分布来建立三维治疗计划的工艺(过程)流程图。以不同焦距 (I)的聚焦能力产生可作为传感器轴的函数(y)(图1B)的靶组 织块42内可变^匕的焦斑和可变^匕的损伤大小。因此，作为图3中 示出的过程的结果，处理器22得到切除由(y)近到(y)远延伸 的一部分靶组织块42所需要的重叠纟黄截面治疗层的最小凄t量。考 虑到所允许的最大升温值，处理器22还可以预测一黄截面层中的损伤大小，并将在每一层中提供所允许的最大能量。在不同层中该能 量或者功率将被标准化，使得焦点处的最高温度在整个治疗区域中 大致保持恒定。在步骤102中，在获得耙组织块42的诊断特性图像的情况下， 建立三维治疗计划。例如，诊断特性图像可以是由成l象装置(诸如 成像装置20)提供的初步图像。在步骤104中，处理器22利用该 i貪断图〗象以确定治疗区i或，或者用户可以通过用户界面23来确定 该治疗区域。然后，在步骤106中，确定线y-(y近y远)，以使 (y)垂直于传感器14沿着传感器轴从靶组织块42中的最近点(y 近)到最远点(y远)穿过耙区域。线(y)将是一个轴，沿该轴可 确定治疗层。一旦确定了 (y),在步骤108中处理器22将利用(y远)处的 'J、焦斑尺寸和大焦斑尺寸所需的最大功率进行剂量预测。在步骤 110中，处理器22确定所得到的最高温度是否超过所允许的界限。 值得注意的是，诸如最大功率和最大温度限值的特性可以作为默认 的热剂量预测特性而4是供，或作为用户才是供的热剂量预测特性而才是 供。如果得到的最高温度的确超过了允许限值，在步骤112中该功 率按比例线性降低，直到温度上升在允许的限值内或者超过某个其 他预定的阈值。小聚焦才莫式和大聚焦才莫式可以分别对应于才莫式0和4，而其他 模式1 、 2和3则落入模式0和4之间。因此，在步骤114中，处 理器22从在才莫式0和4估计(scaled )的最大功率来预测用于过渡 模式1、 2和3的最大功率。因此，在步骤116中，如果存在其他 才莫式，则处理器22回至步艰《108并预测用于这些才莫式的最大功率。 如果这是用于(y远)的最后一个模式，则处理器22使用与步骤 118中相同的估计最大功率，以得到相应的用于每个聚焦模式(y 近)的最大功率。随后在步骤120中，该处理器22得到用于适当模式的最大升温值和损伤大小以及在点(yl)处所需的最大功率， ^f吏^寻y近〈yKy远。4尤选;l也，(yl) 4妾近于(y近)。例》口，在一个实 施方案中，y卜y近+25mm。如果(yl)处的温度升高超过步骤122 中确定的允许限值，然后在步骤124中，功率4姿比例下降，直到温 度升高在限值内，随后处理器22确定(yl)处产生的损伤大小。利用关于(y近)边界(该边界可以通过超声处理才各网密度而 才是供)的重叠标准，安排第一次治疗(步骤126)。当然，该治疗实 际上是三维空间的。然后，在步骤128中，利用隔层重叠标准，将 辅助治疗切片置于前述治疗层的顶部，所述第二张切片利用与第一 切片相同的高度。在步骤130中，处理器22确定是否需要更多的 层以达到(y远)。如果需要更多的层，则该进程回至步-骤118,在 运算法则中用(yl)取代(y近)(步骤132)。一旦达到最后的治疗层时，处理器22将确定该层是否延伸超 出耙标界限(y远)。如果该层确实延伸太远，则应该以外部界限(y 远)而非之前的层作为边界来应用重叠标准。在重叠标准中利用(y 远)可能造成过度剂量，但不会损害靶组织块42之外的健康组织。 在一个实施方案中，利用生理参凄t作为优化标准，自动优化所述热 剂量特性。例如，可以采用机械组织参数，如压缩率、刚度以及散 布度。在另一个实施例中，处理器22并不建立治疗计划，但作为代 -#，经配置的处理器22通过l餘入(例如》兹盘驱动器、电线端口、 USB端口、电话端口、内存插槽等)来接收预定的治疗计划。获得治疗计划后，随后系统10即可用来治疗患者40 。在使用 过程中，患者40可以位于工作台上，在患者40与袋或膜之间应用 水、导声月交等，/人而4吏患者40声学上连4妾至传感器14 。传感器 14可以4十对组织42内的革巴组织区域38聚焦，该组织可以是(例如)癌肿瘤或良性肿瘤。可以通过以一个或多个频率向传感器14 |是供一组(一系列， 一串)驱动信号来触发传感器14，以将声能聚焦在 靶组织42处，由能量束15表示。由于声能15穿过患者身体，一 部分声能15转换成热能，可能才是高耙组织42的温度。声能15可 聚焦在耙组织42上，以提高耙组织42的温度，足以使组织42凝 固(聚集)和/或坏死，同时将对周围健康组织的损害减到最小。为了优化治疗步骤，可操作系统10以获得耙组织42中的最大 凝固率(已凝固组织的体积/时间/能量)，同时将周围组织，特别是 近场区i或52内以及在远场区域中的加热降到最^f氐。凝固率可以通 过优先吸收超声波而得以优化，其中聚焦带38中组织的吸收高于 聚焦带38之外的组织。聚焦带38内的组织中存在的《鼓泡56 (图 1B示出)有助于实现这一目标，因为组织中存在的《效泡56，产生 了比无孩i泡的周围组织更高的能量吸收系凄t。图4示出了用于加热靶区域内组织的方法200，例如，用于诱 导超声处理过程中的组织凝固和/或坏死，所述超声处理包括以不同 强度进行一系列的声能传输。最初，可以选择靶组织42 (例如，器 官如肝脏、肾脏、子宫、乳腺、脑等内的良性或恶性胂瘤)进行治 疗。在步骤202中，将某一阈值强度之上(高于某一阈值)的超声 波集中到靶组织结构42上，以在聚焦带38内产生樣"包56。虽然该 阈值强度可能随每个患者和/或组织结构而不同，但是通过(例如) 利用对微泡生成比较敏感的监测机制，可很方便地确定合适的阈值 强度。以产生#t泡所需的阈值水平之上的强度传输声能可能相对短 暂，例如持续约3秒或更短，并且优选不长于约0.1-0.5秒，但仍足 以在聚焦带38内产生孩i泡，而在聚焦带38以外的组织(例如在近 场区域52中)中则基本不产生孩i泡(在图1B中示出)。聚焦带38 中生成的孩么泡以所传递声波的频率^t展荡，并通过多次反射而十办助延伸聚焦带中的声波通道(通过)；和/或协助作为非直线倍增器，其 以较低频率接受能量并以较高频率将其传送回来；和/或协助产生了 一些有限的局部空^f匕，因此增强病灶体积处的能量^J丈。相比于在 不存在樣i泡的情况下以其他方式发生的情况，这^f吏得聚焦带38内 的组织更快且更有效地;波加热。在步骤204中，将光束15的强度降至阈值水平以下，并保持 在较低的强度，而光束15基本上保持聚焦在聚焦带38处，以加热 聚焦带38内的组织，而不4吏聚焦带38内的樣史泡56石皮^5卒。通过一 个实例的方式，这个较低的强度水平在系数约2-3时可降至低于用 来产生微泡56的强度。与用于产生微泡56的较高强度的传输相比， 在该较低强度的传输可以具有较长的持续时间。通过另一个实例的方式，该'M氐强度"声能可一皮传输至少约2 或3秒(2-3s.)，优选8至10秒(8-10 s )。通过另 一个实例，例如 由于组织的正常灌注，组织内产生的微泡56可存在短至8至10秒 (8-10s)。因此，只要存在充足的微泡供应，即可维持声能。由于 樣1泡56,通过聚焦带38内组织的声能吸收已大大增强，如上文所 il明的。在步骤206中，控制器18可确定声处理是否已足够长而能将 聚焦带38内的组织加热至所希望的水平，例如凝固聚焦带38内的 纟且织或以其^f也方式〗吏其坏死。否则，可通过例如重复步專聚202而在 草巴组织区域中生成更多的气泡，随后可通过例如重复步骤204或者 通过4吏用暂时性且间隔短的高功率传输而降4氐该强度以加热组织， 同时避免引起微泡的破碎。在超声处理过程中，可周期性重复步骤 202和204，例如一次或多次，直到经过足够的时间，充分切除或 以其j也方式治疗聚焦带38内的组织。因此，单次超声处理(可持续在1至20秒(1-20 s)，优选约 10秒(10s.)或更长时间)可以包^"舌产生樣i泡必需的阈^f直之上和之 下的多次传输(发射)。例如，在灌注已至少部分分散来自聚焦带 38内组织的微泡后，可重复以高于阈值水平的强度传输，以保持微 泡的密度水平足以引起聚焦带内组织的优先吸收。随后，可重复以 低于阈值水平的强度传输声能，以引起对该聚焦带内组织的加热， 而不引起气泡破碎。可以设定声能的强度级别，以在阈值强度之上 的增量和阈值强度之下的增量之间进行切换，或在开关期间进行切 换。可替代地，在超声处理过程中，强度可以变化。这种声波传输 的交替次序可以以这样一种方式加以限制并定时，以引起并维持耙 组织42中的微泡"云，，而优化凝固过程。在单次超声处理过程中， 与无孩￡泡的常*见聚焦超声("FUS")切除相比，这种交替次序可冲是 供多个优势。例如，如果在加热中利用一个强度水平，同时将可与 常规FUS切除相比的泡沫破碎步骤最大程度的减小(步骤204 )， 则可以产生大幅增大的聚焦带38。例如，由于能量吸收增强，由此 产生的聚焦带38可以比利用相同能量的常^LFUS切除增大约2至 3 4咅，乂人而发生坏死或以其4也方式力口热革巴iE织42内4支大体积的《且织。 该增加的切除体积可实现只需更少的超声处理来切除整个^fe组织 42。可替代地，与常规FUS相比，可以使用较低的强度水平，从而 在利用实质上减少的能量时产生同等大小的聚焦带。这可以减少由 系统10的能量消耗，和/或可以导致周围组织吸收的能量实质减少， 特別是在近场52中。随着能量吸收减少，超声处理之间的冷却时 间可以大幅缩短。例如，如果常失见FUS可能需要90秒或更长的超 声处理之间的冷却时间，4姿照本文描述的实施例的系统和方法可以 允许大约四十秒或更短的冷却时间。因此，在两者中<壬4可一种情况 下，与无孩i泡的常规FUS相比，切除或以其他方式治疗耙组织结构 的全告卩治疗时间可以大幅;成少。一旦完成一次超声处理，则停止〗吏用传感器14例如达足够的 时间，以4吏患者组织吸收的热量消散。然后，传感器14聚焦在革巴 组织区域42的另一部分上，例如邻近于先前治疗过的组织，对于 耙组织区域42的另一部分，则重复一次步骤200。可选地，例如利 用机械定位器或电子操纵装置，可以连续或者不连续控制声波束15 而无任何冷却时间。按照本发明一个更具体的方面，优选将控制器18配置为可引 起将第一级超声能量输送至靶组织区域达第一持续时间，以引起靶 组织区域内产生微泡；在微泡存在的情况下确定靶组织区域的一个 或多个特征；并且将第二级超声能量从传感器器14输送至靶组织 区域达第二持续时间，其中第二级超声能量和第二持续时间的其中 之一或两者(至少部分)基于在樣i泡存在的情况下确定的把组织区 i或的一个或多个冲寺4正。通过非限制性实例，所述特征可以包括微泡与病人皮肤表面的 距离、组织温度、热剂量分布、焦点边缘、来自靶组织42图像的 微泡的强度和/或密度和/或三维空间位置(在由第 一级超声能量所 产生的微泡存在的情况下)中的一个或多个。根据这些特征，通过 调节用来产生第二能级的驱动信号的频率、相位和振幅中的一个或 多个，由控制器18确定第二能级，以获得最大凝固体积同时控制 ;疑固位置和/或强度。第二级超声能量可以输送至耙组织42中与第 一能级相同或不同的焦点位置。通过非限制性实例，第二级超声能 量可以至少部分基于将靶组织区域42的温度〗呆持在所指定阔值温 度之上、之处、或之下。通过非限制性实例，至少部分基于由成傳 f义20纟是供的耙组织 区域的温度壽文感图l象，控制器18可以确定靶组织区i成的一个或多 个特4i。可选i也或者附加;也， 一旦传递第一能级，控制器18可以 至少部分基于由一些传感器元件接收的来自爆聚(内向爆炸，implode)樣"包的声波信号，来确定輩巴组织区i或的一个或多个特4正， 该传感器元件被定义为接收器元件(可以设计为所有传感器元件均 作为接收器发挥作用)。特别地，由爆聚微泡产生的信号具有特定 的光语特征，即在0.5f处达到峰值，其中f是声束中心频率，周围 有白噪声，因此示出了所接收信号的频谱将鉴别微泡的存在。本质上，所;险测的声波信号和MR图像提供两个独立的用于控 制器18的反馈机制。由于空气微泡在MR中无信号，MR图像捕获 通过非线性活动(第一能级)所产生的组织加热效应，以及当密度 高于某个阈值时微泡的外观。这两个反馈机制用于鉴别各种情况， 其中声信号检测微泡活动，同时MR信号不检测焦点处的任何加热， 或者声信号不检测任何微泡活动。如果在声学检测到微泡活动，而輩巴标处未冲企测到MR热信号的情况下，在光束^各径中某一声波界面 处可能存在非线性效应的情况。在这种情况下，可以要求系统操作 者停止超声处理，检查任何非计划加热的图像。可替换地，控制器 18可以自动完成这些。如果声〗言号未一企测到孩t泡活动且超声处理,皮 设计成非线性，则由于在非线性超声处理中可将焦点设计为可移动 以补偿非线性效果(该效果将焦点移向传感器14 )，控制器18或系 统才喿作者可以决定停止超声处理。通过改变第二能级的定位(其可 以通过改变传感器元件的相位图而实现)、改变功率水平、频率等， 由控制器18从第一能级的传输中所提取的信息(像加热位置、组 织温度以及樣吏泡的存在)可用来优化第二能级传输的效应。控制器18可以使用温度敏感图像和从微泡检测到的声信号的 组合，以确定第二超声能级，还可以利用其他参数(如持续时间、 相位、频率、位置)。通过另一个非限制性实例，至少部分通过在 孩丈泡存在的情况下获得与靶组织区域相关的实际热剂量分布，并且 通过比较所获得的实际热剂量分布和预测的热剂量分布，可以确定 輩巴组织区域的一个或多个特征。此外，可将控制器设置为在靶组织区域中存在樣i泡的情况下，重复确定革巴组织区域一个或多个特征的 过程，并将第二级超声能量输送至靶组织区域，直到在靶组织区域 上获得所希望的效果。如在上述实施例中所阐释的，成像装置20和处理器22提供反 馈性控制，从而利用微泡使耙组织42得到有效且准确的治疗，同 时保护希望被保护的相邻组织。通过利用成像装置20和处理器22 4是供关于治疗部4立和损伤体积的^U居，系统10或用户可以4空制利 用樣t泡的超声治疗，/人而防止非輩巴组织中的不可逆性组织损伤，或 至少降低其风险。
权利要求
1.一种聚焦超声系统，包括传感器，配置用于输送超声能量以在患者体内的靶组织区域中产生热能；以及控制器，配置用于控制所述传感器的功率、持续时间、频率和焦点位置；其特征在于，所述控制器被进一步配置用于使第一级超声能量输送至所述靶组织区域达第一持续时间，引起在所述靶组织区域中产生微泡；在所述微泡存在的情况下确定所述靶组织区域的一个或多个特征；并且使第二级超声能量输送至所述靶组织区域达第二持续时间，其中所述第二超声能级和第二持续时间之一或两者至少部分地基于在所述微泡存在的情况下所确定的所述靶组织区域的一个或多个特征。
2. 才艮据权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个特征选自所述微泡距所述患者皮肤表面的深度，组织温度，热剂量分布， 焦点边界，孩吏泡的存在，以及 孩史泡的位置。
3. 根据权利要求1或2所述的系统，进一步包括成像装置，配置用于提供所述靶组织区域的图像，并且用于提供图解说明所述 靶组织区域内的实际热剂量分布的热图〗象，其中所述控制器至 少部分地基于由所述成像装置提供的所述乾组织区域的温度 每文感图4象来确定所述耙组织区域的 一个或多个特征。
4. 根据权利要求1至3中任一项所述的系统，其中至少部分地基 于由所述微泡生成的且由所述传感器接收的声信号来确定所 述把组织区域的一个或多个特征。
5. 根据权利要求4所述的系统，其中所述控制器利用温度敏感图 1象和所;险测的声信号的组合来确定所述第二超声能级。
6. 根据权利要求1至5中任一项所述的系统，其中所述控制器利 用温度4丈感图Y象和所;险测的声信号的组合来确定所述第二级 超声能量的频率、相位、持续时间、位置以及4展幅中的一个或 多个。
7. 根据权利要求1至6中任一项所述的系统，其中，所述第二级超声能量^皮输送到不同于所述第 一能级的所述耙组织区域中 的焦点^立置。
8. 根据权利要求1至7中任一项所述的系统，其中所述第二级超 声能量至少部分地基于将所述靶组织区域的温度保持在^L定 的阈值温度之上。
9. 根据权利要求1至7中任一项所述的系统，其中所述第二级超 声能量至少部分地基于将所述靶组织区域的温度保持在规定 的阈值温度之下。
10. 根据权利要求1或2所述的系统，其中至少部分地通过在所述孩吏泡存在的情况下获得与所述輩巴组织区域相关的实际热剂量 分布并将所获得的实际热剂量分布与预测的热剂量分布进4亍 比较，来确定所述耙组织区域的一个或多个特征。
11. 根据权利要求1至10中任一项所述的系统，其中所述第二超声能级不同于所述第一超声能级。
12. 根据权利要求1至11中任一项所述的系统，其中，配置所述 控制器以在所述靶组织区域中存在微泡的情况下，重复确定所 述耙组织区域的一个或多个特征的过程，并将所述第二级超声 能量输送至所述輩巴组织区域，直到在所述耙组织区域上获得所 希望的j文果。
全文摘要
本发明涉及一种用于治疗体内组织的系统(10)，配置该系统以将第一级超声能量输送至靶组织区域(42)达第一持续时间，以使靶组织区域内产生微泡(56)；在微泡存在的情况下确定靶组织区域的一个或多个特征；以及将第二级超声能量输送至该靶组织区域达第二持续时间，其中第二能级和第二持续时间之一或两者(至少部分)基于所确定的靶组织区域的一个或多个特征。
文档编号A61N7/02GK101242872SQ200680029730
公开日2008年8月13日 申请日期2006年6月19日 优先权日2005年6月21日
发明者大卫·弗罗因德利希, 科比·沃尔特曼, 舒克·韦特克 申请人:因赛泰克有限公司