专利名称：运动补偿的影像引导聚焦超声治疗系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及热治疗系统，具体涉及影像引导的聚焦超声治疗系统。
背景技术：
如高强度聚焦超声(频率大于约20KHz的声波，更典型地，频率介于50KHz和5MHz 之间)产生的热能可用于治疗性地处理患者体内的内部组织。例如，超声波可用于切除肿 瘤(例如，乳腺肿瘤和子宫纤维瘤)，从而避免了对侵入性外科手术的需要。为此，可将具有 由电信号驱动以产生超声能量的换能器单元的换能器相控阵列至于患者体外，但是紧靠待 切除的目标组织块。换能器被几何成型和定位以使得超声能量聚焦于对应于患者体内目标 组织块的“聚焦区”。波传播通过组织时，一部分超声能量被吸收，优选地引起聚焦区的目标 组织块温度增加，并最终导致此处细胞坏死。可通过独立调整输入到每个换能器单元的电 信号的幅度和相位快速移置换能器的聚焦区。超声换能器的焦斑大小和焦距取决于超声频 率、焦深和换能器的孔径大小。由于目标组织块的大小通常大于聚焦区的大小，换能器被顺 序聚焦到目标组织块中的多个靶位并被激活，以使目标体积完全凝固。顺序“声处理”用于 使期望大小和形状的整个组织结构(如肿瘤)发生凝固性坏死。影像引导的聚焦超声治疗系统提供目标可视化和目标定位的好处。具体而言，进 行聚焦超声治疗步骤之前，先可对患者进行成像，以定位块并/或设计超声束的轨迹。例 如，利用显示的体内区域的影像，可以绕目标组织块限定治疗边界，并且可以绕不应暴露于 超声能量束中的组织限定障碍边界。然后，可以基于这些限定的边界操作超声换能器。治 疗中，可对患者进行连续成像以保证目标组织块得到治疗而没有损伤周围的健康组织。磁共振成像(MRI)引导提供的另外益处在于体内温度测绘，这可用于验证每次施 加超声能量(即声处理)以杀死目标组织块或其一部分过程中达到了足够的温度。使用与 图像处理结合的传统MR成像技术以从MRI数据中提取温度，在每次声处理期间通过测量被 加热的一部分组织块的温度变化(升高)来完成温度测绘。因而，在组织切除预测处理过 程中，准确的温度测量使得可验证聚焦区的正确位置，并计算治疗期间的累计热剂量。如基于MRI的当前影像引导的超声治疗系统假定声学换能器相对于待治疗的组 织处于预定且已知的位置。这种情况下，由成像设备、治疗设备和患者限定的各个坐标系保 持彼此对齐。然而，如果检测到换能器或者患者未经计划的运动，这些坐标系中一个或两个 坐标系就和另外的坐标系不再对齐。就这点来说，治疗过程必须停止并重新计划超声束的 轨迹。这使治疗过程效率非常低，可能产生较大延误。有些影像引导的超声治疗系统使用 机械对准的成像和超声换能器排列，或者使用相同换能器进行成像和治疗任务。这些情况 下，如果换能器移动的话，治疗系统的坐标和成像系统的坐标保持对齐。然而，如果患者移动的话，定义目标组织区域的患者坐标系就和成像和治疗坐标系不再对齐。当代系统要求患者、成像和治疗这三个坐标系关于彼此锁定或者持续对齐，从而可以保证并验证对目标组织区域进行治疗而没有损伤周围的健康组织。传统的，这通过如 上面简单讨论的成像和治疗换能器的机械对准以及目标组织区域的静止不动实现。然而， 换能器控制电路中的电相位改变和电阻抗改变还会造成成像和治疗束未对准，即，造成成 像和治疗坐标系之间的不对齐。此外，患者治疗组织区域的静止不动实际上不是总能实现 的。例如，释放热剂量后，例如，进行超声处理，需要冷却期间以避免在靠近目标组织 块的健康组织处逐步建立的有害且引起疼痛的热。这一冷却期间可能明显比热剂量期间要 长。由于彻底治疗目标组织块可能需要很多的声处理过程，所需的总时间十分可观的。这 意味着患者必须在成像设备内很长时间保持静止不动，这可能很令人紧张。同时，切除整个 目标组织块也很关键的(例如，对于恶性癌肿瘤)，不能仅为了患者的舒适的缘故而在过程 中采取捷径。因此，利用影像引导的聚焦治疗系统仅限于治疗具有小运动幅度的组织块或 者那些易于固定不动的组织块。最近，已提出当运动是周期性时(例如，由如心动周期和呼吸周期的生理周期引 起的运动)，目标组织块相对于MRI设备和超声换能器的运动可被补偿。参看Denis de Senneville,B. ,Mougenot,C.,禾口Moonen,C.,Real-Time Adaptive Methods for Treatment of Mobile Organs byMRI-Controlied High-Intensity Focused Ultrasound, Magnetic Resonance inMedicine 57 :319_330 (2007)。具体而言，可将当前治疗过程中获得的目标组 织块的MRI和治疗过程之前的周期循环中获得的目标组织块的参考MRI图像进行比较，然 后信息可被用于预测目标组织块相对于MRI设备和超声换能器的偏移。然后，换能器产生 的超声束可被实时电子控制，以连续将超声束的聚焦区保持在运动的目标组织块。虽然当 跟踪根据周期循环运动的目标组织块时，本技术可能是成功的，但是其不能应付目标组织 块的非周期运动，例如，患者在成像设备内移动时。因而，仍需要一种实时使成像设备、治疗设备和目标组织块之间的相对偏移相关 的改进的方法和系统。
发明内容
根据本发明的第一方面，提供了一种影像引导的治疗系统。该系统包括被配置来 发射治疗能量束的热治疗设备。一个实施例中，热治疗设备是被配置来经皮将能量束传输 到患者体内的外置热治疗设备。另一个实施例中，热治疗设备是超声换能器，这种情况下， 能量束是超声能量束。例如，超声换能器可以包括多个独立控制的换能器单元，并且可以通 过调整施加给各个换能器单元的各个驱动信号的相位、频率和幅度中的一个或多个控制热 剂量特性。该系统还包括被配置来获得目标组织块和热治疗设备的图像的成像设备(例如 磁共振成像(MRI)设备)。一个实施例中，热治疗设备和成像设备是不同设备，虽然热治疗 设备和成像设备可以是同一设备。该系统还包括控制器，被配置来控制热治疗设备的热剂量特性以将能量束聚焦 在位于患者体内区域的目标组织块；和处理器，被配置来基于获得的图像在共同坐标系 (例如三维坐标系)中跟踪热治疗设备和目标组织块各自的位置。可选地，系统包括被配置来显示获得的图像的显示器。一个实施例中，处理器被配置来在热治疗设备和目标组织块之间的非周期性相对 运动期间跟踪热治疗设备和目标组织块各自的位置。可以多种方式中任何一种跟踪热治疗 设备和目标组织块各自的位置。例如，处理器可被配置来以下列方式跟踪热治疗设备和目 标组织块各自的位置通过分析获得的图像中和热治疗设备和目标组织块之一或者两者相 关的基准标志；通过向和热治疗设备和目标组织块之一或者两者相关的定位单元发射信号 或者接收来自该定位单元的信号；或者通过比较获得的图像和一个或多个参考图像。可以多种方式中任何一种使用热治疗设备和目标组织块的被跟踪的位置。例如， 控制器可被配置来基于热治疗设备和目标组织块的被跟踪的位置来自动调整热治疗设备 的一个或多个热剂量特性(例如，通过调整热治疗设备的电参数和/或机械参数)，以补偿 热治疗设备和目标组织块之间相对位置的改变。本例中，系统可选地包括用户界面，被配置 来使系统操作员通过获得的图像限定目标组织块的治疗边界；这样的话，控制器可被配置 来自动控制热治疗设备的热剂量特性以将能量束聚焦于目标组织块限定的治疗边界内。用 户界面还可被配置来使系统操作员限定组织的障碍边界，这种情况下，控制器还可进一步 被配置来控制热治疗设备的热剂量特性，以避免用能量束扫过限定的障碍边界。如另一个 例子，处理器可被配置来基于热治疗设备和目标组织块的被跟踪的位置跟踪目标组织块的 经治疗区域和未治疗区域。根据本发明的第二方面，提供了另一种影像引导的治疗系统。该系统包括被配置 来发射具有聚焦区的治疗能量束的热治疗设备和被配置来获得目标组织块的图像的成像 设备。热治疗设备和成像设备可以具有上述的同样特征。系统还包括控制器，被配置来控 制热治疗设备的热剂量特性，以将能量束的聚焦区设置在和位于患者体内的目标组织块一 致的区域；以及处理器，被配置来基于获得的图像实时跟踪能量束的聚焦区和目标组织块 之间的相对非周期运动。可选地，系统可包括被配置来显示获得的图像的显示器。一个实施例中，在共同三维坐标系中跟踪能量束的聚焦区和目标组织块之间的相 对非周期运动。另一个实施例中，处理器被配置来在共同三维坐标系中跟踪能量束的聚焦 区和目标组织块之间的相对非周期运动。可用多种方式中任何一种跟踪能量束的聚焦区和 目标组织块之间的相对非周期运动。例如，可用上述的任何一种示例技术在热治疗设备和 目标组织块之间的非周期性相对运动期间跟踪热治疗设备和目标组织块各自的位置，或者 如果获得的图像是热敏图像，可以分析在热敏图像中的能量束聚焦区的热信号标志。可用多种方式中任何一种使用热治疗设备和目标组织块之间被跟踪的相对非周 期性运动，其中包括上述方式。例如，控制器可被配置来根据能量束的聚焦区和目标组织块 之间的被跟踪的相对非周期性运动来自动调整热治疗设备的一个或多个热剂量特性(例 如，通过调整热治疗设备的电参数和/或机械参数)，以补偿热治疗设备和目标组织块之间 的相对位置变化。本例中，系统可选地包括具有上述相同功能的用户界面。如另外的例子， 处理器可被配置来基于热治疗设备和目标组织块之间的被跟踪的相对非周期性运动跟踪 目标组织块的经治疗区域和未治疗区域。通过阅读下面对优选实施例的详细描述，本发明的其他方面和特征将变得显而易 见，这些实施例用于说明而非限制本发明。
附图示出本发明优选实施例的设计和用途，其中用共同的参考标号指示类似的元 件。为了更好地理解如何实现本发明的上面列举的和其他的益处以及目的，通过参考附图 所示的本发明的具体实施例给出对上文简述的本发明的更具体描述。要理解，这些附图仅 示出本发明的典型实施例，因而不用于限制本发明的范围，参考附图描述和说明本发明更 多特征和细节，其中图1是根据本发明一个实施例构造的影像引导的治疗系统的框图；图2是图1的系统中用于治疗位于患者体内区域的目标组织块的超声换能器的平 面图；图3是用电驱动信号控制的图2的超声换能器的截面视图；图4A是图2的超声换能器的一个实施例的顶视图；图4B是图2的超声换能器的替代实施例的顶视图；图5是用图1的系统执行一系列声处理进行治疗的组织块的截面视图；图6A-6C是图1的系统执行的一系列声处理过程中目标组织块的经治疗区域和未 治疗区域的二维像素表示；以及图7为说明图1中的系统的操作方法的流程图，该方法用于治疗患者体内的目标 组织块。
具体实施例方式总体参看图1，现在描述根据本发明一个实施例设置的影像引导治疗系统10。系 统10被设计用于由系统操作员12操作以治疗患者14体内区域中的目标组织块16(例如 肿瘤)。系统10总体包括聚焦热治疗子系统18、患者台20、成像子系统22、计划器24、用户 界面26和运动补偿处理器28。应当注意到图1所述部件本质上仅为功能性的，并不用于以 任何方式限制执行这些功能的结构。例如，几个功能块可以实现在一个设备中，或者一个功 能块可在多个设备中实现。而且，可用硬件、软件或固件来执行功能。进一步参看图2，热治疗子系统12包括被配置来将能量束32传送到患者14体内 的目标组织块16的热治疗设备30。能量束32通过将能量束的功率作为热传送到目标组 织块16而使目标组织块16的温度升高。能量束32聚焦在目标组织块16上，以使目标组 织块16的温度升高到该块被破坏的温度。组织中的热分布由能量束32的聚焦区34中的 能量密度、组织的声学参数，以及某种程度上还由施加能量束持续的时间控制。所示实施例 中，热治疗设备30配置为至于患者14体外，这种情况下，能量束32经过皮肤传送到患者14 体内，这样，能量束32聚焦在距患者14皮肤表面36 —定距离的目标组织块16上。皮肤表 面36到目标组织块16的距离是包括健康组织的近场。近场中的组织不受能量束32损伤 是很重要的。因而，优选地，能量束32聚焦在目标区域内，在该区域，将能量以热的形式传 送到目标组织块16。图3和4A所示的一种实现方式中，热治疗设备30采取相控阵超声换能器的形式， 这种情况下，能量束32采取超声能量束的形式。一个实施例中，换能器30的形状可能是如 “球形帽”的凹面或者碗形；也就是说，其具有基本恒定的曲率半径，这样，换能器30具有限 定一部分球面的内表面38。或者，如图4B所示，换能器30具有基本平坦的结构且/或可包括大体为矩形的外周。应该理解，换能器330可以采用多种几何形状设计。此外，系统10的 替代实施例可以使用聚焦辐射体、声波透镜或者声波反射器来实现对波束32的最优聚焦。 优选实施例中，换能器30的外径介于大约2厘米和16厘米之间。超声换能器30将电驱动信号(下文对此进行详细描述)转换成超声束32形式的 超声功率。具体而言，超声换能器30包括多个换能器单元40，每个换能器单元40包括压电 材料或者类似硅基换能器的其他材料，这样，用接近压电材料或者硅换能器的谐振频率的 正弦信号驱动时，换能器单元40根据激励正弦信号的相位和幅度振动，从而产生期望的超 声能量束32。换能器30的示例实施例沿径向分成6个同心圆环42，沿圆周方向分8个绕中 轴46放置的扇形44，从而将换能器30分成48个换能器单元40。或者，可将换能器30 分成任意期望数目的圆环42和/或扇形44。所示实施例中，每个换能器单元40的形 状为弧形的，但是，每个换能器单元40可具有多种几何形状中的一种或多种形状，例如， 六边形、三角形、正方形等。图4B的图示中示出了一种不同的实现方式，其中，阵列是平 坦的，具有各向同性地遍布于表面上的大量单元。然而，换能器14的结构对本发明不 重要，可以使用多种公知的超声换能器中的任一个，如，平面圆形阵列、线性阵列等。例 如，可在 Cain, C and Umemura, S. , "Concentric-Ringand Sector-Vortex Phase-Array Applications for Ultrasound Hyperthermia，，，IEEE Transactions on Microwave Theory and Techniques, Vol.MTT-34, No. 5，pages 542-551 (May 1986) ^Fjield, T. and Hynyen, K. , "The CombinedConcentric-Ring and Sector-Vortex Phased Array for MRI Guided UltrasoundSurgery，，，IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics,and FrequencyControl, Vol. 44，No. 5，pages 1157-1167 (Sept. 1997)中找到适用于系统 10 的 超声换能器构造的更多信息，在此通过引用将这些内容明确并入。热治疗子系统18还包括电驱动器48，每个换能器单元40单独以传统方式和电驱 动器48耦合。电驱动器48被配置来以一个或多个频率向换能器单元40提供电驱动信号 50，频率优选地为射频(RF)，例如，从0. 25MHz到10MHz，更优选地从0. 5MHz到3. 0MHz。向 换能器单元40提供电驱动信号50时，如本领域技术人员公知的，换能器30从其内表面38
发出超声能量。现在具体参看图1，热治疗子系统18还包括耦合到换能器30的机械驱动器52 (或 定位器)。一个实施例中，机械驱动器52可被操作来在垂直于换能器30轴的平面内与换 能器30共同进行移动，并且控制换能器30的翻滚和俯仰。题为“Mechanical Positioner for MRI Guided UltrasoundTherapy System” 的美国专利 No. 6，582，381 公开了优选机械 驱动器(或定位器)，在此通过引用将该专利明确并入。热治疗子系统18还包括聚焦超声(FUS)控制器54，其通过电驱动器48和机械驱 动器52控制换能器30的热剂量特性。热剂量特性可以包括超声束32的持续时间和功率、 超声束的频率和超声束32的聚焦区34的位置和大小。为了控制换能器30的热剂量特性， FUS控制器54耦合到电驱动器48，以控制驱动信号50(图3所示)的电参数(例如，幅度、 频率和/或相位及持续时间)，并由此控制由各个换能器单元40发出的超声能量的电参数。 例如，FUS控制器54可以控制驱动信号50的幅度，以控制由换能器30传送的超声能量的 强度，和控制驱动信号50的相位和频率以控制聚焦区34的位置、形状和大小和/或调整焦平面的焦距(实质上是位置的子集)(也就是换能器30表面到聚焦区34的中心的距离)。 也可以调整驱动信号50的频率以优化聚焦区34内的能量密度。为了提供聚焦区34的精 确定位、动态移动和重新确定聚焦区形状，希望可以相对快速地调整每个换能器单元40的 相位和/或幅度，例如，在微秒范围内。为了进一步控制换能器30的热剂量特性，并且特别 是聚焦区34的位置，fus控制器54还耦合到机械驱动器52，这样，可以调整换能器30的机 械位置以将聚焦区34移动到期望位置。题为“System and Methods for Controlling Distribution of AcousticEnergy Around a Focal Point Using a Focused Ultrasound System，，的美国专利No. 6，506，171， 题为 “Systems and Methods for Reducing Secondary HotSports in a Phase Array Focused Ultrasound System，，的美国专利 No. 6，419，648 和题为 “Systems and Methods for Creating Longer NecrosedVolumes Using a Phased Array Focused Ultrasound System”的美国专利No. 6，613，004公开了获得特定焦距和形状的更先进技术，在此通过引 用将这些专利全部明确并入。如下面进一步具体描述的，值得注意的是，fus控制器54基于运动补偿处理器28 提供的信息、基于超声束32的聚焦区34和目标组织块16之间的所跟踪的相对运动自动控 制换能器30的电特性和机械特性，以将超声能量束32的聚焦区34位置保持在目标组织块 16内。一个实施例中，fus控制器54基于换能器30和目标组织块16被跟踪的位置自动控 制换能器30的电特性和机械特性，以补偿治疗设备和目标组织块之间的相对位置的任何 变化。还参看图1，患者台56包括填充有脱气水或类似可传播声波的液体的腔58，换能 器30放置在腔中。或者，腔58可以放置在安装在活动臂上的填充液体的袋子内，活动臂可 挨着患者身体放置(未示出)。患者台56还包括可在其上放置患者14的柔性薄膜60。薄 膜60由基本对超声波通透的材料构成，如Mylar 、聚氯乙烯(pvc)或者其他的适当塑料 材料。在薄膜60上提供的填充有液体的袋子(未示出)可以容易地符合放置在台56上的 患者14的轮廓，从而声耦合患者14和腔58内的换能器30。另外的或替代实施例中，可以 在患者14和薄膜60之间提供超声耦合剂、水或其他液体(未示出)以有助于进一步的声 華禹合。所示实施例中，成像子系统22被配置来快速(即实时)获得目标组织块16的三 维图像。明显地，如下面详述的，是否实时获得图像取决于目标组织块16预期移动的速度 以及跟踪目标组织块16的运动时可容许的误差。例如，如果预期目标组织块16最快可以 10cm/sec移动，跟踪误差小于1mm，那么优选的成像子系统22每秒至少产生100幅图像。如 果目标组织块16按照周期循环运动(例如，心动周期引起的肝脏运动可以是4cm/sec)，目 标组织块16的运动就更可预测，但是如果目标组织块16非周期循环运动(例如，由患者14 的通常动作引起的运动)，目标组织块15的移动就不可预测。优选地，成像子系统22获得 图像的速率至少5幅图像/秒，更优选地，大于10幅图像/秒，最优选地，大于50幅图像/ 秒。所示实施例中，成像子系统22采取为磁共振成像(mri)子系统的形式，其通常包 括高磁场磁体62、梯度场放大器64、射频(rf)发射器66、射频接收器68、mri控制器70、 mri处理器72和显示器74。
磁体62可以与患者台56结合，并包括用于将患者14容纳在其中的区域。如本领 域所公知的，磁体62在患者14身上提供稳定的、相对均勻的磁场。梯度场放大器64以公 知方式产生改变由磁体62产生的静态磁场的磁场梯度。RF发射器66产生RF脉冲序列或 者其他信号并将其发射到患者14，以使目标组织块16发出响应信号，响应信号可包括自由 感应衰减(FID)信号和/或回声信号。优选实施例中，RF发射器66包括磁体62中的RF线 圈(未示出)和脉冲发射器(也未示出)，脉冲发射器可具有由合成器(未示出)提供的 和/或由MRI控制器70控制的脉冲发射器频率。RF接收器68感测未经处理的MR响应信 号。RF接收器68可以包括独立于RF发射器66的一组RF线圈(未示出)。或者，可以提 供RF发射器/接收器(未示出)，其被配置来在发射RF脉冲序列的发射模式以和感测MR 响应信号的接收模式之间交替工作。可以靠近目标组织体积放置其他的仅用于接收的或者 接收/发射MR成像线圈(未示出)，以获得更好的局部成像质量。MRI控制器70提供或以其他方式控制用于操作MRI子系统22的时序序列。例如， 时序序列可以包括指示RF发射器66发射RF脉冲序列和/或指示RF接收器68监听MR响 应信号的一个或多个信号。对于提供RF发射器/接收器的替代实施例，MRI控制器70可以 通过例如将RF发射器/接收器的RF线圈在发射和接收模式之间切换来控制该操作。MRI 处理器72可以包括模数转换器和/或图像处理器(两个都未示出)，用于接收来自RF接收 器68的MR响应信号，并以传统方式产生在显示器74上显示的MR图像。另外的或者作为替代，MRI处理器72可以快速地获得患者14的热敏图像。这 种热敏图像可以叠加在其他医疗诊断图像(如传统MR图像)上，或者提供在单独的显 示器上。优选地，可以同时对目标组织块16和聚焦超声子系统22加热的区域两者进行 成像，从而使操作者可以验证加热的区域(即聚焦区34)对应于目标组织块16。在题为 "MRI-Based TemperatureMapping with Error Resolution" ^^ H^^J No. 6, 559, 644 禾口 题 为"ThermalImaging of Fat and Muscle Using a Simultaneous Phase and MagnitudeDouble Echo Sequence”的美国专利No. 6，618，608中可找到关于获得热敏MR图 像的系统和方法的更多信息，在此通过引用将这些专利明确并入。明显地，为了响应于内脏(如肝脏、肾脏、脾脏、心脏等)的运动快速调整超声能量 束32的聚焦区34相对于目标组织块16的位置，希望MR成像器22尽可能快地产生MR图 像。为此，优选地，MR成像器22以相对小的扫描窗口获取目标组织块16的图像。像这样， 不调整MR成像器22，运动的目标组织块16可能会移出MR成像器22的扫描窗口之外。为 了对此进行补偿，下文即将详细描述的运动补偿处理器28向MRI控制器70发送控制信号 以调整扫描窗口的位置，以对应目标组织块16的位置。计划器24自动制定治疗计划，治疗计划包括由热剂量特性代表的一系列治疗位 置。治疗计划的目的是保证通过计划一系列声处理(即，超声束32的不同应用)完全切除 目标组织块16，如图5所示，声处理在目标组织块16内的多个不同点应用一系列热剂量，从 而获得足以治疗整个目标组织块16的复合热剂量。计划包括前述根据缺省参数确定的热 剂量特性，如热剂量阈值、每个热剂量的最大允许能量、每个治疗位置的热剂量持续时间、 超声应用(声处理)之间的冷却时间、声处理的网格密度(多少声处理应重叠)、换能器30 的物理参数、或者解剖和解剖限制。为了制定治疗计划，计划器24从用户界面26接收输入。例如，一种实现方式中，用户通过用户界面26指定临床应用方案，即，胸、骨盆、眼睛、俯卧等。临床应用方案的选择 可以控制至少一些缺省参数。其他实现方式中，一些或者全部这些参数都通用户界面16作 为用户指定的参数输入。此外，用户可以通过用户界面26编辑任何缺省参数。一个实现方 式中，用户界面26包括图形用户界面(GUI)。这种情况下，用户采用鼠标或触摸屏导航通过 显示器74或其他显示器所显示的菜单或选项，以进行适当的选择并提供所需信息。为了进一步帮助制定治疗计划，计划器24使用MRI子系统22提供的图像连同用 户界面26提供的输入。一个实现方式中，图像用于限定目标组织块16周围的治疗边界，例 如，通过跟踪显示器74上显示的图像上的线条。图像是三维的情况下，可以在三个维度限 定治疗边界。图像还可用于限定组织周围的障碍边界，障碍边界反射声波(如气体)，或者 是对热照射不同敏感的骨头或组织。有几种方法用于改变或更新治疗计划。例如，每次声处理结束时，目标组织块16 内都可能存在累积治疗未覆盖的区域。每次声处理之后，可以考虑经治疗区域和未治疗区 域以产生更新的治疗计划。为了实现对未治疗区域的跟踪，如图6A-6C所示，每个目标组织 块16可被保存为由(y)和(x)坐标分类的像素范围的二维链表。明显地，如果目标组织块 16要表示成三维块的形式，目标组织块16可被保存为三维像素范围的三维链表。如图6A所示，用较淡像素的连续区域78代表目标组织块16。然后，用数据结构80 代表像素分布。这种表示类型称为“行程编码”。数据结构80包括指示包括目标组织块16 的像素的行的链表82。因而，对于行1，表元素82a指示从1到2的像素范围包括目标组织 块16的一部分，表元素82b指示从7到7的像素范围包括目标组织块16的一部分，并且表 元素82c指示11到11的像素范围包括目标组织块16的一部分。对于行2，表元素82d指 示从1到3的像素范围包括目标组织块16的一部分，表元素82e指示从7到11的像素范 围包括目标组织块16的一部分。对于行3，表元素82f指示从1到11的像素范围包括目标 组织块16的一部分。对于行4，表元素82g指示从1到10的像素范围包括目标组织块16 的一部分。还可以看到行0和行5不包括目标组织块16的一部分。因而，数据结构80中 的这些行不包括任何像素范围。进行声处理之后，用和图6A所示的未治疗区域相同的方式显示被破坏的目标组 织块16的面积(经治疗区域)，并且从未治疗区域中减掉经治疗区域，以限定目标组织块 16内剩余的未治疗区域。几次声处理之后，可用如图6B所示的较淡像素的连续区域78表 示目标组织块16。这种情况下，对于行1，表元素82h指示从1到2的像素范围包括目标组 织块16的一部分，以及表元素82i指示从6到11的像素范围包括目标组织块16的一部 分。对于行2，表元素82j指示从2到3的像素范围包括目标组织块16的一部分，表元素 82k指示从7到7的像素范围包括目标组织块16的一部分，表元素821指示从11到11的 像素范围包括目标组织块16的一部分。对于行3，表元素82m指示从1到11的像素范围包 括目标组织块16的一部分。对于行4，表元素82n指示从4到9的像素范围包括目标组织 块16的一部分。几次声处理之后，可用图6C所示的较淡像素的连续区域78表示目标组织 块16。这种情况下，对于行2，表元素82o指示从1到1的像素范围包括目标组织块16的 一部分，表元素82p指示从8到10的像素范围包括目标组织块16的一部分。对于行4，表 元素82q指示从1到3的像素范围包括目标组织块16的一部分，并且表元素82r指示从10 到10的像素范围包括目标组织块16的一部分。题为“Focused UltrasoundSystem withMRI Synchronization"的美国专利No. 6，618，620描述了跟踪目标组织块中的未治疗区域 的更多细节，在此通过引用将该专利明确并入。将治疗计划或经修改的治疗计划传给运动补偿处理器28，其计算由FUS控制器54 用于通过电驱动器48和机械驱动器52控制换能器的热剂量特性的电和/或机械参数。限 定了治疗边界和障碍边界的情况下，FUS控制器54将超声能量束聚焦在目标组织块的限定 的治疗边界内，和/或避免用超声束32扫过限定的障碍边界。值得注意的是，运动补偿处理器28被配置来基于MRI子系统22获得的图像实时 跟踪超声能量束32的聚焦区34和目标组织块16之间的相对运动。由运动补偿处理器28 跟踪的相对运动可以是非周期性的(例如，MRI子系统22内的患者的随机运动)。由运动 补偿处理器28跟踪的相对运动也可以是周期性的(例如，由生理参数如呼吸周期和/或心 动周期引起的器官运动)。明显地，超声束32的聚焦区34位置和成像坐标系中换能器30 的位置有直接关联。因而，运动补偿处理器28可以通过基于获得的图像跟踪换能器30和 目标组织块16在共同的三维坐标系(具体为成像坐标系)中各自的位置直接跟踪超声能 量束32的聚焦区34相对于目标组织块16的相对运动。一种实现方式中，可以通过比较当前获得的换能器30和目标组织块16的图像和 参考图像来定位换能器30和目标组织块16。例如，可以通过在换能器30的MR图像和预 定的图形模板之间进行图像模板匹配来定位换能器30，从而推断出换能器30在图像坐标 系中的坐标，该预定的图像模板是根据所使用的视区确定大小的。可以通过对当前获得的 目标组织块16的图像和目标组织块16的参考图像执行基于图像的最大相关算法来定位目 标组织块16。替代实现方式中，不进行图像比较，而是通过在换能器30上放置定位单元31 定位换能器30。例如，定位单元31可以是基准单元，这种情况下，可用传统方法定位MR图 像内代表基准单元的假象，从而定位换能器30。如另外一个例子，定位单元31可以是发射 和/或接收信号的传输/发射/感测单元。作为非限定性的例子，发射/感测单元31可以 是MR跟踪设备，如填充了 MR敏感材料的微线圈，或者是基于梯度的跟踪设备，如对梯度磁 场变化敏感的微线圈，这样，可以相对于MRI子系统22定位微线圈(并且由此定位换能器 30)。无论如何，确定的换能器30和目标组织块16的坐标可以等于任何数，但是，一个实现 方式中，坐标可以为六个(例如，x、y和z直角坐标和偏航、俯仰和翻滚坐标)或者这些坐 标的一个子集(例如4个)。虽然上述的运动补偿处理器28通过跟踪换能器30的位置间接跟踪超声能量束 32的聚焦区34的位置，但是，作为替代或者可选地，运动补偿处理器28可以从图像直接跟 踪超声能量束32的聚焦区34相对于目标组织块16的位置。例如，可以通过分析可选的热 敏图像，并确定热敏图像中的“热点”或者热信号标志来定位超声能量束的聚焦区34，热敏 图像中的“热点”或者热信号标志对应于传统MR图像中聚焦区34相对于目标组织块16的 位置。聚焦区34根据生理周期偏移的情况下，用治疗阶段之前获得的MR图像构造运动图 册，并比较治疗期间当前获得的各个MR图像和图册中存储的图像。Denis de Senneville, B. ,Mougenot,C.,禾口 Moonen,C. ,Real-Time Adaptive Methods for Treatment of Mobile Organs byMRI-Controlied High-Intensity Focused Ultrasound, Magnetic Resonance inMedicine 57 =319-330(2007)公开了该技术的更多细节，在此通过引用将其明确并入。运动补偿处理器28使用超声能量束32的聚焦区34和目标组织块16之间被跟踪的相对位置连续重新计算或者改变之前基于计划器34产生的治疗计划计算的电参数和/ 或机械参数的标称值。将这些调整过的电参数和/或机械参数值传送给FUS控制器54，其 自动调整换能器30的热剂量特性，以将超声能量束32的聚焦区34位置保持在目标组织块 16，或者以其他方式补偿换能器30和目标组织块16之间的相对位置的变化。如前所述，可通过控制电驱动器48和机械驱动器52改变换能器30的热剂量特 性，尤其是改变超声能量束32的聚焦区34位置。为了实时补偿换能器30和目标组织块16 之间的相对运动，必须尽可能快地修改换能器30的热剂量特性，因而，优选地，至少部分通 过控制比机械驱动器52快的电驱动器48调整超声能量束32的聚焦区34位置。作为补偿换能器30和目标组织块16之间的相对运动的替代或者补充，调整的电 参数和/或机械参数值被传送给计划器24，这样可以更精确地跟踪目标组织块16的经治疗 的和未治疗的区域。即，通过知道每次声处理中超声能量束30的聚焦区34之间的相对位 置，可以更精确地生成链表82。描述了系统10的结构和功能后，进一步参看图7描述治疗目标组织块16时系统 10的操作。最初，系统操作员12通过用户界面26选择适当的临床应用方案，之后，计划器 24或者FUS控制器54选择或改变缺省参数(步骤100)。选定临床方案后，用MRI子系统 22获得目标组织块16的相关MR图像(步骤102)。接下来，系统操作员12使用获得的MR 图像通过用户界面定义治疗边界和障碍边界(步骤104)。然后，系统操作员12可以通过用 户界面输入其他缺省参数，或者修改之前定义的缺省参数(步骤106)。然后，计划器24基 于定义的治疗边界和障碍边界以及缺省参数自动制定治疗计划(步骤108)。接下来，系统 操作员12可以通过用户界面26编辑治疗计划，例如，通过增加或删除治疗边界和/或障碍 边界，改变一些或全部治疗点的位置，或者改变热剂量特性(步骤110)。如果编辑了治疗计 划，过程返回步骤108，重新制定/重新计算治疗计划。一旦确定治疗计划，系统10关于聚 焦区34相对于目标组织块16的位置的正确对齐被验证(步骤112)。验证步骤可以包括 在目标组织块16的预定处施加低能热剂量，产生热敏图像，以保证聚焦区34位于目标组织 块16内。如果系统10未能正确对齐，可以通过用户界面36操作FUS控制器54，以通过机 械驱动器52调整换能器30的机械位置，然后可将机械驱动器52的机械位置设为“原始”位 置(步骤114)。然后过程返回步骤112，重新验证系统10的对齐。一旦验证完成后，执行 治疗计划(步骤116)。在治疗计划的执行步骤中，可以通过操作聚焦超声子系统18进行声处理，同时通 过MRI子系统22获取图像。MRI图像可以是随着执行治疗计划的每个步骤的热敏图像序 列。这些图像显示每次连续热剂量所造成的实际热剂量分布。值得注意的是，在执行治疗 计划时，位置补偿处理器28跟踪超声能量束30的聚焦区34和目标组织块16之间的相对 位置，并计算将聚焦区34保持在目标组织块16的期望位置所需的电参数和/或机械参数， FUS控制器54控制电驱动器48和/或机械驱动器52，以调整换能器30的热剂量参数。运 动补偿处理器28还可以基于聚焦区34和目标组织块16之间的被跟踪的相对位置跟踪经 治疗和未治疗的目标组织块16区域。虽然示出和描述了本发明的特定实施例，应该理解，其意图不在于将本发明限于 这些优选实施例，可以不背离本发明的精神和范围而进行各种修改和改变，这对本领域技 术人员是显见的。因而，本发明意在包括权利要求限定的本发明的精神和范围内包括的替代、修改和等价方式。
权利要求
一种影像引导的治疗系统，包括配置来发射治疗能量束的热治疗设备；配置来获得目标组织块和所述热治疗设备的图像的成像设备；控制器，配置来控制所述热治疗设备的热剂量特性，以将所述能量束聚焦在位于患者体内区域的目标组织块；以及处理器，配置来基于所述获得的图像在共同坐标系中跟踪所述热治疗设备和所述目标组织块各自的位置。
2.根据权利要求1的系统，其中所述热治疗设备是配置来经皮将所述能量束传输到所 述患者体内的外置热治疗设备。
3.根据权利要求1的系统，其中所述热治疗设备是超声换能器，所述能量束是超声能量束。
4.根据权利要求1的系统，其中所述成像设备是磁共振成像(MRI)设备。
5.根据权利要求1的系统，其中所述热治疗设备和所述成像设备是同一设备。
6.根据权利要求1的系统，其中所述共同的坐标系是三维坐标系。
7.根据权利要求1的系统，其中所述处理器被配置来在所述热治疗设备和所述目标组 织块之间的非周期性相对运动期间跟踪所述热治疗设备和所述目标组织块各自的位置。
8.根据权利要求1的系统，其中所述处理器被配置来通过分析所述获得的图像中和所 述热治疗设备和所述目标组织块之一或者两者相关的基准标志跟踪所述热治疗设备和所 述目标组织块各自的位置。
9.根据权利要求1的系统，其中所述处理器被配置来通过向和所述热治疗设备和所述 目标组织块之一或者两者相关的定位单元发射信号或者接收来自该定位单元的信号来跟 踪所述热治疗设备和所述目标组织块各自的位置。
10.根据权利要求1的系统，其中所述处理器被配置来通过比较所述获得的图像和一 个或多个参考图像来跟踪所述热治疗设备和所述目标组织块各自的位置。
11.根据权利要求1的系统，其中所述控制器被配置来基于所述热治疗设备和目标组 织块的被跟踪的位置来自动调整所述热治疗设备的一个或多个热剂量特性，以补偿所述热 治疗设备和目标组织块之间相对位置的改变。
12.根据权利要求11的系统，还包括用户界面，其被配置来使系统操作员通过使用所 述获得的图像限定所述目标组织块的治疗边界；其中所述控制器被配置来自动控制所述热 治疗设备的所述一个或多个热剂量特性以将所述能量束聚焦于所述目标组织块的限定治 疗边界内。
13.根据权利要求1的系统，其中所述处理器被配置来基于所述热治疗设备和所述目 标组织块的被跟踪的位置跟踪所述目标组织块的经治疗区域和未治疗区域。
14.一种影像引导的治疗系统，包括配置来发射具有聚焦区的能量束的热治疗设备；配置来获得目标组织块的图像的成像设备；控制器，配置来控制所述热治疗设备的热剂量特性，以将能量束的聚焦区设置在和位 于患者体内的目标组织块一致的区域；以及处理器，配置来基于所述获得的图像实时跟踪所述能量束的聚焦区和所述目标组织块之间的相对非周期性运动。
15.根据权利要求14的系统，其中所述热治疗设备是配置来经皮将所述能量束传输进 所述患者体内的外置热治疗设备。
16.根据权利要求14的系统，其中所述热治疗设备和所述成像设备是同一设备。
17.根据权利要求14的系统，其中所述处理器被配置来在共同三维坐标系中跟踪所述 能量束的聚焦区和所述目标组织块之间的相对非周期性运动。
18.根据权利要求14的系统，其中所述处理器被配置来通过跟踪所述热治疗设备和所 述目标组织块各自的位置跟踪所述能量束的聚焦区和所述目标组织块之间的相对非周期 性运动。
19.根据权利要求14的系统，其中所述处理器被配置来通过分析所述获得的图像中和 所述热治疗设备和所述目标组织块之一或者两者相关的基准标志跟踪所述能量束的聚焦 区和所述目标组织块之间的相对非周期性运动。
20.根据权利要求14的系统，其中所述处理器被配置来通过向和所述热治疗设备和所 述目标组织块之一或者两者相关的定位单元发射信号或者接收来自该定位单元的信号来 跟踪所述热治疗设备和所述目标组织块各自的位置。
21.根据权利要求14的系统，其中所述处理器被配置来通过比较所述获得的图像和一 个或多个参考图像来跟踪所述能量束的聚焦区和所述目标组织块之间的相对非周期性运 动。
22.根据权利要求14的系统，其中所述获得的图像是热敏图像，并且所述处理器被配 置来通过分析在所述热敏图像内所述能量束的聚焦区的热信号标志跟踪所述能量束的聚 焦区和所述目标组织块之间的相对非周期性运动。
23.根据权利要求14的系统，其中所述控制器被配置来基于所述能量束的聚焦区和目 标组织块之间的被跟踪的相对非周期性运动来自动调整所述热治疗设备的一个或多个热 剂量特性，以将所述能量束的聚焦区位置保持在所述目标组织块处。
24.根据权利要求14的系统，其中所述处理器被配置来基于所述能量束的聚焦区和所 述目标组织块之间的被跟踪的相对非周期性运动跟踪所述目标组织块的经治疗区域和未 治疗区域。全文摘要
一种影像引导的治疗系统，包括配置来发射治疗能量束的热治疗设备(超声换能器)，并且该系统还包括配置来获得目标组织块和热治疗设备的图像的成像设备(如磁共振成像(MRI)设备)。该系统还包括控制器，配置来控制热治疗设备的热剂量特性，以将能量束聚焦在位于患者体内区域的目标组织块；以及处理器，配置来基于获得的图像在共同坐标系中跟踪热治疗设备和目标组织块各自的位置。可选地，系统包括配置来显示获得的图像的显示器。
文档编号A61N7/02GK101888876SQ200880109807
公开日2010年11月17日 申请日期2008年10月1日 优先权日2007年10月1日
发明者B·阿西夫, J·沃特曼, Y·米但 申请人:因赛泰克有限公司