由mri引导的治疗装置和方法

专利名称：由mri引导的治疗装置和方法
技术领域：
本发明涉及对人体施加能量的体内治疗技术，还涉及利用磁共振对这种治疗的监控。
背景技术：
通过从外界施加能量，可以对人类或其它哺乳动物的躯体进行各种形式的治疗。在过高超越体温的治疗技术中，采用从被治疗者身体的外部施加超声波或射频能量，以对各组织进行加热。所施加的能量可以聚焦在体内的一个很小的点上，从而在这个点上将组织加热到足以产生一所需治疗作用的温度。这项技术可以被选用来破坏体内不希望有的组织。例如，可以通过施加热量来破坏肿瘤或其它不希望有的组织，所施加的热量可以将异常组织加热到足以使其被杀死的温度而不会破坏邻近的正常组织，所述温度通常是60℃到80℃。这样一个过程就是通常所说的“热烧蚀”。对过高超越体温的其它治疗手段包括有选择地对组织进行加热，以便有选择地激活一药物，或促使被治疗者体内的某一选定部分产生其它一些生理变化。在其它治疗方法中，可利用所施加的能量来破坏体内的异物或沉积物，如超声波碎石。
磁共振技术可用于医学成像，以便进行诊断。在磁共振成像方法中，被治疗者的需成像区域系处于一强磁场内。对被治疗者的处于成像体积内的组织施加射频信号。在此情况下，原子核受到所施加射频信号的激励，发出微弱的射频信号，该信号被称作磁共振信号。通过在进行过程中对磁场施加一个适当的梯度，就能从一个有限的区域内，例如被治疗者的组织的一个二维切片，有选择地获得磁共振信号。可以使来自切片不同部分的信号的频率和相位随着其在切片上的不同位置而变化。利用这种已知技术，可以使来自切片不同部分的信号退褶合(deconvolute)，并由这些信号推断切片内每个点上的各组织的特性。
已经有很多人建议利用磁共振来监控和引导在体内施加能量的过程。例如，如可援引在此以作参考的美国专利4,554,925、4,620,546、4,951,688和5,247,935中所揭示的那样，特定的已知磁共振作用是对温度敏感的，因而利用这些作用获取的磁共振数据可指示各组织的温度变化。例如，一个被称作T1或自旋点阵松弛时间的磁共振参数是随温度变化的。如果启动磁共振成像设备以获取被治疗者体内的各种体积元素或“体素”的T1值，则不同体素的数据将随温度而变化，至少在一具有大致相同组份的组织内是这样的。可以将这些数据描绘成一可视图像，所显示图像的亮度或颜色的变化可以表示不同的温度。因此，通过在人体施加能量的过程中对这样一个可视图像进行监控，就可以监控体内被加热的部位。通过监控受热区域的T1，就可以监控加热的程度。除T1以外的其它磁共振参数也可以用同样的方式来描绘或监控。
虽然这些方法是众所周知的，但它们还是没有被医学界广泛地采纳。通常用于医学诊断的磁共振成像仪器包括被布置成可施加强磁场的大型且精密的磁铁，所述磁场的强度是，在直径一般为10cm或更大的相对较大的成像体积内有1特斯拉或更高的磁通密度。给定的磁共振成像静磁场磁铁严格地限制了通达被治疗者的通路。例如，一个螺线管空气芯型超导磁铁可以具有一围绕一个管状的被治疗者接纳空间的超导线圈。被治疗者躺在一张床上，该床被送入所述管状空间，使病人的需成像部分处在该管状空间内。铁芯磁铁通常具有铁磁框架，它们限定了相对的两个磁极和介于磁极之间的被治疗者接纳空间。有永磁铁或电磁铁联系于框架，以提供所需的磁通。按照不同的磁铁设计，在磁共振仪器的工作过程中，超导线圈或框架可能会阻碍通达病人的通路。此外，由于通常用于医学的磁共振成像仪器是昂贵的、固定的结构，因而占用该仪器化费很高。由于施行过高超越体温。由于施行过高超越体温的治疗过程通常需要相当多的时间，因而病人占用磁共振仪器来进行该治疗过程费用就很高。另外，由于此类仪器通常只是建立在专门的成像中心或医院的放射科内，因而利用该成像仪器来进行治疗会给病人以及主治医生带来很大不便。因此，尽管迄今为止已经有了很多由MRI引导的对过高体温的治疗方法和设备，但是对这些方法和设备的改进，人们仍有着相当大的、没有得到满足的要求，即要求降低成本，并提高便利性。
另外，还需要对此类过高体温的治疗方法作进一步的改进。医生通常用手来使能量施加装置对准，并施加所谓“限值以下”剂量的能量，这些能量可对组织进行轻微的加热，但是不足以导致组织内发生永久性变化。随后，医生可以观察一磁共振图像上的受热点的位置，以确定该能量施加装置是否已对准被治疗者体内的所需部位。
病人体内组织对所施能量的响应是变化的。诸如比热和导热率之类的组织特性方面的差别将导致由于吸收特定数量的能量而产生的温度变化有所差异。各组织对所施能量的吸收“敏感度”或趋势也随位置的不同而变化。因此，当装置已经对准某一特定点之后，医生必须这样来施加一个治疗剂量，即，逐步增大对该特定点所施加的能量，并借助磁共振信息来监控该点的温度变化，例如，通过用肉眼观察显示出来的磁共振图像来实现。
通常，在能量施加装置的每次操作过程中，受热点是相对较小的，例如直径为1mm至3mm的点。为了治疗病人体内的一个较大区域，必须将所述点重新定位多次。所有这些都需要相当多的时间和精力。另外，该过程的误差可能会导致相邻器官受损。例如，通常需施加热能来治疗良性的前列腺增生或前列腺肿瘤。如果医生误将能量施加装置对准了尿道并启动而施加一治疗剂量时，就可能破坏尿道脆弱的结构。因此，希望能对热能治疗进行改进，以提高这种治疗的安全性，并降低进行该治疗所需的精力。
对本发明的揭示本发明旨在解决这些需要。
本发明的一个方面是提供治疗设备。根据本发明这个方面的治疗设备最好包括一可动的静磁场磁铁，它适于在相对于该静磁场磁铁的一个磁共振体积内的预定位置上施加一静磁场，并且还包括一能量施加器，它适于在相对于该施加器的一个能量施加区域内的预定位置上施加能量。根据本发明该方面的设备还包括定位装置，用于移动静磁场磁铁和能量施加器而使两者定位，以便使磁共振体积至少部分地包围需治疗的被治疗者区域，并使能量施加区域与磁共振体积在被治疗者区域内相互交叉。较佳的是，该设备包括一底盘，所述静磁场磁铁和能量施加器安装于该底盘。在此情况下，定位装置包括用于使底盘移动以让底盘相对于被治疗者定位的装置。静磁场磁铁是一个单侧静磁场磁铁，布置成使磁共振体积位于静磁场磁铁的外侧，并沿着向前的方向与静磁场磁铁分开。静磁场磁铁最好大大小于传统的磁共振成像仪器中所采用的静磁场磁铁。例如，该静磁场磁铁的尺寸可以是1米或更小，并且重量轻得足以使其能由具有合理成本和比例的定位装置来方便地移动。因此，整个装置可以根据需要来移动，从而定位得靠近被治疗者身体的需要治疗的区域。根据本发明该方面的最佳设备的小尺寸和低成本足以使其被用作诸如医生办公室或医疗中心之类的临床场所。因此，可以在普通的临床场所来进行磁共振监控的能量施加过程。在该过程中，无需占用昂贵的诊断用磁共振成像仪器。
本发明另外的方面是提供用于磁共振的改进的单侧静磁场磁铁。然而，即使具有这样的改进，小的单侧静磁场磁铁通常只能在相对较小的磁共振体积内(例如尺寸为几个厘米的磁共振体积)提供适合于磁共振成像的磁场。这样一个小的体积对普通的磁共振成像而言通常被看作是不利的。然而，根据本发明这一方面的仪器可以将能量施加在被治疗者的相对较小的解剖学区域内，因而具有小磁共振体积的仪器还是能提供对控制能量施加过程有用的信息。此外，对控制能量施加所需的图像质量的要求低于诊断用MRI成像所需的质量。采用一个相对较小的磁共振体积还可以允许使用一个相对较小、重量轻、成本低的单侧磁铁。
根据本发明该方面的设备最好还包括例如梯度线圈之类用于在所述磁共振体积内施加磁场梯度的辅助设备。梯度线圈可以安装于底盘或相对于静磁场磁铁固定在位。该设备也可包括用于将无线电频率信号施加到被治疗者并接收所产生的磁共振信号的无线电频率设备，以及启动梯度线圈以施加梯度场的装置。该设备还包括一个用于处理磁共振信号的计算机，以便在工作基准框(例如局部磁共振基准框、静磁场磁铁基准框)内派生出所述磁共振体积内的被治疗者组织的图像。该计算机还可以处理磁共振信号，以派生出工作基准框内的一个或多个位置上的被治疗者的组织温度。
能量施加器可以包括一个超声波发射换能器阵列，并可包括一个安装在换能器阵列与能量施加区域之间的柔性流体容器，以使柔性流体容器可以配合在换能器阵列与被治疗者体表之间。在一个特别好的实施例中，能量施加器包括一安装座，换能器阵列和柔性容器作为一可随意处理的装置而可释放地联接于安装座。换言之，设备的永久性构件可以包括作为能量施加装置的一个安装座，它适于接收这样一个可随意处理的装置。通常，安装座可以为换能器阵列提供电连接，并且还可以为可随意处理的装置提供机械固定。在一个特别好的实施例中，该设备包括一个呈环件形式的射频天线，用于发送或接收RF信号。天线固定于安装座，因而当超声波换能器阵列和柔性流体容器固定于安装座时，该天线可以在或靠近病人身体的位置上环绕柔性流体容器。静磁场磁铁通常是布置成能提供一个在沿中轴线的轴向上受到引导的磁场。较佳的是，能量施加器和RF天线设置成使一施加器轴线从施加器延伸入能量施加体积与磁共振体积的重叠部分内，该施加器轴线垂直于静磁场磁铁的中轴线。RF环形天线的轴线也垂直于静磁场磁铁的中轴线。如下所述，这种布置非常便于使用，并且可以加强被传输的RF信号与成像体积内的原子核的相互作用以及被接收的磁共振信号的信噪比。
本发明的另一个方面提供一种磁共振设备，特别是结合有如上所述的可动单侧静磁场磁铁和定位装置。根据本发明该方面的磁共振设备可以作为治疗装置的一个单元，也可以出于其它目的而提供被治疗者区域内的图像。
本发明的另一个方面提供用于治疗动物、例如人或其它哺乳动物的方法。根据本发明该方面的方法包括如下步骤将一个适于施加静磁场的可动静磁场磁铁定位在一个磁共振体积内，该磁铁相对于被治疗者设置成磁共振体积至少部分地包围被治疗者的一部分区域。将一个适于施加能量的可动能量施加器相对于被治疗者定位在一个能量施加区域内，能量施加区域与磁共振体积在被治疗者的需治疗区域内相互交叉。当静磁场磁铁在磁共振体积内施加静磁场时，它施加射频信号，以从磁共振体积内的被治疗者的组织内发出磁共振信号。该方法还包括接收这些磁共振信号、并相对于来自磁共振体积内的被治疗者组织的磁共振信号从磁共振信号派生出磁共振信息的步骤。另外，该方法还包括激活可动能量施加装置的步骤，以对能量施加区域内的病人组织施加能量，从而对这些组织进行治疗；以及利用磁共振信息控制治疗的一个或多个参数的步骤。
如以上结合设备所述，采用可动静磁场磁铁和能量施加装置可允许这些装置相对于病人定位。同样地，最好采用安装于一共同底盘的静磁场磁铁和能量施加器，因而定位步骤包括使底盘移动以使底盘相对于被治疗者定位的步骤。可以在治疗过程之后使底盘移动，从而将磁共振体积和能量施加区域重新定位在被治疗者的一个新的区域内，并且重复步骤(c)、(d)、(e)和(f)，以对新区域内的组织进行治疗。根据本发明该方面的方法还包括由于治疗过程是局部的，所以它可利用一具有相对较小的磁共振体积的磁铁来实施的方案。
最佳的是，磁共振信息是空间编码的，以便施行派生磁共振信息的步骤，在磁共振体积内的一个或多个点上派生出磁共振信息，各点具有由局部磁共振基准框所限定的位置。利用磁共振信息来控制的治疗过程的一个或多个参数可以包括被治疗组织的位置。因此，监控步骤可以包括对被治疗组织在相关于局部磁共振基准框的一工作基准框内的位置进行控制的步骤。于是，控制被治疗组织位置的步骤包括使能量施加器瞄准而在限定于工作基准框内的一个或多个治疗位置上施加能量。瞄准步骤可以包括使施加器移动，或在一相控阵列式施加器的情况下调节施加于阵列各单元的信号的相位和幅度。该方法还包括在工作基准框(最好是局部磁共振基准框)内显示被治疗者组织图像。图像最好全部都是部分地派生于利用可动静磁场磁铁和相关构件获得的磁共振信息。瞄准步骤还可以至少部分地通过对图像检查来进行，例如，通过观察叠加于图像的能量施加器的目标标识。
根据本发明的另一个方面，一种用于治疗一哺乳类被治疗者的方法可以包括如下步骤选择一个位于所述被治疗者体内的治疗体积，其边界限定在一个工作基准框内。
根据本发明这个方面的方法还可以包括如下步骤激活施加器，以在靠近或位于治疗体积内的多个测试点上施加能量，并确定在每个测试点上的组织加热程度。最好是该方法还包括这样的步骤从各测试点的加热程度和由施加器施加于测试点的能量的关系派生出由施加器提供的能量与治疗位置的加热程度之间的关系。根据本发明该方面的方法，最好还包括激活施加器以在各治疗位置上施加能量的步骤，施加器在该步骤中施加于每个治疗位置的能量至少部分地是根据在前一个步骤中派生出来的所施能量与对治疗位置的加热程度之间的关系来选择的。该方法可以用于磁共振引导的体温过高的治疗，包括前述的利用可动静磁场磁铁的方法和其它方法。确定对各测试点加热程度的步骤最好包括采集用于每个测试点的磁共振信息的步骤。能量的测试剂量最好低于可导致各测试点上的组织发生永久变化所需的阈值水平。派生出治疗与加热关系的步骤最好包括派生出一个由施加器施加的能量与每个测试点加热程度之间的关系，并在各测试点之间的整个距离上在这些关系之间进行插值处理。在一个特别好的布置中，治疗体积的边界包括一个或多个多面体图元，各测试点靠近多面体图元的各顶点。这些边界可以这样来选择，即，通过显示在包围需治疗区域的工作基准框内的图像，显示叠加在图像上的所述边界的可视标识，并且对一控制元件施加一人工输入信号，以在显示可视标识的同时来调节边界。
在建立起边界之后，剩余步骤中的全部或一些步骤最好是能自动地进行。因此，激活施加器以在治疗位置上施加能量的步骤是这样进行的，即，根据一预定的顺序(例如光栅扫描顺序)自动地调节施加器对不同治疗区域的目标，并使施加器自动地工作而施加适当的治疗剂量。根据本发明该方面的方法非常便利于治疗过程。它们可以在整个治疗过程中对治疗提供良好的控制，并对施加于体内各不同点上的能量的不同响应提供良好的补偿，同时，又大大减少了用于确定各不同点上的敏感度所需的时间以及进行治疗过程所需的精力。根据本发明的又一个方面，提供了一种治疗方法，包括这样的步骤在一工作基准框内限定一个包围无需治疗的组织的回避区域，并记录回避区域的边界。根据本发明该方面的方法还包括这样的步骤人工地使一体内治疗装置的目标点相对于被治疗者移动，并人工地激活该治疗装置、在目标点上施加治疗。根据本发明该方面的方法还包括如下步骤在人工操作步骤中，自动地跟踪工作基准框内的目标点，并自动地控制治疗装置的工作，以避免在回避区域内施加治疗。自动控制工作的步骤包括自动地阻止目标点移入回避区域的步骤。例如，人工移动目标点的步骤包括人工地移动一致动器(例如一操纵杆)的步骤，自动地阻止目标点移动的步骤包括当目标点处在回避区域附近时，相应于目标点移入回避区域的移动而在与致动器移动方向相反的方向上提供力反馈。或者，自动地控制治疗装置工作的步骤包括当目标点位于回避区域内时，阻止施加治疗。当治疗装置是一个能量施加器时，若目标点处在预定的回避区域，则自动控制步骤可以阻止施加能量。回避区域可以以类似于上述治疗体积的方式来限定，即，通过显示一个被治疗者图像的可视标识，并显示一叠加在所述图像的所述标识上的所述回避区域边界的可视标识，同时对一控制元件施加一人工输入信号，以调节所述边界。根据本发明该方面的方法大大加强了人工控制的治疗过程(例如对组织进行热烧蚀)的安全性。本发明的这些和其它的目的将通过以下结合附图对较佳实施例所作的描述而变得更加清楚。
附图简要说明

图1是一局部用方框图表示的立体图，示出了根据本发明一实施例的设备；图2是一立体示意图，示出了安装在图1设备内的一磁铁的各部分；图3是一示意图，示出了图1和图2所示设备的另外一些部分；图4是一正面示意图，示出了图1-4中的设备所采用的梯度线圈；图5是一横剖面示意图，示出了图1-4中的设备所采用的一个高强度聚焦超声波装置和相关构件；图6是一横剖面示意图，示出了图5所示的超声波装置的一部分；图7和图8示出了在利用本发明的特定方法的操作过程中显示屏上显示的情况；图9是根据本发明另一个实施例的梯度线圈的立体示意图；图10是一剖面示意图，示出了图10的梯度线圈与设备的其它元件相结合的情况；图11是根据本发明另一实施例的梯度线圈的正面示意图；图12是根据本发明又一实施例的设备的正面示意图；图13是根据本发明又一实施例的设备的立体示意图；图14是本发明又一实施例的示意图。
本发明的实施方式根据本发明一实施例的设备包括一可动装置10，该装置具有安装在一个共同底盘15上的一静磁场磁铁12、梯度线圈组件14和一指令及控制台13。底盘15包括一臂17，它从其它构件向上伸出，并如图1中箭头F所示的那样向前凸伸。在臂17前端的一个安装座19上安装了一个可随意处理的高强度聚焦超声波或“HIFU”发射器16。在下文中将要详细描述，静磁场磁铁12是布置成能提供一个合适的磁场，藉以在设置于装置10前方的磁共振体积内进行磁共振成像，而HIFU装置16是布置成能在与磁共振体积20交叉的一个能量施加区域21内施加超声波能量。底盘15安装在一个定位系统23上。定位系统23支承在一底座25上。在底座25上设有脚轮27。脚轮27可以伸出，使整个可动装置10和底座25可以在房间的地板上移动，并与躺在床24上的病人床位(pier)的所需区域对准。一旦装置已与所需区域粗略地对准，各脚轮可以缩回，装置可以利用定位系统23更精确地对准，这在下文中将要详细描述。脚轮27可以用滑动件、空气垫支承件来代替。定位系统23包括常用的装置，例如液压或气动的致动器、螺杆千斤顶和转动装置，以使底盘15能以多个自由度移动，包括可以在所有的垂直方向和水平方向上平动，以及绕三根正交轴线转动。定位系统23还包括常用的驱动构件，例如用于驱动机械连杆的伺服电动机和用于驱动液压或气压的移动装置。另外，定位系统最好包括常用的反馈控制元件，例如电位计和光电编码器，它们可提供指示各可动元件在定位元件内的相对位置的信号，进而指示底盘15的位置和取向。例如，底盘的一个自由度的平动或枢转可以由一个螺杆机构来控制，该螺杆轴可以具有一常用的数字式编码器，以便检测和汇报螺杆轴的位置。控制台13与一控制用计算机29相联系。该控制用计算机通过一定位器接口31联系于定位器23。定位器接口包括常用的构件，用于将来自定位器的反馈控制部件转换成可供控制用计算机使用的数字格式，并将来自控制用计算机的信号转换成可供定位系统使用的驱动装置信号。一静磁场激励装置33可控制静磁场磁铁12的线圈内的电流，如下文所述，一梯度激励器35可激励梯度线圈14而施加磁场梯度。一射频天线37围绕HIFU装置16安装，并联系于一RF收发器39。收发器39也由控制用计算机29控制。另外，一电动驱动器41连接于HIFU装置16。驱动器41也由控制用计算机29控制。如下文所述，这些构件相互协作而在磁共振体积20内进行磁共振成像，以对能量施加体积21内的选定点施加超声波能量。
静磁场磁铁最好如图2所示，静磁场磁铁组件12包括多个相对于一中心轴线同心布置的圆筒形超导线圈。在这些线圈中包括彼此同心布置的一内线圈28、一中部线圈30和一外线圈34。一环形的低温箱36围绕着这些线圈。最好如图1所示，低温箱36限定了一个延伸穿过最内线圈28并环绕轴线26的内孔38。低温箱36是用非铁磁性材料制成的环形壳体。该低温箱还包含例如液氦或液氮之类的制冷剂，以便将各线圈维持在超导温度。在一种已知的技术中，各线圈是用内支承件(未示)支承在低温箱内的。虽然图示的低温箱的壁只是一个单壁，但实际上低温箱最好是具有一个或多个复壁结构，即在各壁之间具有真空空间。这样的结构也称作杜瓦(Dewar)容器，它可以使向低温箱内容物(包括线圈和制冷剂)的热传导最小。或者，低温箱可以是一个绝缘的封闭物，它可以用除低温流体以外的手段来冷却，例如通过热电制冷或其它常用的制冷系统。这些系统可以采用高TC的超导体。
图3中示出了用于表示各线圈尺寸的基准及尺寸确定系统的框架。每个线圈的平均直径或Rm以及径向厚度Tr都是相对中轴线26来确定的。每个线圈的轴向布置是由线圈的平均轴向尺寸Am给出的，这个尺寸是从磁共振体积的中心点22开始测量而获得的。每个线圈的轴向厚度Ta是线圈在平行于轴线26方向上的尺寸。线圈还在静磁场磁铁组件的最前面一个线圈的最前部限定了一个垂直于轴线26的前平面40。
磁铁12的线圈连接于一常用的电源或静磁场激励装置33(图1)。装置33可向线圈提供电流。各线圈内的电流流动方向如图3中的箭头“正”或“负”符号所示。这些任选的电流方向是彼此相反的。图3中还示出了前间隔距离f，或者说是从静磁场磁铁组件到成像体积20的中心点22的距离。
在表I中示出了用于图1、2和3所示实施例的各线圈的尺寸。
表1

如上表所示，该磁铁可以借助一相对较小的线性轴向磁场梯度

在一个直径为大约5cm、从前平面起大约25-30cm的区域内提供一个大约1千高斯的磁场。在同一个区域内，径向磁场曲率

也是相对比较小的，因而径向的磁场梯度也较小。该磁铁可以借助一线性的轴向梯度和非常小的径向梯度，在一个轴向尺寸大约为1cm、直径大约为3cm的磁共振体积或成像体积20内产生一个磁场。体积20的中心落在点22，它与前平面40的间隔距离f是大约26cm。该磁铁相对较小；磁铁的各线圈可以容纳在一个直径为大约78cm、厚度仅为约14cm的圆柱形空间内。磁铁的这么小的尺寸可以大大降低成本和低温箱的重量以及操作成本。按照低温箱所采用的不同材料，整个磁铁的重量可以小于500kg，因而可以借助一个具有合理尺寸的定位装置33来移动并相对于病人定位。
梯度线圈尺寸图4示出了梯度线圈组件14。该梯度线圈组件包括四个绕组50、52、54和56，它们围绕静磁场磁铁的共轴线或中轴线26设置，绕组50和52形成了一个沿直径方向相对的成对绕组，而绕组54和56形成了另一个沿直径方向相对的成对绕组。各绕组大致是平面的，并大体位于垂直于静磁场磁铁的轴线26的平面内。线圈50和52是沿着一与静磁场磁铁12的中轴线26或Z轴方向相垂直的第一轴线(图4中标以“X”)设置的，而另一对绕组54和56是沿着与中轴线26或Z轴方向相垂直并垂直于绕组50和52的X轴方向的另一轴线(在图4中标以“Y”)设置的。这些绕组是用厚度小、宽度大的金属带制成，金属带是这样绕制的，即，金属带的宽度方向垂直于绕制平面，平行于轴线26。例如，金属带可以是大约0.016英寸(0.4mm)厚，大约0.75英寸(2cm)宽。每个绕组可以包括大约120匝这样的金属带。绕组50包括一大体呈与轴线26同心的圆弧形式的外弧段58，并且还包括一对从弧段58的端部径向向内延伸的径向段60和62。这两个段在轴线26附近汇合。另外的绕组52、54和56包括类似的段。由于该静磁场磁铁可以在轴向或Z轴方向上固定地施加一磁场梯度，所以该实施例所采用的梯度线圈组件不包括Z向的梯度线圈。然而，如果需要一个Z向的梯度线圈，它可以是一个与中轴线26同心的圆形螺线管。
各绕组都安装在一个非铁磁性的壳体57内，在该壳体内设有若干个连接于一深冷器或其它制冷剂源的制冷通道(未示)。从每个绕组的中轴线26到外弧段的半径是大约25cm或更小，因而整个梯度线圈组件14和壳体57的直径只有大约50cm，厚度只有大约3-4cm。
壳体57设置得紧靠静磁场磁铁12的前部，即，正好在低温箱36的前面，并尽可能地靠近静磁场磁铁的前平面40。这样就在梯度线圈组件和成像体积20之间沿着轴线26的方向留下了一个很大的空间，因而使成像体积可以深深地位于病人体内。梯度线圈组件的各绕组连接于梯度驱动器35。对梯度线圈的供能和控制可以穿过低温箱36的孔来进行。
梯度激励器包括常用的D/A转换器和放大器，用于接收来自计算机29的一个所需的数字式梯度波形、将该数字波形转换成模拟形式并复制作为由设备计算机控制的特定梯度线圈内的电流的模拟波形。为了在成像体积20内施加一个X方向的磁场梯度，可以对成对的两个绕组加以激励，使两个绕组的外弧段内的电流沿着相反的方向绕静磁场组件的轴线26流动。例如，当绕组50和52受到如图4中箭头C所示方向的电流的激励时，它们可以在X轴方向上提供一个磁场梯度。反向的电流将产生与此相反的梯度。绕组54和56可以用相同的方式来激励，以便在Y方向上施加一磁场梯度。
HIFU装置和RF系统在臂17前端或末端的安装座19包括一机械安装元件62(图5)，例如图中所示的锥形孔或其它常用的装置，以便形成一个可释放的机械接配结构。例如，锥形孔62可以用常用的夹具、夹紧件、螺栓接头或抓持器、多爪夹盘或筒式夹盘来代替。安装座19还包括一制冷剂供应通道63和制冷剂抽出通道64，它们连接于一常用的制冷剂源(未示)，例如冷水。安装座19还包括一多元件电接头66，该接头依次连接于高强度聚焦超声波驱动器41(图1)。
超声波能量施加装置16包括一可的高强度聚焦超声波装置68。装置68包括一基本刚性的框架70，该框架最好是用聚合物材料，例如聚碳酸酯或环氧树脂或其它相对较为刚性的高强度聚合物。框架70具有一刚性连接于其上的安装件72。安装件72适于和安装插座62配合而形成一个刚性且可释放的连接。例如，当安装插座包括一锥形插座时，安装件72可以是一个具有相配锥形的销子。框架70形成了一个浅盘，该浅盘大致为围绕轴线74的一个回旋表面。
多个超声波发射部分76在框架70上设置成阵列。最好如图6所示，每个发射部分76包括一刚性背衬78，例如由铝、玻璃或刚性聚合物制成的块。发射部分还包括一压电薄膜80，例如由宾夕法尼亚州的Harrisburg的AMP公司生产的商标为Kynar的聚偏氟乙烯薄膜。在薄膜80和背衬78之间设置了一组后电极82，而在薄膜80的背离背衬78的前表面上设置了一组前电极84。前电极和后电极成对相配设置成每一对前电极都重叠于后电极。例如，电极82a和84a就形成了一对。这些电极相互对准，并且相互重叠。虽然在图6中只能看到三对电极，但发射部分76可以包括布置在一个阵列中的很多对电极，例如，在一个3×3的阵列中，可以包括9对。有分开的引线伸向每个电极。电极82和84最好是用沉积在压电薄膜80的表面上的薄导电体来形成，例如在压电层的表面上涂敷导电油墨，或借助例如溅镀或化学镀敷等工艺，随后再进行电镀。各引线86从每个电极伸出。
每一对电极和设置在成对电极之间的薄膜80部分形成了一个可独立工作的压电传感器。通过对成对的两个电极施加相反的电压，就可以使这两个电极之间的薄膜区域朝着向前或向后的方向(即图6中的上、下方向)膨胀或收缩。因此，通过施加一个交变的电势，就可以在超声波的频率下驱动每对电极之间的薄膜部分。图中所示的特定发射部分具有直接粘接于背衬78的表面的后电极，因而后电极和薄膜的后表面被刚性地保持。在此配置下，希望将薄膜80的厚度设置成接近超声波振动之波长的四分之一。通常的工作频率是在大约1到1.8Mhz的范围内，最通常的是大约1.5MHz，而在薄膜内的超声波振动波长是大约1mm。因此，当薄膜的后表面如图6所示实施例那样刚性地保持在背衬上时，薄膜80的理想厚度是大约250微米。在其它实施例中，薄膜被支承成离开背衬，因而薄膜的后表面与背衬分开，从而使其可以自由地振动。在这些实施例中，薄膜的厚度大约是波长的一半，最好是大约500微米或更大。可以在薄膜80的前表面和电极84上设置例如聚合物薄膜或密封剂之类的保护层(未示)，以使它们不致与环境接触。一个用铝或聚合物材料等刚性材料制成的环件90围绕薄膜的外周延伸。环件90固定于支承件78。
发射部分76固定于框架70(图5)。与所有发射部分的各电极相连的引线通过一共同的电缆92连接至多元件插头94，该插头适于和安装座19的多元件插座66相配合。各引线和电缆是采用适用于频率规格为1.5MHz的电气结构的标准技术构造而成的。例如，连接于每对电极的各根引线最好是同轴的双扭线，或其它适于高频工作的传输线。电缆92还可以形成为所谓的柔性电路，它可以接纳很多传输线。各发射部分76安装在框架上，使其前表面或激活表面(携有前电极84的表面)朝前，即朝着图6中的向下方向。于是，发射部分的各元件的前表面构成了超声波发射器的一个相控阵列(phased array)。各超声波发射器所发出的能量可以聚焦在一个小的焦点94上。较佳的是，该发射器阵列最好是能提供一个尺寸为大约2-3mm的点。当把装置用于热烧蚀时，该阵列最好是能在焦点上提供一大约1500w/cm2的超声波强度，以便在不到1秒钟的时间内将焦点位置上的组织从大约37℃加热至60-80℃。通常，必须对阵列施加大约1500瓦的电力，以产生大约500瓦的超声波发射。所述焦点可以设置在能量施加体积21范围内的很多位置上。通过改变施加于各超声波发射元件的驱动信号的相位和幅度，即，改变传送至各电极82和84的电信号的相位和幅度，就可以将焦点移出能量施加体积21之外。
焦点的尺寸和形状以及焦点可以移动的范围取决于各发射器的相对布置和特性。较佳的是，将发射器阵列布置成能提供一个大约20cm的焦距，也就是说，沿着轴线74从阵列到能量施加体积21中心的距离是大约20cm或更大。通常，发射器阵列的直径是大约15cm。以上讨论的特定配置仅仅是示范性的。因此，各个部分可以是如上所述的平的，也可以是弯曲的。弯曲部分可以是球形的，或者也可以沿着各轴线具有不同的曲率半径。各部分可以比以上讨论的更小或更大。极端地说，各部分可以只包括一个元件。在另一个极端的例子中，整个阵列可以由一个弯曲部分形成，该部分的背衬可以作为框架70。阵列内的各发射元件以及一单个部分内的各发射元件可以具有不同的形状和尺寸。例如，各发射元件可以具有正方形或其它多边形形状，或者可以是圆形或椭圆形的。在Ebbini等人发表在《Int.J.Hyperthermia》1991年Vol.7，#6，pp.953-973上的“多焦点相控阵列加热图案强度增益的优化”；Ebbini等人在IEEE《关于超声波、铁电和频率控制》论文集第36卷pp.540-548(1989)的“多焦点相控阵列图案的综合分析过高超越体温治疗技术用的最佳激励信号分布”；以及Fan等人在《医生》第22卷(#3)，pp.297-305(1995)上发表的“在非侵入超声波外科手术过程中利用—16元件相控阵列对坏死组织体积的控制”等文章中，讨论了有关超声波相控阵列和对这些阵列的计算机模拟。这些文章的内容可援引在此以作参考。
可随意处理的装置68还包括一填满水的柔性袋子98，这个袋子附连于框架70，使框架上的超声波元件联接于水，以便将超声波传送入水。例如，袋子98可以附连于框架70的外周边。袋子98可以用薄的聚合物薄膜制成。例如，在使用时抵着被治疗者身体的袋子表面可以用聚对苯二甲酸乙二醇酯薄膜制成，而袋子的其它壁可以用聚乙烯薄膜制成。袋子98中的水最好基本上没有溶解空气。如果构成袋子98的薄膜是透气的，则最好是在该可随意处理装置的制造过程中将空气除去，并将该可随意处理装置以真空包装的形式放在一个不透气的外容器内。可随意处理装置还包括一制冷剂通道100，它具有适于接配安装座19之制冷剂通道63和64的接头102和104。HIFU驱动器41(图1)包括用于提供由计算机29指令的所需驱动信号的常用构件。驱动器41连接于插座66，因而当电缆92连接于插座时，HIFU驱动器连接于压电元件的所有电极82和84。
在臂17的末端安装有一柔性裙部106，它围绕安装座19并从壁17向下凸伸。圆环形天线37安装于裙部的远离臂17的部分。收发器通常包括一具有相对较高功率的发射部分和一灵敏的接收器，并包括用于在发射器启动时令接收器截止或在接收器启动时令发射器截止的装置。RF天线和收发器最好是能在这样一个频率范围内调谐，即，和用于处在静磁场磁铁的磁场作用下的质子的Larmor频率或磁共振频率相对应的频率范围。较佳的是，在发生器或接收器上都设有用于在成像体积内的特定位置上进行调节或调谐以与Larmor频率相匹配的可变构件，例如可变电容器或电容器切换网络。
使用时，将可随意处理HIFU装置68接纳在裙部106内，并使其与安装座19配合，从而相对于HIFU的轴线74，将HIFU装置确实地保持在臂17上，所述轴线74向下延伸，并垂直于静磁场磁铁的中轴线26。在此情况下，能量施加体积21与成像体积20相重叠。另外，HIFU装置刚性地保持在一个固定位置上，并相对于静磁场磁铁取向。当该装置被用于病人时，臂17的位置最好是能让水袋98接触病人的皮肤。超声波振动可以从发射部分76发出，并通过水袋98内的水和袋子本身传给病人，其损失最小。可以在袋子的表面上涂敷凝胶或乳膏，以使振动传递的损失最小。环形天线37设置在病人体表以内或附近。环形天线的轴线与HIFU装置的轴线74相接近或对准。换言之，环形天线108的轴线垂直于静磁场磁铁的中轴线26，因而垂直于磁场矢量。
控制台和控制用计算机控制台13包括一普通的监视器110(例如一阴极射线管或平面面板显示器)和人工输入装置，后者包括一操纵杆112(图7)和一旋钮114。操纵杆112最好是一个所谓的“力反馈”操纵杆，配有可响应操纵杆组件所接收的指令而对操纵杆施加力的常用装置。合适的操纵杆可以是Microsoft公司以SidewinderForce Feedback Pro商标出售的产品。旋钮114可以结合在操纵杆组件内。操纵杆还装备了一个按钮115。
控制台还包括附加的指令及控制开关116，并且还包括一键盘(未示)。所有这些元件都与控制用计算机29相联。控制用计算机29(图1)最好是一个通用的数字式计算机，例如通常被称作“工作站”类型的计算机，并且包括例如微处理器和数据传递总线(未示)之类的常用元件。控制用计算机还包括存储元件118，它可以结合例如动态随机存储器、快擦存储器等常用装置和例如磁盘可选存储器之类的大容量存储器。控制用计算机的数据总线通过一常用的接口元件(未示)连接到控制台的各元件、定位器接口、静磁场施加装置33和梯度驱动器34、以及HIFU驱动器41和RF收发器39。希望把控制用计算机的程序布置成能在监视器110上显示一如下所述的工作模式菜单，以便使操作者通过开关116来选择所需的工作模式。
操作在根据本发明一实施例的方法中，一病人P(图1)被支承在床24上。可动装置10依靠脚轮27移动到一个位置上，使磁共振体积20和能量施加体积21大致对准病人的需要治疗的器官120。HIFU装置的水袋与病人的皮肤接触，RF天线37围绕水袋定位。操作者可操作计算机来进行一初步的磁共振成像操作。于是，与常规的磁共振成像的顺序一样，静磁场磁铁被启动而在磁共振体积20内施加磁场，梯度线圈和RF收发器被启动而施加RF信号和磁场梯度。借助磁共振体积20内的某个薄片S(图3)内主要磁场的原子核，最好是质子，可以将收发器39和天线37的频率调谐到与Larmor频率相对应。由于由静磁场磁铁提供的磁场在轴向或Z向上有梯度，并由于原子核的larmor频率与主磁场成正比地变化，所以共振或Larmor频率随着沿Z轴方向的距离的变化而变化。以传统的方式激励梯度线圈，并在垂直于轴向或Z轴方向的X和Y方向上施加磁场梯度。这将导致来自薄片内各个位置的原子核信号的频率和相位以一种已知的方式发生变化。RF收发器被激活而接收磁共振信号，使该信号数字化，并将已数字化的信号供应给控制用计算机29。该过程借助于X和Y方向的梯度以一种已知的方式重复进行。收发器39采集的信号储存在计算机的存储器内。计算机可利用已知的程序重新构成一个位于薄片S内的被治疗者的图像。该程序可利用不同的射频反复进行，藉以在磁共振体积20内选择不同的薄片。最终合成的数据可以提供位于磁共振体积内的被治疗者的一部分的三维图像。
该图像显示在监视器110上。操作者可以观察该图像，并确定病人的被治疗区域是否对中在视野范围内。如图7所示，该图像可以显示为通过被治疗者身体的一对正交剖面图。如果需要治疗的区域没有对中在视野范围内，操作者就可以对控制用计算机输入一个指令，以进入一个重新定位模式。在此模式下，计算机可接收来自操纵杆112和旋钮114的输入信号。因此，按照从指令输入元件116接收到的命令，控制用计算机将把来自操纵杆112和旋钮1 14的输入信号翻译成使底盘15平动或转动的指令。例如，可以将计算机设定成能接收平动输入信号，并将操纵杆沿X’方向的移动当作是令底盘向上平动的指令，将操纵杆沿Y’方向的移动当作是令底盘水平移动的指令，而将旋钮114的移动当作是令底盘前后或Z向平动的指令。当接收到来自指令输入元件116的其它指令之后，计算机可将操纵杆沿X’方向的移动当作是围绕一垂直于中轴线26的水平轴线进行俯仰运动的指令，并将操纵杆沿横向Y’的移动当作是令底盘围绕一垂直轴线转动的指令。成像过程反复进行，操作者持续监视显示器上的图像。当操作者观察到图像时，他或他可以利用该图像来诊断人体内的状况，例如检测需治疗的人体内的损害。当身体内需要治疗的器官或区域已对中在视野范围内时，操作者可向指令输入元件116发出又一个信号，使控制用计算机锁定该位置，并将底盘15、静磁场磁铁、HIFU装置和其它元件锁定到位。因此，可以将由静磁场磁铁和相关构件建立起来的局部磁共振基准框固定下来。
在此情况下，计算机将来自操纵杆112和旋钮114的输入信号当作是让该固定的局部磁共振框内的一个理论目标点移动的指令。因此，当操纵杆沿X’和Y’的方向移动时，理论目标点分别沿X和Y方向改变其位置，而旋钮114的转动将导致理论目标点在Z方向上移动。一光标124显示在监视器110上的图像内的一个与理论目标点相对应的位置上。操作者可以借助旋钮和操纵杆将光标124移动到一系列顶点126上。操作者可以对这些顶点加以选择而构成一个多面体，或包围需加热的治疗区域的多面体组。在图8所示的例子中，该图像显示了损害L。将顶点126选择成能形成一对截头棱锥体128a和128b，它们共同包围了该损害L。当操作者将光标移动到每个所需点上时，他通过按下操纵杆112上的按钮130而对控制用计算机发出又一个指令。计算机将对应于每个顶点的理论目标点记录在存储器118内。计算机还在显示器屏幕110上产生一个多面体的线框图像，并将该图像叠加于由磁共振信息产生的被治疗者的图像。
在下一个步骤，计算机可激活能量施加或HIFU装置16，在对应于各顶点126之一位置的一个点94上施加聚焦的超声波。计算机命令HIFU驱动器对点94处的组织施加一个相对较小的“限值以下”剂量的能量。也就是说，HIFU驱动器所提供的能量选择成该操作所施加的热量不会对组织造成破坏或改变。例如，对人体而言，应该将组织从正常的体温(37℃)加热到大约40℃。理论上，由于HIFU装置在局部磁共振基准框上的位置和取向是已知的，并且由于点94的位置是以一种已知的方式随着由HIFU驱动器41提供给HIFU信号的变化而变化的，因而受热点应该真实地定位在由计算机29所指令的位置上。实际上，由于设备的精度不够以及人体结构对超声波能量的折射，计算机29所指令的受热点位置与实际的受热点位置是有一些偏差的。当已经施加了限值以下剂量的能量之后，借助一个对温度敏感的磁共振顺序(例如T1加权顺序)重复成像过程，使所显示的图像包括一表示受热点的点94’。随后，操作者可以借助操纵杆116和旋钮114将光标124定位到点94上方，并为按钮115提供又一个控制输入信号。因此，计算机可将对应于光标的位置记录下来而作为实际受热点。随后，计算机将指令位置的坐标减去实际位置的坐标。所获得的结果就是一修正矢量。在接下来的操作中，计算机将这个修正矢量加到所有的新指令位置上，藉以提供一个修正后的指令位置，以便在真实的指令位置上进行加热。
一旦获得修正矢量，计算机就可以执行一个测试点顺序。在测试点顺序中，计算机命令HIFU装置在每个顶点126处施加一系列限值以下剂量的能量，使每个顶点作为一测试点。当施加限值以下剂量时，计算机可命令HIFU装置对顶点或测试点施加特定大小的能量。在施加限值以下剂量之前或之后，可以启动磁共振设备来确定每个测试点上的温度。计算机可记录由HIFU装置所施加的能量的大小(通常是测量供应给HIFU装置的输入功率)和在存储器118内造成的温度升高。关于这一点，磁共振成像设备无需完成整个成像顺序来测量温度。相反，磁共振设备可以用一种已知的方式来激活以采集来自受热测试点的信号体积元素或“体素”的磁共振信号。在Mansfield和Morris发表在《生物医学》1982，P.98上的文章“NMR成像”中描述了所谓“敏感点”磁共振方法。通过对随组织温度变化的磁共振信号的参数(例如自旋晶格松弛时间T1)进行监控，计算机可以监控在受热顶点或测试点126处的被治疗者的组织的温度。计算机可以根据记录下来的所施能量和温升来计算所施能量相对于温升的校准曲线。在最简单的情况下，计算机可仅计算出温升-所施能量的一个线性曲线的斜率。
一旦已经获得所有顶点的校准曲线，操作者就可以操作计算机进入一治疗模式。计算机命令HIFU装置对处在治疗体积或多面体128内的被治疗者的组织施加能量。计算机命令HIFU施加足以对每个治疗位置上的组织进行加热的治疗剂量，以便进行所需的治疗。当治疗包括热烧蚀时，可以将治疗剂量选择为能使组织的温度达到43℃以上，通常达到60-80℃。其它的治疗，例如为了加强药物或放疗的作用，通常采用较低的温度。施加在每个治疗位置的能量的大小是根据一个插值的校准曲线来选择的。因此，可通过在用于多面体治疗体积的测试顶点的校准曲线当中进行线性的插值来计算每个治疗位置的校准曲线。例如，该计算机可以计算每个治疗位置与包围该治疗位置的多面体的各顶点之间的距离，随后再根据下列公式来计算一个加权平均斜率Save。Save=Σi=1i=nsidiΣi=li=n1di]]>其中Si是ith个顶点或测试点的斜率；以及di是从治疗位置到ith个顶点或测试位置的距离。
当治疗位置与测试点重合而使距离di为零时，计算机将Save设定为等于测试点或顶点处的斜率。例如，治疗位置136a靠近测试点或顶点126a，远离测试点或顶点126b。计算机可将能量-温升曲线上的治疗位置136a处的斜率设定为接近点126a处的斜率。计算机可以自动地选择新的治疗位置，计算新选出来的治疗位置的斜率，并施加适当的治疗剂量，直到在由多面体128a和128b限定的治疗体积内所有可能的治疗位置上都施加了所述治疗剂量。较佳的是，可使每个治疗位置能在1秒或更短的时间内迅速地达到所需温度。于是，系统就可以在整个治疗体积内快速地完成治疗。
在施加治疗剂量的过程中，计算机可以从治疗体积内的一个或多个体素采集磁共振信息，并根据该磁共振信息来监控体素内的温度。或者，计算机可以借助一对温度敏感的成像设定，激活磁共振设备进行一个完全的磁共振成像顺序，并在显示器上显示受热区域和周围组织的图像。在完成整个治疗之后，操作者可以命令系统采集一个新的磁共振图像，以便获得治疗结果。
在另外一种过程中，操作者可以借助操纵杆112和旋钮114来移动理论目标点施加器，从而使光标124(图8)以上面讨论过的方式在显示的图像内移动，并按下按钮115以标出顶点126’。然而，计算机被指令将这些顶点作为一回避区域顶点的记录下来，而不是治疗体积的顶点。计算机以如上所述的方式，借助对应于顶点126’的顶点产生多面体128’的一个线框图像。操作者可通过观察所显示的图像来选择顶点126 ’，进而选择由回避区域包围的组织。在图9所施的例子中，在监视显示器110上示出了一个敏感结构，例如尿道U的图像。操作者可以建立该回避区域，以包围尿道。计算机将作为回避区域边界的多面体边界记录下来。操作者人工地选择回避区域之外的测试点129并进行如上所述的校准步骤，以便校准系统的关于HIFU对准的误差，并对每个测试点129的加热校准曲线获得一所施剂量。重复一下，各测试点最好是选择为能使它们处于或靠近需治疗的损害L’的边界。
随后，操作者可以输入一个人工烧蚀模式。在此模式下，计算机可响应操纵杆112和旋钮114的操作来移动HIFU装置的目标点，并且计算机可响应操纵杆上按钮的启动而在当前的目标点上施加一治疗剂量。例如，当光标124位于损害L’的图像范围内时，理论目标点位于损害内。施加一个治疗剂量就可以在对应于目标点的被治疗者体内的点上对组织进行加热。该剂量可以根据相对于如上所述的加热校准曲线的剂量来自动地选择，或者可以人工地选择。如果操作者试图将该目标点移动到回避区域内，系统可以防止他这样做。因此，当目标点靠近回避区域并且操作者命令系统将目标点移入回避区域时，系统将不会这样做。相反，系统将会通过由控制装置提供力反馈来发出警告信号。例如，当光标位于图8中的124’的位置时，沿X方向向上移动将导致光标进入回避区域。如果操作者试图使操纵杆112沿X方向向上移动，进而使光标124’向上移动，则系统将施加一个补偿力反馈以反抗这种运动。力反馈可以对操作者提供一个独特的直觉警告。然而，也可以采用其它形式的警告信号。例如，系统可以在监视器110上显示一个字母数字警告，或者可以使监视显示器闪光，或者可以使光标呈特别的颜色。也可以采用声音警告的方式。
在该系统的另一种变化型式中，计算机可允许操作者将目标点移入回避区域，但是可以在目标点位于回避区域内时阻止施加一治疗剂量。同样的是，当操作者试图在目标点位于回避区域内时施加一治疗剂量时，系统可以显示触觉、视觉或听觉中任何一种形式的警告。
在以上讨论的方法中，仅仅是在一个磁共振体积内采集磁共振信息。然而，该系统可以在多个不同的磁共振体积内收集磁共振信息。例如，如图3所示，静磁场磁铁和相关的构件可以围绕一垂直轴线摆动，借以使中轴线26’摆动到一个新的取向，并将磁共振体积移动到由虚线表示的20’的新位置上。因此，通过移动底盘以及静磁场磁铁和安装于其上的相关构件，就可以建立一个不同的局部磁共振基准框。计算机可记录底盘在这些位置之间的移动。因此，每个新的局部磁共振基准框相对于所有以前的局部磁共振基准框处在一个已知的位置和取向上。可以将聚集在所有各个基准框内的磁共振信息传递到一单个的、共同的基准工作框内。在此方式下，系统可以显示包围了一个相对较大区域内的特征的被治疗者图像。由于HIFU装置16与静磁场磁铁安装在同一个底盘上，因而HIFU装置的基准框相对于静磁场磁铁的基准框保持固定。于是，系统可以在底盘处在某一位置上时对被治疗者进行治疗，然后可以移动到一个新的位置上对被治疗者体内另一个位置上的组织进行治疗。实际上，计算机可构造一个相对较小磁共振图像的镶嵌物，以使该镶嵌物可整个包围被治疗者的一个较大区域。
梯度线圈的形状可以是除以上结合图4讨论过的形状以外的形状。例如，X和Y梯度线圈可以是圆的。还有，当静磁场磁铁不能固定地沿轴向或Z向提供一磁场梯度时，可以设置另外一个或多个线圈。例如，Z梯度线圈可以包括一个与静磁场磁铁的中轴线共轴的环形螺线管。
在又一个实施例中，X梯度线圈可以形成为布置在静磁场磁铁中轴线226两侧的一对鞍形线圈202(图9和10)。最好如图10所示，每个X梯度线圈202具有大致沿中轴线方向延伸的细长段203以及部分围绕中轴线延伸的弧形段205。弧形段沿磁共振基准框的X轴方向相互间隔。如图9所示，梯度线圈组件可以包括一对类似地沿Y方向相互间隔的鞍形线圈204。在线圈前端的X和Y梯度线圈的弧形段设置在低温箱的前方，而细长的直线段则穿过低温箱的中心孔向后延伸。从沿着中轴线226看的端部视图上可以看到，X和Y梯度线圈部分地重叠。在另一个变化型式中，鞍形线圈的细长段可以在低温箱的外侧延伸。
在另一个变化型式中，X向梯度线圈210(图11)在Y方向上是细长的，因而这些线圈可以在一个Y方向尺寸相对较大的细长成像区域内施加一个X方向的梯度。Y向梯度线圈212相对分开得比较远，因而这些线圈也在同一个细长成像区域内施加Y方向的梯度。梯度线圈可以具有不同的尺寸。例如，X向梯度线圈212可以具有不同的尺寸。
为了代替如上所述的相控阵列的HIFU装置，HIFU装置可以具有一固定的焦点，臂17或安装座19(图1)可以是活节连接的，因而通过调谐HIFU装置16的轴线74可使HIFU装置相对于底盘15移动，就可以移动超声波的焦点。在又一种变化型式中，可以将支承着HIFU装置16’的一个活节臂17’或安装件19’与相控阵列相结合。活节臂17’具有一相关的定位装置23’，因而HIFU装置16’相对于底盘15’的定位和取向是可以变化的。然而，HIFU装置16’在由静磁场磁铁限定的局部磁共振基准框内的位置和取向保持为已知状态。该方法允许操作者从各个方向上(例如位置16”和16)引导超声波能量进入被治疗者体内，以避免影响人体结构。控制用计算机可以在被治疗者的图像上显示一个表示能量施加区域21’中心位置的标记，以便操作者将能量施加区域移动到所需位置。
在又一个变化型式中，可以将若干个超声波换能器安装在一个可变形的凸缘上，该凸缘可以通过一致动器有选择地变形，以改变超声波换能器的焦点，进而调节对所需位置的焦点。或者，每个换能器可枢转地安装在仪器框架上，枢转安装件相互连接，因而各换能器可以一起向朝着或离开HIFU轴线的方向枢转。在又一个变化型实施例中，HIFU装置可以包括设置在一个与静磁场磁铁中轴线同轴的阵列内的超声波换能器，所述阵列可以是例如围绕磁铁组件前侧的环形配置。在这样一种配置中，超声波轴线与磁铁的中轴线同轴。同样地，超声波换能器可以安装在一个可变形的凸缘或可动元件上，因而超声波能量的焦点是可以调节的。
在另一个变化型式中，超声波换能器或HIFU可以用其它用于施加能量的装置来代替，以便加热体内某个点上的组织。例如，可以利用一个用于施加聚焦射频(RF)能量的系统。该RF系统可以与磁共振构件一起安装。在又一个变化型式中，聚焦的FR能量可以由用于磁共振操作的同一发射器和天线来提供。
在如上讨论的配置中，当定位系统使仪器底盘移动时，能量施加装置随着磁铁一起相对于病人移动。在一个变化型配置中(图13)，将一能量施加装置安装在一个定位系统318上，而将包括静磁场磁铁的磁共振设备321安装在一个分开的定位系统323上。这两个定位系统都由安装在上方的导轨325支承，以便操作者在房间内移动各构件。在使用该设备时，在一个与磁共振装置的定位步骤分开的步骤中，使能量施加装置相对于被治疗者定位。然而，同样地，能量施加装置是定位成能对处在磁共振装置视野内的一能量施加区域321内的组织进行加热，并且对准需治疗的身体结构。如果在定位阶段激活加热装置，则可利用磁共振装置来帮助定位，以便使加热装置的点加热可以位于磁共振图像以内，或者说可以由磁共振装置检测到。或者，可以将计算机布置成能显示一个表示叠加于被治疗者图像的能量施加区域之中心点的标识。在定位过程所采用的激活手段最好包括只对组织轻微加热的限值以下剂量，并且不会对组织造成水久性的伤害。
较佳的是，将定位系统323和318布置成能跟踪磁共振设备312和能量施加器316在一共同的基准框内的位置和取向。通过使能量施加区域321与磁共振体积320相互交叉而令磁共振设备312和能量施加器316相互对准的步骤可以根据由定位系统所提供的数据来部分地或完全地进行。
一个或多个定位系统可以利用定位传感技术中的已知技术来对准病人的基准标记或解剖学界标，并且可以记录以前采集的成像数据，例如限定了病人三维图像的MRI或CT数据。例如，一探头330可以连接于一位置检测器332，该检测器适于提供探头末端在磁共振装置312的基准框内的位置(局部磁共振基准框)，或者是其在一个与局部磁共振基准框具有已知关系的另一个线框内的位置。以前采集的图像数据包括病人身体上的标识点332的图像332’，所述标识点可以是自然发生的解剖学特征，例如突出的骨头隆起或在采集成像数据之前附连于被治疗者的基准标记。通过将探头330的末端触及到标识点332，操作者可以将这些点在局部磁共振基准框内的位置输入给控制用计算机。通过对在显示以前采集的图像的监视器上的光标进行控制，操作者可以将这些点输入到以前采集图像数据的基准框内，直到该光标对准标识点为止。一旦计算机具有了两个基准框内的相同点的位置，它就可以利用已知技术在这两个基准框之间进行转换。
一旦转换是已知的了，就可以用以前采集的图像数据来对磁共振装置312所采集的数据加以补充。例如，在磁共振和加热装置的定位步骤中，可以将这些装置的目标点的代表物标识在能显示以前采集图像的显示器上，它们可以这样移动，即，使装置相对于病人移动直到各目标点对准在需治疗的区域上。可以采用同样的方法使一个兼有MR和加热能力的单台仪器来对准。
在该方法的一种变型中，可动磁共振装置没有被用来采集被治疗者的图像。相反，该可动磁共振装置只被用来采集局部磁共振基准框内的一个已知位置上的单个体素的磁共振数据，以便监控加热过程。于是，可动磁共振设备可以用来在施加测试剂量的过程中或在施加治疗剂量的过程中，对与能量施加装置的焦点对准的单个体素的温度进行监控。以上讨论的诸如限定治疗体积或回避区域的操作可以用基本相同的方式进行；对操作者显示的图像是根据以前采集的图像数据而来的。如果不用该可动磁共振装置成像，就可以大大放宽对磁铁的诸如磁场均匀厚度梯度线性等方面的要求，从而大大降低设备的尺寸和成本。该方法取决于在治疗过程中保持在固定位置上的被治疗者。在该方法的一种变型中，可以跟踪被治疗者身上的一个标识，以便对被治疗者的移动进行跟踪和补偿。这样的标识补偿方案还可以用于将可动磁共振装置用以采集图像的场合。
在上述的各较佳实施例中，磁共振设备的磁铁是一个单侧的可动磁铁。也可以采用其它的可动磁铁。例如，已经将特定的可动超导磁铁用于磁共振成像。这些磁铁具有安装于一可动框架的双线圈，以便将被治疗者安排在线圈之间。另外，即使当所述过程是在一个传统的固定式磁共振磁铁中进行时，也可以实际应用本发明的测试点、治疗体积和回避区域等方面的内容。
在上述实施例中，可以将HIFU装置或其它能量施加器的焦点做得尽可能的小，以便精确地进行治疗。在根据本发明又一个实施例的方法中，能量施加装置仍然是聚焦在一个相对较小的焦点上。然而，在施加能量时，焦点可以扫过一个较大的“伪焦点区域”(以下称作“PFR”)。PFR的尺寸通常大于焦点区域。例如，PFR的尺寸范围可以是大约1cm左右。可以进行扫描以将整个PFR或PFR的一部分加热到所需温度或高于所需温度。最理想的是，PFR的达到所需温度的部分可以几乎同时达到这个温度。在扫描过程中，焦点以一可重复图案或伪随机图案在PFR内移动，以便逐次加热PFR内的不同位置。逐次受热的各个位置不必是连续的或甚至不必是彼此相邻的。因此，焦点可以在PFR内跳越，从而使焦点可以逐次位于PFR内分得很开的点上。例如，焦点可以以一个光栅状的图案404移遍PFR 402a，使相邻各点逐次受热。
通过控制每个位置上的荷固比，就可以控制施加于PFR内的每个点的平均能量。与伪焦点区域一样，术语“荷固比”是指在特定点上施加能量的时间在整个加热时间中所占的比例。例如，如果对PFR的一个焦点区域扫描5分钟，在这5分钟内焦点包围一特定位置的时间是5秒钟，则该点的荷固比就是1/60或大约1.6％。在PFR的范围内，荷固比不一定是均匀的。例如，当要将一个球形的PFR均匀地加热到阈值温度以上而使该PFR的所有部分几乎同时达到该阈值温度时，可以用一个低于PFR外部的荷固比来对PFR的中心进行处理，以便补偿从所述外部到周围组织的更快速的热损失。例如，在位置406b荷固比低于位置406a的荷固比。或者，对PFR的各个点施加能量的平均速率可以是非均匀的，即，改变施加于焦点的能量，使PFR内的不同焦点位置上的能量水平不相同。此外，焦点的齿书是可以变化的，即，调节HIFU装置或其它能量施加装置，以随着焦点区域的移动而改变能量密度(在焦点范围内的组织的w/cm2)。
PFR可以具有各种形状，例如球形、椭圆形、杆状、大致矩形，等等。通常，可以将PFR的形状选择成能使PFR成为一个“简单连接”区域。在本文中，术语“简单连接”是指这样一个区域，即，对该区域内的任意两个点而言，连接这两个点的一根直线完全处在该区域内。前述的形状就是简单连接。相反，环形就不是简单连接。
整个PFR范围内的能量输入可以这样来计算，即，监控PFR内的各个位置上的温度、例如测量PFR内的一个或多个点上的磁共振温度，或者采集可以用图像显示的连续的MRI映像或图像。借助在加热周期获得的信息，可以对加热过程进行人工或自动的控制，以改变输入到PFR各区域的能量大小，并且当PFR的所有区域都达到了所需阈值温度时终止加热过程。当每个区域分别达到所需温度时，可以有选择地终止PFR的不同区域内的加热。例如，当所需温度是足以杀死组织的阈值温度时，加热过程会随着PFR的每个区域达到该阈值温度而终止。或者，可以借助如上所述的各测试点进行预测而控制加热过程。
可以用基本上与上述的焦点控制相同的方式对PFR的位置进行控制。例如，在由计算机控制的、可防止对包含敏感的解剖学结构的回避区域产生热烧蚀的系统中，可以通过控制计算机而阻止对与回避区域重叠的任何PFR施加能量。还有，在以上结合图7讨论的系统中，当用户对需治疗的体积施加几何坐标时，控制该过程或计算机的操作者可以选择一个或多个其形状与需热烧蚀的区域配合得很好的PFR。例如，如图14所示，操作者已经限定了一个包围需治疗病人区域的治疗体积400。随后，操作者可以限定一组填充在该治疗体积内的PFR402。操作者可以将PFR的边界输入计算机，其输入方式与输入治疗体积的方式相同。随后，计算机可激活能量施加器来加热每个PFR。
由于能在不偏离本发明范围的情况下采用上述特征的这些和其它变型及其组合，因而对较佳实施例的以上描述应该只起到说明作用，并不限制由所附权利要求限定的本发明的范围。
权利要求
1.一种治疗哺乳类被治疗者的方法，包括如下步骤(a)将一个适于施加静磁场的可动静磁场磁铁相对于所述被治疗者定位在一个磁共振体积内，使所述磁共振体积至少部分地包围被治疗者的一部分区域；(b)将一个适于施加能量的可动能量施加器相对于所述被治疗者定位在一个能量施加区域内，以使所述能量施加区域与所述磁共振体积在所述被治疗者的所述区域内相互交叉；(c)当所述静磁场磁铁在所述磁共振体积内施加所述静磁场时，它施加磁场梯度和射频信号，以便从所述磁共振体积内的所述被治疗者的组织内发出磁共振信号，并接收所述磁共振信号；(d)相对于所述磁共振体积内的被治疗者的组织，从所述磁共振信号派生出磁共振信息；(e)激活所述可动能量施加装置，以对所述能量施加区域内的病人组织施加能量，从而对这些组织进行治疗；以及(f)利用所述磁共振信息，控制所述治疗的一个或多个参数。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述静磁场磁铁和所述能量施加器安装于一底盘，所述定位步骤包括使所述底盘移动，以便使所述底盘相对于所述被治疗者定位。
3.如权利要求2所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤在步骤(c)、(d)、(e)和(f)之后，使所述底盘移动，从而将所述磁共振体积和所述能量施加区域重新定位在被治疗者的一个新的区域内，并且重复步骤(c)、(d)、(e)和(f)，以对所述新区域内的组织进行治疗。
4.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述派生磁共振信息的步骤包括在所述磁共振体积内的一个或多个点上派生出所述磁共振信息，所述各点具有由局部磁共振基准框所限定的位置。
5.如权利要求4所述的方法，其特征在于，所述治疗的所述一个或多个参数包括被治疗组织的位置，所述监控步骤包括在相关于局部磁共振基准框的一工作基准框内对所述被治疗组织的位置进行控制。
6.如权利要求5所述的方法，其特征在于，所述控制被治疗组织位置的步骤包括使所述能量施加器瞄准而在限定于所述工作基准框内的一个或多个治疗位置上施加能量。
7.如权利要求6所述的方法，其特征在于，所述能量施加器适于在一焦点上施加所述能量，所述使能量施加器瞄准的步骤包括使所述焦点相对于所述静磁场磁铁移动。
8.如权利要求7所述的方法，其特征在于，所述能量施加器是一个包括多个超声波发射器的相控阵列，使所述焦点移动的步骤包括使来自所述发射器的超声波辐射的相位改变，同时将所述静磁场磁铁维持在一个固定位置上。
9.如权利要求7所述的方法，其特征在于，所述使焦点移动的步骤包括使所述能量施加器移动，同时将所述静磁场磁铁维持在一个固定位置上。
10.如权利要求6所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤在所述工作基准框内显示被治疗者组织图像，所述瞄准步骤至少部分地通过对所述图像的检查而进行。
11.如权利要求10所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤显示一个叠加在所述图像上的、能量施加装置的目标标识。
12.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述磁共振信息包括一限定了所述局部磁共振基准框内的图像的信息，在所述工作基准框内所显示的图像至少部分地是由所述磁共振信息派生的。
13.如权利要求12所述的方法，其特征在于，所述被显示的图像完全是由所述磁共振信息派生的。
14.如权利要求13所述的方法，其特征在于，所述工作基准框是所述局部磁共振基准框。
15.如权利要求12所述的方法，其特征在于，该方法还包括使所述静磁场磁铁移动的步骤，以便使所述成像体积经过多个位置而让磁共振体积包围被治疗者的多个相邻区域，并借助一种或多种已知的转换方法而提供多个相互偏离的局部磁共振基准框，所述发送和接收磁共振信号的步骤是在所述静磁场磁体处于每个位置时进行的，因而所述磁共振信息包括所述多个局部磁共振框内的信息，所述方法还包括如下对所述磁共振信息中的至少一些进行转换的步骤，以便提供所述工作基准框内的所有所述磁共振信息，所述被显示的图像包围所述被治疗者的多个相邻区域。
16.如权利要求10所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤在一个与所述施加器相关的施加器基准框内的至少一个目标检查点位置上激活所述施加器来施加能量，同时确定所述工作基准框内的每一个目标检查点的位置，并在所述施加器基准框和所述工作基准框之间建立一种转换，所述瞄准步骤包括根据所述转换来调节所述施加器的目标。
17.如权利要求6所述的方法，其特征在于，该方法还包括提供已有图像信息的步骤，该信息限定了一个被治疗者组织的以前采集的图像，该图像包围了所述被治疗者的在已有图像基准框内的所述区域，该方法还可以转换所述磁共振信息和所述已有图像信息之一或两者，以便在一工作基准框内提供所述磁共振信息和所述已有图像信息。
18.如权利要求17所述的方法，其特征在于，所述磁共振信息包括可限定一能表示所述磁共振体积内的病人组织的局部图像的信息，所述方法还包括在所述局部图像内检测也包括在所述已有图像信息内的某些特征的步骤，并且根据所述各特征在所述局部图像和所述以前采集的图像中的布置而在所述局部磁共振基准框和所述已有图像基准框之间派生转换。
19.如权利要求17所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤确定所述静磁场磁铁相对于所述被治疗者的布置情况，根据所述静磁场磁铁相对于被治疗者的布置情况，在所述局部磁共振基准框和所述已有图像基准框之间派生转换。
20.如权利要求6所述的方法，其特征在于，所述瞄准步骤包括选择一个具有限定在所述工作基准框内的边界的治疗体积，并将所述能量施加器瞄准而在所述治疗体积内的多个治疗位置上施加所述能量。
21.如权利要求20所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤显示一个包围被治疗者的需治疗区域的被治疗者图像，并显示叠加在所述图像上的所述边界的可视标识。
22.如权利要求21所述的方法，其特征在于，所述选择一治疗体积的步骤是这样进行的，即，对一控制元件施加一人工输入信号，以在显示所述可视标识的同时调节所述边界。
23.如权利要求20所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤激活施加器在靠近所述治疗区域的边界处的多个测试点上施加能量，以由所述磁共振信息来确定在每个所述测试点上的组织加热程度，并从所述各测试点的加热程度和由所述施加器施加于所述测试点的能量的关系而派生出由所述施加器提供的能量与治疗位置的加热程度之间的关系。
24.如权利要求20所述的方法，其特征在于，施加在所述各测试点上的能量水平小于可在所述各测试点上导致组织永久变化所需的阈值水平。
25.如权利要求20所述的方法，其特征在于，所述派生治疗位置关系的步骤包括派生出一个由所述施加器施加的能量与每个所述测试点加热程度之间的关系，并在所述各测试点之间的整个距离上在这些关系之间进行插值处理。
26.如权利要求20所述的方法，其特征在于，所述治疗区域的边界包括一个或多个多面体图元，所述各测试点靠近所述多面体图元的各顶点。
27.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述静磁场磁铁安装在一个共同的底盘上，该底盘具有若干个用于在所述磁共振体积内施加磁场梯度线圈，所述各梯度线圈在所述静磁场磁铁相对于被治疗者定位的步骤中相对于被治疗者定位。
28.如权利要求27所述的方法，其特征在于，所述静磁场磁铁是一个单侧的静磁场磁铁，因而将所述磁共振体积布置在所述静磁场磁铁的外侧。
29.一种治疗哺乳类被治疗者的方法，包括如下步骤(a)在所述被治疗者体内选择一个治疗体积，其边界由一个工作基准框限定；(b)激活一施加器，以在所述治疗体积内或靠近治疗体积的多个测试点上施加能量；(c)确定在每个所述测试点上对组织的加热程度；(d)从所述各测试点的加热程度与由施加器施加于所述各测试点的能量来派生出由所述施加器提供的能量与所述治疗体积内的各治疗位置的加热程度之间的关系；以及(e)激活所述施加器，以在所述治疗体积内的多个治疗位置上施加能量，由所述施加器在所述每个治疗位置上施加的能量大小至少部分地是根据在所述派生步骤派生出来的能量与对治疗位置的加热程度之间的关系来选择的。
30.如权利要求29所述的方法，其特征在于，所述确定对每个所述测试点的加热程度的步骤包括采集每个所述测试点的磁共振信息。
31.如权利要求30所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤采集所述治疗体积内的至少一个点的磁共振信息，并从该磁共振信息确定所施加于所述治疗体积的能量值。
32.如权利要求29所述的方法，其特征在于，施加在所述各测试点上的所述能量水平小于可导致在所述测试点上的组织发生永久变化所需的阈值水平。
33.如权利要求29所述的方法，其特征在于，所述派生治疗位置关系的步骤包括派生出一个由所述施加器施加的能量与每个所述测试点加热程度之间的关系，并在所述各测试点之间的整个距离上在这些关系之间进行插值处理。
34.如权利要求29所述的方法，其特征在于，所述治疗区域的边界包括一个或多个多面体图元，所述各测试点靠近所述多面体各顶点。
35.如权利要求29所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤显示一个包围被治疗者的需治疗区域的所述工作基准框内的被治疗者图像，并显示叠加在所述图像上的所述边界的可视标识。
36.如权利要求35所述的方法，其特征在于，所述选择一治疗体积的步骤是这样进行的，即，对一控制元件施加一人工输入信号，以在显示所述可视标识的同时调节所述边界。
37.如权利要求29所述的方法，其特征在于，所述激活施加器以在所述治疗位置上施加能量的步骤是这样进行的，即，根据一预定的顺序，自动地调节施加器对不同治疗区域的目标，并在施加器瞄准每个治疗位置时，使施加器工作。
38.如权利要求37所述的方法，其特征在于，所述治疗位置的预定顺序是光栅扫描，因而所述各治疗位置是以一种与这些位置在所述治疗体积内的空间布置相对应的顺序而受到治疗的。
39.如权利要求37所述的方法，其特征在于，所述治疗位置的预定顺序是伪随机方式。
40.如权利要求37所述的方法，其特征在于，所述能量是这样施加的，即，对每个治疗位置上的组织进行热烧蚀。
41.如权利要求40所述的方法，其特征在于，所述施加能量的步骤是这样进行的，即，在1秒或更短的时间内将能量施加于每个所述治疗位置。
42.一种治疗哺乳类被治疗者的方法，包括如下步骤(a)在一工作基准框内限定一个包围无需治疗的组织的回避区域，并记录所述回避区域的边界；(b)人工地使一体内治疗装置的目标点相对于被治疗者移动，并人工地激活该治疗装置在所述目标点上施加治疗，藉以操作该治疗装置；(c)在所述人工操作步骤中，自动地跟踪所述工作基准框内的目标点，并自动地控制治疗装置的工作，以避免在所述回避区域内施加治疗。
43.如权利要求42所述的方法，其特征在于，所述自动控制工作的步骤包括自动地阻止所述目标点移入所述回避区域。
44.如权利要求43所述的方法，其特征在于，所述人工移动目标点的步骤包括人工地移动一致动器的步骤，所述自动地阻止所述目标点移动的步骤包括当目标点处在所述回避区域附近时，相应于目标点移入回避区域的移动而在与致动器移动方向相反的方向上提供力反馈。
45.如权利要求42所述的方法，其特征在于，所述自动地控制治疗装置工作的步骤包括当所述目标点位于所述回避区域内时，阻止施加治疗。
46.如权利要求42所述的方法，其特征在于，该方法还包括如下步骤显示一个被治疗者图像的可视标识，并显示一叠加在所述图像的所述标识上的所述回避区域边界的可视标识。
47.如权利要求46所述的方法，其特征在于，所述限定一回避区域的步骤是这样进行的，即，对一控制元件施加一人工输入信号，以在显示所述可视标识的同时调节所述边界。
48.如权利要求42所述的方法，其特征在于，所述体内治疗装置是一聚焦超声波施加器。
49.治疗设备包括(a)一静磁场磁铁，它适于在相对于该静磁场磁铁的一个磁共振体积内的预定位置上施加一静磁场；(b)一能量施加器，它适于在相对于该施加器的一个能量施加区域内的预定位置上施加能量；(c)定位装置，用于移动所述静磁场磁铁和所述能量施加器而使两者定位，以便使所述磁共振体积至少部分地包围需治疗的被治疗者区域，并使能量施加区域与所述磁共振体积在所述被治疗者区域内相互交叉。
50.如权利要求49所述的设备，其特征在于，所述静磁场磁铁和所述能量施加器安装于所述底盘，所述定位装置包括用于使所述底盘移动以让所述底盘相对于所述被治疗者定位的装置。
51.如权利要求50所述的设备，其特征在于，该设备还包括安装于所述底盘的梯度线圈，所述梯度线圈可以在所述磁共振体积内施加一磁场梯度。
52.如权利要求51所述的设备，其特征在于，该设备还包括用于激活所述梯度线圈以施加所述磁场梯度的装置，以及用于施加射频信号的射频发射/接收装置，它可以从所述磁共振体积内的被治疗者组织发出磁共振信号，并接收所述磁共振信号。
53.如权利要求52所述的设备，其特征在于，所述设备还包括用于从所述磁共振信息派生出限定了所述磁共振体积内的被治疗者组织之图像的信息的装置。
54.如权利要求52所述的设备，其特征在于，该设备还包括用于从所述磁共振信息派生出所述磁共振体积内的局部磁共振基准框中的一个或多个位置上的被治疗者组织的温度的装置。
55.如权利要求53或54所述的设备，其特征在于，该设备还包括用于在所述局部磁共振基准框与被治疗者的以前采集的图像的已有图像基准框之间派生出一转换的装置。
56.如权利要求55所述的设备，其特征在于，该设备还包括位置检测装置，用于确定所述静磁场磁铁在一固定基准框内的位置，所述转换-派生装置可以至少部分地由所述静磁场磁铁的检测位置派生出所述转换。
57.如权利要求51所述的设备，其特征在于，所述静磁场磁铁是一个单侧磁铁，因而所述磁共振体积设置在所述静磁场磁铁的外侧，并沿着向前的方向与所述静磁场磁铁分开。
58.如权利要求56所述的设备，其特征在于，该设备还包括一可视显示器和一能将一被治疗者的图像显示在所述显示器上的显示器驱动器，所述显示器安装在所述底盘上的位于所述静磁场磁铁后方的位置。
59.如权利要求49所述的设备，其特征在于，所述能量施加器包括一个超声波发射换能器阵列和一个安装在所述超声波换能器阵列前方的柔性流体容器，所述柔性流体容器可配合在所述换能器阵列与被治疗者体表之间。
60.如权利要求59所述的设备，其特征在于，所述能量施加器包括一安装座，所述换能器阵列和所述柔性容器作为一可随意处理的装置而可释放地联接于所述安装件。
61.一种用于治疗哺乳类被治疗者的设备，包括(a)一适于接收输入能量并向被治疗者体内施加能量的施加器，所述施加器可以有选择地瞄准被治疗者体内的不同点，因而所述施加器可以被激活而有选择地加热位于被治疗者的一治疗体积内或附近的若干个测试点；(b)所施能量记录装置，用于记录当所述施加器被激活而加热所述各测试点时供应给该施加器的输入能量；(c)磁共振装置，用于确定当所述施加器被激活而加热所述各测试点时对每个测试点上的组织进行加热的程度；以及(d)计算装置，用于从所述各测试点的加热程度和由所述施加器施加至所述各测试点的能量大小之间的关系而派生出由所述施加器提供的输入能量与对所述治疗体积内的各治疗位置的加热程度之间的关系。
62.如权利要求61所述的设备，其特征在于，该设备还包括控制装置，用于当所述施加器被激活而在所述各治疗位置施加能量时对供应给所述施加器的输入能量进行控制，在操作过程中提供给所述施加器以向每个所述治疗位置提供能量的输入能量的大小是这样选择的，即，至少部分地根据输入能量和由所述计算装置推导出来的治疗位置的加热程度之间的关系。
63.治疗设备包括(a)回避存储装置，用于保存限定了一回避区域的数据，该回避区域在一工作基准框内包围了不必接受治疗的病人组织；(b)一具有一目标点的体内治疗装置，所述治疗装置依靠人工操作而在目标点上施加一治疗；(c)用于人工移动所述目标点的装置；(d)用于在所述工作基准框内自动跟踪所述目标点的装置；以及(e)用于自动控制治疗装置工作以避免在所述回避区域内施加治疗的装置。
64.如权利要求63所述的设备，其特征在于，所述用于自动控制工作的装置包括用于自动地组织所述目标点移入所述回避区域的装置。
65.如权利要求64所述的设备，其特征在于，所述用于人工移动目标点的装置包括一致动器，所述用于自动地组织所述目标点移动的装置包括当目标点处在所述回避区域附近时，相应于目标点移入回避区域的移动而在与致动器移动方向相反的方向上提供力反馈的装置。
66.如权利要求63所述的设备，其特征在于，所述用于自动地控制治疗装置工作的装置包括用于当所述目标点位于所述回避区域内时阻止施加治疗的装置。
67.磁共振成像设备，包括(a)一可动的单侧静磁场磁铁，它可提供适于在所述静磁场磁铁的外侧并与所述静磁场磁铁向前分开的成像体积内进行磁共振成像，所述静磁场磁铁包括一底盘和多个圆筒形超导静磁场线圈，它安装于所述底盘，并与穿过所述磁共振体积的一共同的中轴线共轴；(b)定位装置，用于移动所述静磁场磁铁而使该磁铁相对于一固定的被治疗者定位，从而使所述磁共振体积至少部分地包围一被治疗者的区域。
68.如权利要求67所述的设备，其特征在于，该设备还包括安装于所述底盘的梯度线圈，所述梯度线圈可在所述磁共振体积内施加磁场梯度。
69.如权利要求68所述的设备，其特征在于，该设备还包括用于激活所述梯度线圈以施加所述磁场梯度的装置；用于施加射频信号的射频发射/接收装置，它可以从所述磁共振体积内的被治疗者组织发出磁共振信号，并接收所述磁共振信号；以及用于从所述磁共振信息派生出相对于在一局部磁共振基准框内的所述磁共振体积内的被治疗者组织而言的磁共振信息的装置。
70.如权利要求69所述的设备，其特征在于，所述用于派生磁共振信息的装置包括这样的装置，它可以用于派生出在所述局部磁共振基准框中的被治疗者组织图像，并由所述磁共振信号派生出所述局部磁共振基准框内的一个或多个位置上的被治疗者组织的温度。
71.如权利要求68所述的设备，其特征在于，所述梯度线圈包括设置在所述静磁场线圈前方的环，每对环具有沿垂直于所述共轴线的一对轴线彼此间隔开的形心(centroid)，每对环的轴线相互垂直。
72.如权利要求71所述的设备，其特征在于，每个所述环是与所述共轴线同轴的一个圆的扇形部分，因而每个环包括一弧形的外段和一对大致径向段，前者具有一靠近所述中轴线的曲率中心，后者从所述外段的末端向内朝着中轴线延伸。
73.如权利要求71所述的设备，其特征在于，所述梯度线圈包括两对鞍形线圈，每个鞍形线圈具有一设置在所述静磁场线圈前方并具有一靠近中轴线的曲率中心的前弧形段，以及一对从所述前弧形段向后延伸的轴向段。
74.如权利要求67所述的设备，其特征在于，所述多个超导线圈包括两组线圈，该设备还包括电流驱动装置，它适于激活第一组线圈，以在围绕中轴线的第一方向上携带电流，并适于激活第二组线圈，以在围绕中轴线的反向的第二方向上携带电流。
75.如权利要求74所述的设备，其特征在于，所述第一组线圈包括一最内线圈和一最外线圈，所述第二组线圈包括一内中部线圈和一外中部线圈，所有线圈都设置在沿所述中轴线的一个共同位置上。
76.一种密封的、可随意处理的高强度聚焦超声波施加器，包括一框架、多个安装于所述框架的超声波发射器以及一含有基本上无空气并永久连接于所述框架的袋子，所述发射器联接于所述流体，以便通过流体传递超声波振动。
77.如权利要求76所述的施加器，其特征在于，该施加器还包括一围绕所述框架和袋子的、可拆除的、可透气的包装物。
全文摘要
利用由可动磁共振仪器(10)采集到的磁共振信息来监控例如组织热烧蚀等对过高超越体温的治疗过程。该仪器可以包括磁共振设备(12)和一能量施加器,后者可以例如是高强度聚焦超声波装置。治疗过程可以在操作者在被治疗者图像上标识出一个治疗体积(128)之后进行,所述图像可以是例如借助可动磁共振仪器采集到的磁共振图像。这种自动的治疗过程可以根据在治疗体积附近的多个测试点(126)上的组织响应曲线上的内插值来进行。该系统还可以在人工操作的过程中提供优良的自动控制,藉以防止对敏感的组织结构施加热量。
文档编号A61B17/225GK1257414SQ98805359
公开日2000年6月21日 申请日期1998年5月22日 优先权日1997年5月23日
发明者戴维·E·阿克, 马克·瓦格肖 申请人:外科器械股份有限公司