超声治疗的频率优化的制作方法
【专利说明】
[0001] 相关申请的夺叉引用
[0002] 本申请要求在2013年3月6日提交的、其全部内容通过引用包含于此的美国临时 专利申请No. 61/773, 394的优先权和权益。
技术领域
[0003] 本发明总地涉及聚焦超声治疗，并且尤其涉及用于优化超声频率以增加目标处的 能量沉积的系统和方法。
【背景技术】
[0004] 聚焦超声（即，具有大于约20千赫兹的频率的声波）可以用于对患者内的内部身 体组织进行成像或治疗性地处理。例如，超声波可以用于消融肿瘤，消除了患者经历侵入式 手术的需要。为此，压电陶瓷换能器置于患者外部，但是接近要被消融的组织（"目标"）。 换能器将电子驱动信号转换成机械振动，导致声波的发射（以下被称为"声处理"的过程）。 换能器可以被成形以使得波会聚在聚焦区。可替换地或另外地，换能器可以由多个被独立 驱动的换能器元件形成，换能器元件的相位（以及优选地，振幅）可以各自相互独立地被控 制，并且由此可以被设置以引起聚焦区中各个单独声波的相长干涉。这种"相控阵列"换能 器便于通过调节换能器之间的相对相位来操纵聚焦区至不同的位置。磁共振成像（MRI)可 以用于可视化焦点和目标以引导超声波束。
[0005] 图1示出示例性MRI引导的聚焦超声系统100。系统100包括多个超声换能器元 件102,其以阵列布置在外壳104的表面。阵列可以包括换能器元件102的单个行或矩阵、 或一般地任何配置。阵列可以具有弯曲（例如，球形或抛物面）的形状（如所示出的），或 者可以包括一个或多个平面或其他形状的部分。其尺寸可以根据应用而在数毫米至数十厘 米之间变化。换能器元件102可以是压电陶瓷元件，或者由压电复合材料或能够将电能转 换成声能的任何其他材料制成。为了抑制元件102之间的机械耦合，可以使用硅橡胶或任 何其他合适的阻尼材料来将元件102安装在外壳104上。
[0006] 换能器元件102经由单独的驱动通道被控制设施106驱动。对于η个换能器元件 102,控制设施106可以包含η个控制电路，每个控制电路包括放大器和相位延迟电路，每个 控制电路驱动其中一个换能器元件102。控制设施可以将通常在0.1 MHz至4MHz的范围中 的射频（RF)输入信号分离成用于η个控制电路的η个通道。在传统的系统中，控制设施 106被配置为以同一频率但以不同相位和不同振幅驱动阵列的各个换能器元件102,以使 得它们共同地在期望位置产生聚焦超声波束。控制设施106期望地提供计算功能，其可以 以软件、硬件、固件、硬接线或其任意组合实施以计算期望聚焦位置的所需相位和振幅；这 些相位/振幅计算可以包括补偿由组织界面处的超声反射或折射或者具有各种声参数的 组织中的传播所产生的像差的校正，声参数可以基于例如感兴趣的解剖区域的计算机断层 扫描（CT)或其他图像来确定。通常，控制设施106可以包括几个可分离的设备，诸如频率 发生器、包含放大器和相位延迟电路的波束形成器、以及执行计算并将各个换能器102的 相位和振幅传送至波束形成器的计算机（例如，通用计算机）。这种系统可容易地获得或者 可以在没有过度实验的情况下实现。
[0007] 系统100还包括与控制设施106通信的MRI设备108。示例性设备108在图2中 更详细地示出。设备108可以包括圆筒形电磁体204,其在电磁体204的孔206内生成静 态磁场。在医疗程序期间，患者被放置在孔206内部的可移动支撑台208上。患者内的感 兴趣区域210(例如，患者的头部）可以位于成像区域212内，其中，磁场是大致均匀的。围 绕成像区域212的射频（RF)发射器线圈214将RF脉冲发射至成像区域212中，并接收从 感兴趣区域210发射的MR响应信号。使用图像处理系统216将MR响应信号放大、调整并 数字化成原始数据，并且通过本领域普通技术人员已知的方法进一步转换成图像数据的阵 列。基于图像数据，识别出治疗区域（例如，肿瘤）。布置在MRI设备的孔206内以及在一 些实施例中布置在成像区域212内的超声相控阵列220之后被驱动以将超声聚焦至治疗区 域。MRI设备108便于基于其对被声处理的组织的效果来可视化焦点112。例如，各种基于 MRI的温度测量方法中的任一种可以用于观察由聚焦区域中的超声吸收产生的温度增加。 可替换地，基于MR的声辐射力成像（ARFI)可以用于测量焦点中的组织位移。焦点的这种 测量可以用作用于驱动超声换能器阵列220的反馈。
[0008] 聚焦超声治疗的目标通常是最大化在目标处吸收的能量的量，同时最小化围绕目 标的健康组织以及沿着换能器和目标之间的路径的组织对超声的暴露。组织中超声吸收的 程度是频率的函数，由以下给出：
[0010] 其中，I。是进入组织的点处的超声强度（以w/cm2度量），I是在波束通过组织传 播距离z (以cm度量）之后的强度，f是超声频率（以MHz度量），以及α是该频率处的吸 收系数（以cm^MHz1度量）。积α ·?·越高，目标区域中吸收的程度将越大，而在至目标 区域的路上被吸收并且因此从未到达目标区域的超声波的部分也越高。该权衡可以通过在 组织深度ζ处（即在波束传播通过组织的距离ζ之后）沿着Icm的目标组织被吸收的超声 能量的部分E t来获得：
[0012] 在传统的超声治疗程序中，基于以上关系来选择超声频率以最大化Et。然而，该方 法未能考虑影响焦点处的能量沉积的其他超声-组织相互作用的影响，诸如反射、折射和 散射。在一些情况中，这种相互作用是本质的：例如，当将超声波聚焦至脑部时，波束可能受 到离开皮层和皮层之间的多次反射，如图3所示。因此，改良频率选择以改善目标处的能量 沉积的能力将改善超声治疗的性能和安全性。
【发明内容】
[0013] 本发明涉及聚焦超声治疗方法，其涉及确定特定频率范围内的最佳频率 即， 最大化目标处的吸收或声强度的频率，本发明还涉及用于实施所述方法的系统。（本文使 用的术语"最佳"、"优化"、"最大"、"最大化"等通常涉及对现有技术的实质改进（例如，大 于10%，大于20%，或大于30% )，但不必定意味着它们实现了理论上最好的可能频率、能 量吸收等。而是，优化频率、或者最大化目标处的能量涉及选择在所利用的技术和方法的限 制内实践上可辨别的最好频率。）本发明基于以下认识：在目标部位处吸收的超声能量的 量极大地被除吸收以外的组织相互作用机制影响，并且可以通过选择与传统上计算的基于 吸收的频率偏离的超声频率得到显著改善。
[0014] 因此，本发明的实施例在选择治疗频率时考虑多次超声-组织相互作用。原理上， 这可以通过使用例如有限元方法模拟在各个频率处超声波束与患者组织的相互作用来在 计算上实现。模拟可以基于例如通过计算机断层扫描或超短回波时间（TE)MRI获得的详细 组织模型；模型一般包括多个组织类型或层（例如，针对聚焦至颅骨、皮质骨的层、骨髓和 软脑组织的超声波）并特征化它们各自的材料性质。然而，已经观察到，尽管是类似的目标 部位，最佳频率在人与人之间极大地变化，并且通常为利用当前组织成像和建模技术不能 充分捕获或者在计算上代价很高而不切实际的方式。因此，在优选实施例中，最佳频率针对 每个患者以实验的方式单独地确定。这可以在治疗之前通过测量特定范围（通常处于足够 低以不导致对组织的任何损害的能量水平）内的几个频率处目标中的超声吸收（或指示其 的量）并基于测量识别最佳频率来完成。该方法隐含地考虑对在目标处吸收的超声能量的 量的所有（已知或未知的）贡献因素。可替换地，如果诸如反射的特定机制被发现支配换 能器和目标之间的超声波的衰减，则该机制的影响可以以实验的方式被量化，并且频率被 选择以最小化该影响。例如，当将超声波聚焦至脑部时，波束可能受到离开皮层和皮层之间 的多次反射；在该场景中，优化频率的一种方式是测量总的颅骨反射率（将来自所有反射 波束的贡献相加），并选择最小化反射波束的频率。
[0015] 因此，在一个实施例中，本发明涉及用于患者内的目标的超声治疗的患者特定频 率优化方法。该方法涉及对目标进行声处理并且（例如使用温度测量）针对测试范围内的 多个超声频率中的每一个测量与目标中吸收的超声能量的量相关联的参数（例如，功率、 能量、强度、声力、组织位移和温度）。在一些实施例中，换能器包括多个片段（其可以例如 至少部分基于患者的解剖结构来限定），并且针对每个测试频率和每个片段来测量参数。在 测试范围内的频率中，（针对整个换能器或每个片段）选择与所测量参数的值相对应的频 率，该所测量参数的值本身对应于目标中吸收的超声能量的最大量。在一些实施例中，测试 范围内的多个频率至少部分基于针对之前测试的频率所测量的参数的值动态地限定。在频 率选择之后，换能器（或换能器片段）可以在所选择频率和治疗能量水平被驱动以对目标 进行声处理；治疗能量水平通常超过在测试期间施加的声处理的能量水平。在多片段实施 例中，片段可以各自在其相应的选择频率处被顺序地（例如循环地）或同时驱动。
[0016] 另一方面涉及用于针对患者内的目标的超声治疗选择患者特定频率的系统。该系 统包括超声换能器和能够在测量范围的频率内的任意频率驱动换能器以对目标进行声处 理的相关联的控制器，以及用于测量与目标中吸收的超声能量的