专利名称：供磁共振使用的治疗性超声的制作方法
技术领域：
本实施例涉及治疗性超声(therapeutic ultrasound)。特别地,治疗性超声被提供以供磁共振成像使用。
背景技术：
磁共振(MR)兼容设备的系统设计要求仔细关注部件的磁性能。MR系统的有源电路与射频(RF)线圈之间的电磁干扰要被避免。为了最小化干扰，只有必需的超声部件被放置在MR机器的腔(bore)内。例如，换能器阵列被安置在该腔中。电缆线路(例如同轴电缆)把该设备的其余部分(例如发射器)连接到换能器。发射器或驱动器可以在环绕MR系统的房间或法拉第笼(Faraday cage)之外。通过把驱动电子设备和控制智能放置在MR腔之外，它们与MR磁场和RF信号拾取(pickup)的干扰被最小化。然而，一个同轴电缆针对换能器的每个元件被需要。电缆线路本身是干扰的潜在途径，并且正常情况下被严密屏蔽，以防止发射和易感性问题。因而，元件的数目可以是有限的，诸如为128或256个元件。驱动放大器与换能器之间的物理分离意味着存在功率传输比折衷，因为同轴电缆线路传递正向功率和反射的功率。为了减少电缆线路，单个球形元件可以被使用，从而要求仅仅一个同轴电缆。为了操纵声能，元件以机械方式被移动。然而，用于移动元件的通常的基于磁的马达和金属平移台(translation stage)可以使MR系统的主磁场变形。在一种方法中，约256个元件在球形碗中被布置为紧密包装的整体。元件相位控制允许在有限的角度(诸如约7° )上的电子波束操纵(electronic beam steering)。发射器定相电子设备经由大的同轴电缆束被远程定位。进一步的操纵被提供有在三个轴线中的平移和绕着两个轴线的转动。机器人和阵列被构建到MR检查台中。
发明内容
作为介绍，下面所描述的优选实施例包括用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的方法、系统、指令和计算机可读介质。许多元件的阵列(诸如多维阵列)被使用。为了避免电缆线路，发射器被安置在阵列处。阵列和发射器被屏蔽来减少干扰。为了避免针对许多元件的大的电感，声匹配层可以被测定大小来提供想要的相位角或电阻抗匹配。在第一方面，提供了一种用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的系统。换能器阵列包括元件的多维阵列。发射波束形成器(transmit beamformer)与换能器阵列连接。通信接口与发射波束形成器连接。壳体电磁屏蔽并且包围换能器阵列、发射波束形成器和通信接口。换能器阵列、发射波束形成器和通信接口在磁共振成像系统的腔中是可操作的。在第二方面，提供了一种用于在与磁共振一起使用的治疗性超声的方法。多维分布的元件的声阵列被安置在磁共振系统的腔内。元件用腔内的发射器被驱动。治疗性超声响应于该驱动被施加到腔内的患者。患者用磁共振系统被成像。在第三方面，超声换能器包括元件的声阵列。发射波束形成器具有分别与多个元件连接的通道。匹配层邻接声阵列的发射面(emitting face)。匹配层的厚度使元件的电容偏置(off-set)，使得电阻抗的相位角在零点(zero)的约10度内。发射波束形成器与元件之间的连接没有任何匹配电感。本发明由下面的权利要求来限定，并且这部分中的任何事物都不应该被认为是对那些权利要求的限制。本发明的其它方面和优点连同优选实施例在下面被讨论，并且稍后可以独立地或组合地被要求保护。
部件和附图不必成比例，重点而是被放在说明本发明的原理上。此外，在附图中，遍及不同的视图，相同的参考数字标明相对应的部分。图1是用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的系统的一个实施例的框 图2是组合的治疗性超声和MR成像系统的一个实施例的横截面图解；
图3是用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的系统的一个实施例的横截面 图4是根据一个实施例的所集成的发射波束形成器和换能器的框图； 图5是针对治疗性超声敷贴器(applicator)的例子模块；
图6是用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的例子装置；并且 图7是用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的方法的一个实施例的流程图。
具体实施例方式紧凑的、高度集成的、高多维元件计数高功率聚焦超声(FUS )系统被包含在患者敷贴器内。具有被并置的驱动电子设备和计算资源的多维FUS系统导致简化的MR兼容系统。FUS系统可以被用在除MR之外的其它应用中，诸如用于超声成像或治疗。系统控制、波束形成计算和高功率发射器在患者敷贴器内的集成考虑到大量的阵列元件。针对不同元件的电缆线路是不需要的，从而当与MR成像一起被使用时减少潜在干扰。超声波束可以在大的区域上被电子操纵，从而消除高导体计数电缆、电子设备的大机箱(cabinet)以及阵列的机器人安置(robotic positioning)。针对每个通道的磁电匹配部件的需求可以被消除。两个电连接、即DC电源和低带宽通信链路可以被使用。患者敷贴器使用DC电源、冷却泵浦流体和/或通信链路来传递关于治疗性超声能量沉积(诸如发射频率、功率强度、持续时间、工作循环和聚焦位置)的高级描述性命令。封装和最小的电缆线路提供电磁干扰(EMI)屏蔽。不存在对于同轴电缆束(或其它被控制的阻抗互连)或高带宽数字数据链路的要求。结果是紧凑的、高效的多维系统，能够在仅仅一个单相3KVA电气电路中工作。在给定控制信号的特性的情况下，具有用户界面的支撑推车(supporting cart)或机箱可以被安置在法拉第笼或MR房间之外。图1不出了一种用于在与磁共振一起使用的治疗性超声的系统10。系统10包括存储器12、MR系统14、超声系统16、换能器18、处理器24和显示器26。超声系统16和换能器18供MR系统使用。如在图2中所示，超声系统16和换能器18可以被再分为子系统22和敷贴器21。图2示出了将换能器18和超声系统16相对于MR系统部件进行安置的一个例子。附加的、不同的或更少的部件可以被提供。例如，网络或网络连接被提供，诸如用于与医疗成像网络或数据档案系统成网状。作为另一例子，MR系统14、处理器24、存储器12和/或显示器26不被提供。存储器12、处理器24和显示器26是诸如治疗性超声系统16、MR系统14或其它系统之类的医疗成像系统的部分。可替换地，存储器12、处理器24和显示器26是(诸如与医疗记录数据库工作站或服务器相关联的)档案和/或图像处理系统的部分。在其它实施例中，存储器12、处理器24和显示器26是个人计算机，诸如是台式计算机或膝上型计算机、工作站、服务器、网络或其组合。显示器26是监控器、IXD、投影仪、等离子体显示器、CRT、打印机或其它现在公知的或以后被开发的用于输出视觉信息的设计。显示器26从处理器24、存储器12、MR系统14或超声系统16中接收图像、图形或其它信息。在超声系统16仅仅用于治疗之处，显示器26可以被用于MR成像和用户界面，以指导治疗的操纵，而无需显示超声图像。在一个实施例中，MR系统14被用来生成表示患者的组织的一个或多个图像，用于在显示器26上的显示。例如，根据MR解剖学信息的三维数据集再现的一个或多个图像被提供。多平面重构可以被提 供。用户可以在图像上指示医治(treatment)患者的位置。可替换地，处理器24标识用于医治的位置。超声系统16是任何现在公知的或以后被开发的超声治疗系统。例如，超声系统16包括用于在声能和电能之间进行转换的换能器18。发射波束形成器针对换能器18的不同元件相对地延迟信号并使信号变迹(apodize)。在可替换的实施例中,超声系统16包括用于生成超声图像的接收波束形成器。超声图像可以除了 MR成像之外或者作为MR成像的替换方案被用于治疗指导。参照图2,磁共振(MR)系统14包括低温磁体(cryomagnet) 30、梯度线圈32和RF机箱(诸如通过法拉第笼隔离的房间)中的体线圈36。管状的或侧向开的检查对象腔包围视野。更开放的装置可以被提供。病床38 (例如患者轮床或台)支撑检查对象，诸如具有或没有一个或多个本地线圈的患者。病床38可以被移动到检查对象腔中，以便生成患者的图像。接收到的信号可以被本地线圈装置经由例如同轴电缆或无线电链路(例如经由天线)被发送到MR接收器，用于定位。MR系统14的其它部分被提供在相同的壳体内、相同的房间内(例如在射频机箱内)、相同的设施内，或者被远程地连接。MR系统14的其它部分可以包括本地线圈、冷却系统、脉冲生成系统、图像处理系统和用户界面系统。任何现在公知的或以后被开发的MR成像系统14可以被使用。MR系统的不同部件的位置在RF机箱之内或在RF机箱之外，诸如图像处理、X线断层摄影术、发电和用户界面部件在RF机箱之外。电力电缆、冷却线和通信电缆通过滤板把在RF机箱内的脉冲生成、磁体控制和探测系统与在RF机箱之外的部件连接起来。MR系统14由软件、硬件或两者来配置，以捕获表示患者中的平面或体积的数据。为了检查患者，不同的磁场暂时地或在空间上被彼此协调，用于施加到患者。低温磁体30生成在例如0.2特斯拉到3特斯拉或更多的范围中的强的静态主磁场B”主磁场Btl在视野中是近似均匀的。患者的原子核的核自旋经由磁射频激励脉冲被激发，所述磁射频激励脉冲经由射频天线(诸如整个体线圈36和/或本地线圈)被发送。射频激发脉冲例如由脉冲序列控制单元所控制的脉冲生成单元生成。在通过使用射频放大器被放大之后，射频激励脉冲被路由到体线圈36和/或本地线圈。体线圈36是单个部分或者包括多个线圈。信号在给定的频带处。例如，针对3特斯拉系统的MR频率是约123MHz+/-500KHz。不同的中心频率和/或带宽可以被使用。梯度线圈32在测量的过程中辐射磁梯度场，以便产生选择性的层激发并且用于测量信号的空间编码。梯度线圈32由梯度线圈控制单元控制，所述梯度线圈控制单元像脉冲生成单元一样被连接到脉冲序列控制单元。由被激发的核自旋所发射的信号由本地线圈和/或体线圈36接收到。在一些MRX线断层摄影术过程中，具有高信噪比(SNR)的图像可以通过使用本地线圈装置(例如环、本地线圈)被记录。本地线圈装置(例如天线系统)被部署为直接相邻在患者上(前部的)、在患者下(后部的)或在患者中的检查对象。接收到的信号由相关联的射频预放大器来放大，以模拟或数字化的形式被发送，并且由MR接收器进一步处理并且数字化。被记录的所测量的数据以数字化的形式被存储为k空间矩阵中的复杂的数值(complex numeric value)。一维或多维傅里叶变换根据k空间矩阵数据重构对象或患者空间。MR系统14可以被配置为捕获不同类型的数据。例如，MR数据表示患者的解剖学。MR数据表示对组织的磁场和射频脉冲的响应。诸如软组织、骨骼或血液之类的任何组织都可以被表示。MR系统14可以被配置用于捕获专门的功能性或解剖学信息。例如，Tl加权的、扩散、温度测量法或T2加权的MR数据被捕获。MR系统14可以被配置用于捕获弹性成像信息。任何MR 弹性成像扫描都可以被使用。换能器18可以被用来诱导患者内的机械波，用于应变或弹性的MR成像。在另一实施例中，MR系统14不被提供。换能器18和超声系统16可以在MR背景之外被使用。存储器12是图形处理存储器、视频随机存取存储器、随机存取存储器、系统存储器、随机存取存储器、高速缓冲存储器、硬盘驱动器、光学介质、磁介质、闪存驱动器、缓冲器、数据库、其组合或其它现在公知的或以后被开发的用于存储数据或视频信息的存储设备。存储器12是成像系统的部分、与处理器24相关联的计算机的部分、数据库的部分、另一系统的部分或独立的设备。存储器12存储表示三维患者体积或二维患者平面的一个或多个数据集。患者体积或平面是患者的区域，诸如是胸部、腹部、腿部、头部、臂部或其组合内的区域。患者体积是由MR系统14所扫描的区域。任何类型的数据都可以被存储，诸如医疗图像数据可以被存储。这些数据表示在医治或其它过程之前或其期间的患者。例如，MR解剖学数据在过程之前被捕获，诸如仅仅在不同日子的先前的预约(数分钟或数秒钟)之前或者在该预约期间被捕获。这个被存储的数据(优选地以高分辨率)表示组织。针对体积数据，被存储的数据被内插或被转换为均匀间隔的三维网格或者是为扫描格式。每个数据都与患者体积中的不同体积位置(体素)相关联。每个体积位置在该数据集内大小和形状相同。沿着维度具有不同大小、形状或数目的体积位置可以被包括在相同的数据集中。体素大小和/或分布可以针对不同类型的MR数据是不同的。存储器12可以包括使换能器18和超声系统16的坐标与MR系统14有关的校准、基准或变换数据。数据坐标系统表示扫描设备相对于患者的位置，因此该数据坐标系统是相同的或者可以在MR系统14与超声系统16之间被直接变换。例如，在MR数据中可探测的基准被安置在相对于换能器18已知的位置上或该位置处。变换根据基准被生成，以使这两个坐标系统有关。MR数据可以被用来直接探测换能器18，用于生成变换。在另一替换方案中，换能器18的位置相对于MR系统14被固定，因此预定的变换可以被使用。在还有另一可替换的实施例中，超声发射的效果(例如温度或组织位移)用MR扫描被探测到，并且被用来使这些坐标有关。存储器12或其它存储器是非暂时性计算机可读存储介质，所述非暂时性计算机可读存储介质存储表示可由被编程的处理器24执行的用于在MR环境中的超声治疗的指令的数据。这里所讨论的用于实施过程、方法和/或技术的指令被提供在计算机可读存储介质或存储器上，诸如被提供在高速缓冲、缓冲器、RAM、可移除介质、硬盘驱动器或其它计算机可读存储介质上。计算机可读存储介质包括各种类型的易失性存储介质和非易失性存储介质。在图中所图示的或在这里所描述的功能、动作或任务响应于被存储在计算机可读存储介质中或上的一个或多个指令集被执行。这些功能、动作或任务独立于特定类型的指令集、存储介质、处理器或处理策略，并且可以由软件、硬件、集成电路、固件、微代码等来执行，其中这些软件、硬件、集成电路、固件、微代码单独地工作或组合地来执行。同样地，处理策略可以包括多处理、多任务、并行处理等。在一个实施例中，指令被存储在可移除的介质设备上，用于由本地或远程系统进行读取。在其它 实施例中，指令被存储在远程位置中，用于通过计算机网络或在电话线路上传输。在还有其它实施例中，指令被存储在给定的计算机、CPU、GPU或系统内。处理器24是通用处理器、中央处理单元、控制处理器、图形处理器、数字信号处理器、三维渲染处理器、图像处理器、专用集成电路、现场可编程门阵列、数字电路、模拟电路、其组合或其它现在已知的或以后被开发的用于指导治疗、注册和/或生成图像的设备。处理器24是单个设备或串行地、并行地或分离地工作的多个设备。处理器24可以是计算机(诸如膝上型计算机或台式计算机)的主处理器，或者可以是用于在更大的系统中(诸如在成像系统(例如MR系统14)中)处理任务的处理器。处理器24通过软件和/或硬件来配置。处理器24被配置来计算使坐标系统有关的变换。处理器24可以被配置来生成MR图像。在一个实施例中，处理器24控制MR系统14、用户与超声系统16之间的交互作用。用于医治的位置和/或医治参数(例如频率、持续时间、工作循环、波形、孔径和/或幅度)由处理器24来确定。相对应的控制信号被提供到超声系统16。处理器24可以生成用于控制超声系统16的用户界面。处理器24可以被配置来触发换能器18和/或MR系统14的工作。扫描和治疗可以被交织。扫描和治疗可以被促使来同时发生。处理器24可以被配置来控制超声系统16的工作模式。针对治疗，工作模式可以包括测试工作(例如生成样本治疗波束)、施加治疗、校准、针对变换确定的位移生成或其它模式。超声系统16和换能器18适应于在MR环境中的使用。尽管MR系统14对于甚至非常小的电磁干扰是易受影响的，但是不只是换能器18被安置在腔和相对应的主磁场中。至少一些有源电子设备或电路被提供有换能器18。例如，发射波束形成器和通信接口在敷贴器21中被提供有换能器18。在换能器18处提供发射波束形成器避免与长电缆线路相关联的电阻抗顾虑。许多元件的阵列可以被提供，因为相对应的许多同轴电缆不被需要，从而避免与同轴电缆相关联的电磁干扰。如在图2中所表不的那样，超声系统16的部分或子系统22与MR系统14或者至少腔和主磁场被间隔开。该子系统22供给治疗性超声的用户界面和高级或通用控制功能。例如，处理器24是子系统22的部分。这些控制和用户界面功能可以被集成到MR系统14或治疗系统16中。换能器18与子系统22之间的连接40可以是一个、两个或一些数目的电缆。例如，连接40是用于向换能器18发送控制信号的光缆或光纤电缆。分离的连接可以被提供用于触发和/或模式选择，或者相同的电缆被使用。连接40可以包括针对流体的管道、管或软管。图3示出了用于至少部分地与MR系统14 一起使用的紧凑的、集成的治疗性超声系统的一个例子实施例。该系统包括换能器阵列18的元件54、针对元件54的地面箔(ground foil) 50、声匹配层 52、声吸收背衬(acoustically absorbing backing) 56、壳体58、发射波束形成器60、流体通道62、流体通道63、膜64、控制器66和通信接口 68。附加的、不同的或更少的部件可以被提供。例如，流体通道62、63和膜64不被提供。作为另一例子，通信接口 68、控制器66和/或发射波束形成器60被组合在一起，诸如被组合在半导体上。元件54、背衬56、匹配层52和/或地面箔50可以被认为用于在电能和声能之间进行转换的换能器18的部分。换能器18可以包括附加的部件，诸如针对每个元件54的单个电极。壳体58限制或防止电磁干扰。壳体58电磁屏蔽并且包围换能器阵列18、发射波束形成器60和通信接口 68。换能器18和驱动电子设备是完全被包含的单元，其具有全部在壳体58的经EMI屏蔽的封装之内的计算资源或预计算的参数表和驱动放大器。系统发射器70、波束形成器60、通信接口 68和高元件计数阵列18位于极接近于患者和彼此之处。针对治疗性超声，壳体58并没有包围接收波束形成器。接收波束形成器没有被提供为超声系统16的部分。可替换地，接收波束形成器被提供，诸如在与发射波束形成器60相同的专用集成电路上或者在邻接发射波束形成器60的分离的部件上。壳体58具有任何形状。在图3中所示的实施例中，壳体58在换能器18和发射波束形成器60周围延伸。壳体58包括在换能器18与控制器66之间连接的颈部区域。控制器66和通信接口 68在相同的壳体58之内。壳体58可以包括部件的隔室或隔离部，以限制电磁干扰。例如， 通信接口 68在印刷电路板上。壳体58环绕该印刷电路板，除了用于输入和/或输出线(wire)、迹线(trace)或电缆(例如柔性电路输入/输出)的间隙之外。类似地，控制器66处于壳体58的分离的室中，除了用于输入和/或输出线、迹线或电缆(诸如针对发射波束形成器60的串行数据和电源的输入和/或输出线、迹线或电缆)的间隙之外。其它壳体装置可以被提供，诸如把控制器66和/或通信接口 68安置在与发射波束形成器60相同的盒或室内，其中换能器18在相同的或不同的壳体或室中。分离的壳体58可以针对不同的部件被提供。在一个实施例中，至少针对换能器部分，壳体58是黄铜或铜盒或立方体。例如壳体58包括四个侧边，这四个侧边具有开放的顶部和底部用于换能器18的制造。盒的顶部由地面箔50被形成。匹配层52、元件54、背衬56和发射波束形成器60在壳体58的这个
室或盒内。地面箔50是铜、铝或其它导电箔。诸如硅树脂、环氧树脂或焊料之类的胶粘剂把地面箔50密封到壳体58。胶粘剂包括导电颗粒，或者地面箔50与导电壳体58相接触，用于接地。为了制造，在背衬56与控制器66之间的盒的背面是板，诸如铜或黄铜板。在壳体58中插入或形成换能器18之后，背板与壳体58的侧壁连接并且被密封到壳体58的侧壁。间隙可以针对柔性电路材料被提供在背板中。柔性电路材料被用于路由迹线，以把发射波束形成器60电连接到控制器66。壳体58被密封，使得流体不可进入。例如，胶粘剂硅树脂、环氧树脂或焊料的使用可以既使壳体58的各部分保持在一起，又还提供不透水密封。在可替换的实施例中，不透流体密封(fluid tight seal)没有被使用。在一个实施例中，单个壳体58被用于给定的换能器18。在图3中所示的实施例中，模块化的方法被使用。换能器18、发射波束形成器60和控制器66被提供在每个模块中。每个模块都对应于子阵列，诸如元件54的40X40布局。为了形成总的换能器18，多个模块彼此邻接地 被安置。每个模块都包括分离的壳体58，但是共同的壳体58可以被使用。换能器阵列18被构建为包括元件54的子阵列和发射波束形成器60的独立子阵列。任何布局都可以被提供在给定的模块内。在图3中所示的实施例中，形成发射波束形成器60的一个或多个半导体芯片用热的方法被接合到壳体58。在来自壳体的芯片的相反侧上，柔性电路材料把输入和输出焊盘与元件54和控制器66相连接。地面箔50把换能器18密封在模块的壳体58之内。虽然元件54被示为延伸到壳体58，但是元件54可以具有较少的横向伸展。类似地，发射波束形成器60可以具有较小的高度，从而允许背衬56被安置在模块的所有元件54之后。元件54被安置靠在地面箔上，用于换能。一个或多个声匹配层52可以在元件54与地面箔50之间。可替换地，匹配层52可以在地面箔50的另一侧上的模块之外。模块被安置在平坦的平面中，以形成换能器18的平坦的发射面。可替换地，模块被安置来形成弯曲的表面，用于聚焦和/或与患者相符。模块之间的连接可以是柔性的。可替换地，连接是刚性的，诸如把模块接合到壳体到通信接口 68的壳体58的平坦的或弯曲的上板。类似地，在每个模块中的元件54都被布置在平坦的或弯曲的表面之上，其中所述表面具有或不具有相对彼此弯曲的能力。(不管是针对模块、模块组还是针对总的换能器18和发射波束形成器60的)壳体58可以被测定大小、被成形或被布置来与MR系统14的患者台38相连接。例如，通过使用四个、十六个或其它数目的模块，用于治疗性超声的敷贴器21约2至3英寸厚(即高度)，并且在侧面为约6X8英寸。敷贴器占用少于0.2立方米。其它更小的或更大的体积可以被提供。分离的壳体可以环绕或者形成敷贴器21的外封装。可替换地，敷贴器的外壳体的至少部分由模块壳体58和/或膜64来形成。敷贴器21被安置在台38中的凹陷或洞中。敷贴器21可以相对于台被提高，以允许与患者接触。可膨胀的室和/或其它机器人设备可以被用来将敷贴器21移动到与躺在患者台38上的患者接触并且将敷贴器21从该接触移出。在可替换的实施例中，敷贴器21是针对手持使用(要被患者穿戴的袖口或毛毯的部分)，或者被安置在臂或其它设备上，用于将敷贴器21设置为邻接患者，同时在MR系统14的腔中。在还有其它的实施例中，敷贴器21足够薄，以放在该台之上，而无需改变该台。例如，敷贴器21具有类似于该台上的垫子的厚度。不管是被形成为单个阵列还是被形成为子阵列的集合，换能器18包括多个元件54。换能器18是压电或电容性膜元件的多维阵列。这些元件沿着矩形、三角形或其它网格图形被分布在两个维度上，诸如NXM个元件，其中N和M大于I。针对模块，该阵列的元件54可以包括间隙。这些间隙可以是约一至十个元件宽。因为不同模块的元件54被用作用于治疗性发射(therapeutic transmission)的相同孔的部分，来自不同模块的元件54是相同换能器阵列18的部分。任何数目的元件54都可以被使用。在一个实施例中，存在至少1600个元件。高效的、高功率、高通道计数高强度超声阵列系统可以具有1500个以上的元件，用于针对系统和所有支持功能提供高达3.3KV A电源，并且能够产生大于150声瓦特的被施加的声能。使用40X40布局的兀件54的十六个模块可以考虑到一个阵列中的超过25000个兀件。在一个实施例中，针对约16000个兀件,每个为1152个兀件的十六个模块被布置为2X8布局。发射波束形成器60是专用集成电路。分立部件、处理器、现场可编程门阵列、存储器、数模转换器或其它设备可以可替换地或附加地被使用。针对给定的子阵列或针对整个阵列18，一个或多个发射波束形成器60可以被使用。例如，两个、三个或四个分离的芯片被提供用于40X40或其它子阵列。在一个实施例中，每个模块都具有12X36个元件，这些元件具有32个发射器芯片(每个有36个通道)和16个波束形成器芯片(每个有72个通道)。每个芯片228个通道或其它数目通道可以被使用。发射波束形成器60包括存储器、延迟、放大器、晶体管、相位旋转器和/或被布置在通道中的其它设备。每个通道都针对给定元件54生成发射波形。这些通道与特定的元件54相关联。可替换地，复用器允许通道在不同的时间与不同的元件54相连接。图4示出了发射波束形成器60的一个实施例。发射波束形成器60的通道包括发射器70。具有被驱动到饱和的输出晶体管级的高效率发射器可以被使用。例如，每个发射器70都是场效应管，但是其它波形生成器可以被使用。发射器70的源与高电压(例如50至120伏特)轨相连接。多个轨电压可被提供用于幅度变迹。通过接通或断开发射器70，方波针对相对应的元件54被生成。在可替换的实施例中，正弦波被生成。通常的高功率聚焦超声系统的发射器70使用具有阻抗匹配电路元件的线性发射器，所述线性发射器创建目标为最小谐波失真的正弦驱动波形。这个方法针对发射器级的电效率具有为50%的上限。发射波束形成器60促使针对不同元件的波形同步地被生成。通过引入相对延迟和/或相移，被聚焦在一个或多个位置的发射波束可以被生成。延迟和/或相移解释了从元件54到医治位置的不同距离。任何操纵都可以被使用，并且由发射波束形成器60来实施。变迹可以或可以不被提供，诸如针对不同通道放大或生成具有不同幅度的波形。发射波束形成器60促使换能器阵列18形成声能的治疗波束。任何剂量或功率都可以被输出。例如，大于100瓦特的声功率连续波功率被生成。控制器66是发射波束形成器控制器。处理器、专用集成电路、模拟电路、数字电路、存储器、其组合或其它设备可以被使用。控制器66通过通信接口 68接收高级命令，并且处理这些命令，以配置发射波束形成器60。例如，焦点位置被接收。控制器66确定延迟和/或相移，用于转向该焦点位置。延迟和/或相移可以从存储器中被加载或者被计算。作为另一例子，频率和/或幅度由控制器66来设置。在另一实施例中，发射波束形成器60确定延迟和/或相移，使得控制器66通过更少的线(例如单个线或高速串行总线)控制发射波束形成器60。在还有另一例子中，模式控制信号被用来配置发射波束形成器60。控制器66基于该模式选择频率、功率、孔(数目和哪个元件54)、波形幅度、工作循环和/或其它特征。该模式可以用于测试或样本治疗发射。组织的响应于该样本的效果(例如位移或温度改变)可以由MR系统14探测到。焦点位置或其它特征可以基于来自MR系统14的反馈被改变，以便更精确地转向治疗。该模式可以用于治疗。持续时间、频率、幅度、功率、剂量、孔径、位置、位置序列、工作循环或其组合被设置用于治疗。该模式可以用于弹性成像，诸如设置发射波束形成器60，以促使组织位移。控制器66可以针对对触发输入的响应来配置发射波束形成器60。治疗可以连同通过MR系统14进行监控而工作。当由MR系统14来触发时或者与MR系统14同步地，控制器66促使发射波 束形成器60生成用于治疗的波形。由MR系统14进行的扫描或成像可以与治疗交织，因此触发可以被重复。通过并置驱动放大器(例如发射器70)和元件54的多维阵列18，不存在同轴电缆束。而是，控制信号由控制器66接收。控制器66通过壳体58内的一个或多个迹线或信号线传送到相邻的(例如0.1至IOcm远的)发射波束形成器60。在无需管理大量同轴电缆或其它互连的阻抗控制方法的情况下，阵列18可以被精细地划分(例如数百个或数千个元件)，以操纵波束，而无需机器人瞄准或其它补充机械运动控制。通过邻接元件54地安置发射波束形成器60，与同轴电缆线路的脚(feet)相关联的电阻抗失配可以是更少的。由于元件54的电容，失配仍然可以发生。元件54部分地根据被间隔分开的电极(诸如通过PZT与地面箔50被间隔开的信号电极)被形成。匹配层52可以被用来使元件54的电容偏置。匹配层52是环氧树脂、硅树脂或其它材料。匹配层52可以包括或可以不包括想要的密度的颗粒，诸如导电钨颗粒。匹配层52材料被选择来具有在元件54的密度与患者的密度之间的密度。该密度被选择来使声阻抗逐渐过渡，从而考虑到声能的更好的传输效率。为了避免反射或衰减，匹配层52在厚度上通常可以是约1/4个超声波长。厚度和材料可以基于想要的带形状或工作带宽。一个以上的匹配层可以被用于逐渐的声阻抗过渡。
匹配层52也可以影响从元件54到发射波束形成器60的发射器70的电阻抗。因为长的电缆线路没有被使用，所以匹配层52的厚度可以使元件54的电容偏置。该偏置提供电阻抗的在零点的约10度之内的相位角。更少的或更大的容差可以被使用。通过使用机械匹配而不是电感应匹配，发射器70可以被电匹配到声阵列元件54。声匹配层54被调谐，目标是每个元件54在工作频率下的电阻抗中的零度相位角。这最大化了电发射器70的功率效率。由于声能的带宽在治疗中可能比用于成像更有限，所以匹配层54的厚度针对电匹配而不是声目标(acoustic objective)或者除声目标之外被调谐。在一个实施例中，匹配层52比1/4个超声波长更薄。例如，具有为约6MRayls的声阻抗的厚度为约波长的1/7(l/7th of a wavelength)的材料(例如石墨)。这可以减少带宽，但是也可以避免低功率因子(例如改进功率传输)。发射波束形成器60的发射器70与元件54之间的连接可以没有电感。通过基于电阻抗设置匹配层52，针对电阻抗匹配的分离的电感可以被避免。这可以导致更大的效率(也就是(被递送的声功率/由整个系统所消耗的电主功率)X 100)，诸如大于20%的效率。被动或主动冷却可以被避免。针对被动冷却，导热材料可以把热量传递远离换能器阵列18的发射面和/或远离发射波束形成器60。在一个实施例中，一个或多个流体通道62、63被提供。流体通道63在元件54和/或发射波束形成器60 (或发射器70)之间。流体通道63允许流体(诸如在元件54的那些侧上)流过元件54或者与元件54热接触。流体通道63可以在元件54之上或之下,诸如通过背衬路由流体。流体通道63具有任何间隔，诸如被每个元件间隔。例如，每两个、每四个或每更多个元件54通过流体通道63被间隔分开。流体通道63互连。可替换地，每个流体通道63都是闭合环路。流体通道63在任何方向上延伸，诸如沿着阵列18的一个维度是并行的。在一个实施例中，流体通道63由模块之间的空间形成。模块的壳体54为流体通道63提供屏障。地面箔50提供另一屏障。膜、板或其它材料从底部包围流体通道63 (即间隔远离发射面)。在流体通道63由模块形成的地方，流体通道63穿过模块的16X16、2X8或其它布局以棋盘图形互连。其它边界可以被使用，诸如元件54本身或芯片本身被使用。流体通道63可以延伸到模块(壳体58)中或穿过模块(壳体58)。结构泡沫可以被用于机械支撑模块，并且壳体58可以利用金属箔制成，ASIC被接合到所述金属箔。这可以允许不同成形的冷却通道，例如，在那里结构泡沫在横截面中是三角形，从而考虑到在通道的背面或底面处的增加的冷却通道宽度。通过邻接导热壳体58地安置发射波束形成器60的半导体芯片(诸如具有发射器70的半导体芯片)，运行通过壳体58的其它侧的流体通道63可以充当散热器。图5示出了具有邻接壳体的芯片的模块的例子。由发射波束形成器60所生成的热量可以穿过0.5mm厚的壳体58被汲取或被运走。其它厚度可以被使用。壳体58供给发射波束形成器60与流体通道63之间的热传送。来自患者敷贴器21中的电子设备的废热通过非常短的热通路(例如5mm)被稱合到流体。可替换的或附加的流体通道62跨越换能器18的发射面。流体通道62在底部与地面箔50和/或匹配层52相邻接。在地面箔50在所有模块或元件54上延伸的地方，地面箔50充当下部屏障。 与流体通道63相连接的间隙可以或者可以不被提供在下部屏障中。在一个实施例中，地面箔50不是连续的，因此流体通道63与通道62连接。在另一实施例中，地面箔50不是连续的，而是流体通道63在敷贴器的边缘处与通道62连接，并且在模块之间分离地被密封。膜64充当上部屏障。膜64是具有在水附近的声阻抗的柔性材料。例如，膜64是尿烷或者其它柔性材料。流体通道62的这些侧可以是敷贴器21的全部壳体，或者可以是膜64的延伸到地面箔50并且与地面箔50接合的部分。发射面上的流体通道62可以是在整个换能器阵列18之上延伸的一个通道。可替换地，延伸部(extension)形成膜64,延伸部形成地面箔50,或插入部形成跨越发射面的两个或更多个分离的通道。流体通道62可以提供声耦合。除了患者皮肤上的声凝胶之外或者作为该声凝胶的替换方案，膜64靠在患者上。流体通道62中的流体允许膜64与患者相符并且把元件54声率禹合到患者。任何流体都可以被使用。例如，水被使用。较粘的或者较不粘的流体可以被使用。在壳体58之间的流体通道63和在元件54之上的流体通道62都被提供的地方，通道被互连。例如，流体可以从在模块之间流到发射面，在所述发射面处，分离的地面箔50覆盖每个模块并且并不在模块之间延伸。可替换地，特定的流体连接被用来控制流动。例如，在流体传到用于将热量传递远离发射波束形成器60的流体通道63之前，流体通过流体通道62经过患者。任何流动方向都可以被使用。流体通道62、63可以使用声耦合流体，以把热能传输远离患者。可替换地，与被用于声耦合的流体分离的流体被用于热控制。泵和/或储存器69被安置远离敷贴器21，诸如是子系统22的部分或邻接子系统22，或者在MR系 统14的法拉第笼之外。可替换地，泵和/或储存器69被安置在相同的房间中和/或在腔中(例如在患者台38之下)。泵69可以是敷贴器21的部分。在一个实施例中，流体通过连接管被输送到所包含的热量可以通过被动或主动冷却被耗散的地方。流体泵和/或储存器69可以与用于低温磁体的冷却部(cooling)相连接，但是具有把用于换能器18的流体的温度转变为对于患者舒适的接口。冷却可以允许对患者接触表面的独立温度控制。在一个实施例中，流体储存器被使用，而不是泵被使用，或者流体储存器与泵一起被使用。例如，流体没有通过通道62、63被泵浦，而是相反地提供具有或不具有流动的热通路。具有为20千焦耳热能的热容量、具有小于I度的温度上升的流体储存器与流体连接，诸如在敷贴器21中进行连接。针对具有低的占空因子的短持续时间的治疗脉冲，声耦合流体可以不需要被循环，并且流体可以充当具有从储存器到患者处的周围环境的被动热耗散的足够大的热储存器。通道62、63还提供热容量(例如每摄氏度192焦耳)。通信接口 68是用于从子系统22接收高级控制和向控制器66发送高级控制的电路。在一个实施例中，通信接口 68是以太网接口。通信接口 68可以如被寻址的那样将信号或数据路由到控制器66。可替换地，所有数据转到所有控制器66。通信接口 68通过控制器66与发射波束形成器60连接，用于设置和促使治疗发射。通信接口 68可以包括连接，以接收用于敷贴器21的直流电源。例如，100伏特DC连接被提供在同轴电缆之上。3相10KVA电源可以被提供。电力电缆可以包括屏蔽和平衡一不平衡变压器，以减少电磁干扰。通信接口 68将功率路由到发射器70。通信接口 68、控制器66或发射波束形成器60中的分压器、调整器或其它设备可以调节用于数字信号处理的功率。通信接口 68可以包括或者可以不包括阀或针对流体流动的其它控制。例如，装有流体的管与通信接口 68上的阀相连接。通信接口 68把从远程子系统22接收到的操纵和其它工作信息传送到控制器66。操纵信息可以指示用于治疗的一个或多个位置。在没有通道特定数据的情况下，这些位置被传送。例如，位置是坐标，并且不是延迟轮廓(delay profile)。可替换地,该位置被提供为要被施加到孔的延迟轮廓。要被施加到元件54的波形并没有被提供在到通信接口 68的连接之上。通道波形的特征可以被指示，诸如变迹、持续时间、频率和/或孔径。在敷贴器21中使用发射波束形成器60考虑到最小数目的外部电连接，诸如仅仅两个外部电连接，一个用于DC电源而另一个用于简单的通信链路，以供给高级治疗功率沉积信息。针对这个级别的信息的数据带宽要求是最小的，并且可以以多种方式被实施，诸如利用MR兼容光通信来实施。通过并置计算资源，相位和功率变迹计算可以本地完成，从而消除对于到外部计算引擎的高速、高带宽通信链路的需求。系统控制可以位于患者敷贴器21中，从而仅仅要求外部监控器和键盘或者用于关于治疗性超声能量沉积的高级命令的外部接口。通信接口 68可以包括分离的输入，或者使用用于触发的控制输入和/或模式输入。触发和模式控制连接可以被用在外部接口中。使用相同的输入或不同的端口的其它连接可以被提供。例如，紧急停止被提供。患者和/或操作者可以促使电源切断和/或断开发射器70。图6示出了用于MR环 境中的治疗性超声的例子系统。推车是子系统22，并且包括用于敷贴器21的远程控制和工作的电源和冷却部。推车可以被移动，以与在不同MR系统14处的敷贴器21相连接。推车可以被连接到MR系统14，用于触发或同步。治疗可以利用成像被触发或与成像同步。针对在法拉第笼内的使用，推车可以包括针对任何电源的隔离部。电源可以是可插入的基于绳索(cord)的AC主电源电路。图7示出了用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的方法的一个实施例。该方法利用图3的换能器18、敷贴器21、图1的系统、图2的系统、图6的系统或不同的换能器、敷贴器和/或系统被实施。这些动作以被示出的顺序或者以不同的顺序被执行。例如，动作85和86并行发生。作为另一例子，动作84可以在动作86、85、80和82之前被执行。在还有另一例子中，动作85与动作88、90和94交织。附加的、不同的或更少的动作可以被提供。例如，动作94不被执行。动作80、82和84被执行用于在MR环境中建立治疗。这些动作可以不在动作85中的成像和动作88、90和94中的施加治疗的时候特定地被执行。在动作80中，元件的声阵列被安置在磁共振系统的腔内。该腔是MR系统的用于对患者进行成像的区域。阵列被安置在病床上或患者上。当患者被移动到用于MR成像的腔中时，阵列也被移动在该腔内或者在该腔内。阵列可以被测定大小和被成形，以适合病床中的凹陷或者以其它方式附着到病床。通过使用搭扣配合、夹钳、螺栓、夹具或其它附着，阵列与病床相连接。
阵列被安置为集成的敷贴器。敷贴器具有壳体。该壳体包括阵列和相对应的发射器。控制器和/或波束形成器可以被该壳体包围。通过安置阵列，发射器和发射波束形成器也被安置在MR系统的腔中。在动作82中，声阵列和相关联的电子设备(例如发射器、波束形成器、通信接口和/或控制器)被屏蔽。为了避免针对MR成像的不利的成像效果，主磁场或腔中的超声部件被屏蔽。任何电磁屏蔽都可以被使用。例如，接地的、导通的壳体环绕部件，除了针对输入或输出电缆之外。输入和输出电缆可以被屏蔽并且被与平衡一不平衡变压器相连接。壳体可以被分成隔间，以避免反馈中的或者沿着信号通路的电磁干扰。印刷电路板中的或在其它位置处的接地平面可以被包括在该壳体内。该壳体可以具有接触电路板上的接地条的凸缘或延伸部。滤波可以被用来减少反馈或共振。其它屏蔽可以被提供。在动作84中，电源被提供给敷贴器的驱动器。当MR系统被接通或者被配置用于成像时，电源被提供。可替换地，分离的电源控制被使用。电源在一个实施例中断断续续地被循环。例如，每当MR成像正在发生时，电源总是断开的。在MR成像序列中的中断期间，敷贴器的电源被接通，并且治疗性超声可以被生成。电源通过电缆被提供。为了避免干扰，电源可以是直流电。直流电可以提供用于由脉冲发生器使用的电压，以生成超声波形。可替换地，交流电被提供。在动作85中，患者被成像。通过使用MR系统，被控制的磁场中的射频脉冲序列被用来生成来自所选择的分子的响应。任何MR序列都可以被使用。响应被用来生成图像。该图像表示患者的点、线、平面或体积(例如多个平面)。成像被用来定位用于医治的肿瘤或其它区域。用户和/或处理器标识医治区域的位置。通过使用坐标变换，相对于声阵列的位置被确定。
在施加治疗性超声期间或之后，成像可以可替换地或附加地被执行。通过使用交织的或同时的医治和成像，医治的进展和/或把医治瞄准想要的位置的持续的精确性通过成像来监控。在动作86中，控制信号被传送到敷贴器，诸如传送到敷贴器中的控制器。控制信号来自远离敷贴器的用户接口或其它控制。任何类型的控制信号都可以被发送，诸如位置、频率、持续时间、孔径、幅度、剂量、脉冲重复频率、工作循环或超声医治的其它特征。例如，操纵信息被发送。工作模式可以被发送。对激活治疗施加的触发可以被发送。在一个实施例中,通信是光学的。光信号通过光纤电缆被发送。光可以不妨碍MR成像。可替换地，电信号以数字或模拟形式被发送。在动作88中，阵列的元件被驱动。电波形被施加到元件。通过在一个电极上放置交流电波形并且在相对的电极上放置地，振动在压电材料或电容性的膜中被创建。振动促使声波前从元件传播。通过针对不同元件对波前进行定时，具有点、线、区(area)或区域焦点的声波束被生成。电波形由发射器在敷贴器中和/或在MR系统的腔中被生成。发射器响应于来自发射波束形成器的延迟和/或定相而工作。变迹控制也可以被使用。针对任何给定治疗波束的电波形都可以被触发。为了进行交织，治疗波束的生成被控制，以避免干扰MR成像。当所有想要的布局已经被完成并且患者针对医治准备好了时，触发可以附加地或可替换地用于进行控制。在动作90中，治疗性超声被施加到患者。响应于电波形，治疗波束被生成。波束被聚焦在患者内的区域处，而患者在MR系统的腔内。任何级别的治疗都可以被施加。例如，大于100瓦的声功率从声阵列被发送。因为声阵列具有大量的元件(例如至少1600个元件)，所以更大功率的操纵和达到顶点(culmination)可以针对治疗波束被生成。操纵控制信息可以指示在一范围的角度上(诸如在相对于阵列的90度弧或锥体内)的焦点位置。具有许多元件可以允许使用孔径控制来使孔和波束起点移位到阵列上的不同位置。在动作94中，发射器和阵列被冷却。冷却可以是被动的或主动的。通过使用导热材料，热能可以被传递或被汲取远离患者和敷贴器。在一个实施例中，流体被用来冷却。流体导热。储存器可以被用来分布或耗散热量。泵可以被用来输送流体。流体由敷贴器来加热。被加热的流体用较冷的或者被冷却的流体所替换。被加热的流体通过软管或其它通道被输送远离敷贴器。流体可以通过制冷和/或辐射器(例如翼片)被冷却。流体可以在声阵列的元件和/或发射波束形成器之间被形成通道。例如，流体在子阵列的模块之间被泵浦。流体可以在患者与声阵列之间被形成通道。例如，流体被用于阵列到患者的声耦合以及冷却。虽然本发明参照各种实施例已经在上面被描述，但是应该被理解的是，许多改变和修改可以被完成，而 不离开本发明的范围。因此意图是，前面的详细描述被视为说明性的而不是限制性的，并且应该理解的是，正是下面的权利要求(包括所有等同物)意图限定本发明的精神和范围。
权利要求
1.一种用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的系统，所述系统包括: 包括元件(54)的多维阵列(18)的换能器阵列(18)； 与换能器阵列(18)连接的发射波束形成器(60)； 与发射波束形成器(60)连接的通信接口(68);以及 电磁屏蔽并且包围换能器阵列(18)、发射波束形成器(60)和通信接口(68)的壳体(58)； 其中，换能器阵列(18)、发射波束形成器(60)和通信接口(68)在磁共振图像系统(14)的腔中是可操作的。
2.根据权利要求1所述的系统，进一步包括: 腔中的患者台(38)； 其中，壳体(58)与患者台(38)连接。
3.根据权利要求1所述的系统，其中，通信接口(68)被配置来接收直流电源并且传送操纵以及工作信息，其中操纵信息指示用于治疗的位置并且没有针对元件(54)的信号。
4.根据权利要求1所述的系统，其中，壳体(58)没有接收波束形成器。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，发射波束形成器(60)包括控制器和发射器。
6.根据权利要求1所述的系统，其中，通信接口(68)包括触发输入，其中发射波束形成器(60 )被配置为响应于触发输入的信号而工作。
7.根据权利要求1所述的系统，其中，通信接口(68)包括模式输入，其中发射波束形成器(60)被配置为基于模式输入的信号而工作。
8.根据权利要求1所述的系统，其中，多维阵列(18)包括至少1600个元件(54)。
9.根据权利要求1所述的系统，进一步包括邻接换能器阵列(18)的匹配层，其中匹配层的厚度使元件(54)的电容偏置，使得电阻抗的相位角在零点的约10度内，其中发射波束形成器(60)与元件(54)之间的连接没有任何匹配电感。
10.根据权利要求1所述的系统，其中，发射波束形成器(60)被配置为促使换能器阵列(18)生成大于100瓦特的声功率。
11.根据权利要求1所述的系统，其中，换能器阵列(18)包括在换能器内的流体通道(62,63)； 进一步包括: 在工作中通过流体通道(62、63 )泵浦流体的泵(69 )。
12.根据权利要求11所述的系统，进一步包括跨越换能器的发射面的流体通道(62、63)，其中流体包括声耦合流体，跨越发射面的流体通道(62、63)与在换能器内的流体通道(62、63)流体连接。
13.根据权利要求11所述的系统，进一步包括具有为20千焦耳热能的热容量、具有小于I度的温度上升的流体储存器(69)。
14.根据权利要求11所述的系统，其中，换能器阵列(18)和发射波束形成器(60)包括具有金属壳体(58)的模块、被安置靠在金属壳体(58)上的发射波束形成器(60)的半导体芯片、密封金属壳体(58)的端部的地面箔、被安置靠在地面箔上的元件(54)的子阵列(18 )，并且其中流体通道(62、63 )在模块之间。
15.一种用于在与磁共振一起使用中的治疗性超声的方法，所述方法包括:将多维分布的兀件(54)的声阵列(18)安置(80)在磁共振系统的腔内； 用腔内的发射器驱动(88)元件(54)； 响应于驱动(88)将治疗性超声施加(90)到腔内的患者；以及 利用磁共振系统对患者进行成像(85)。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，安置(80)包括将包围声阵列(18)的壳体(58)放置在磁共振系统的病床上，其中壳体(58)也包围发射器； 进一步包括: 用壳体(58)电磁屏蔽(82)声阵列(18)和发射器。
17.根据权利要求15所述的方法，其中，施加(90)包括施加(90)来自声阵列(18)的大于100瓦特的声功率，其中声阵列(18)包括至少1600个元件(54)。
18.根据权利要求15所 述的方法，进一步包括: 通过电缆利用直流电将电源提供(84)给驱动器；以及 将触发和操纵控制信息光学传送(86)到与发射器一起被容纳的控制器； 其中，驱动(88)包括响应于触发控制信息进行驱动(88);并且 其中，施加(90 )包括响应于操纵控制信息以操纵方向进行施加(90 )。
19.根据权利要求15所述的方法，进一步包括: 用流体冷却(94)发射器。
20.根据权利要求19所述的方法，其中，冷却(94)包括在模块之间输送流体，其中每个模块都包括元件(54)和发射器。
21.—种超声换能器，所述换能器包括: 元件(54)的声阵列(18)； 具有分别与元件(54)连接的通道的发射波束形成器(60)； 邻接声阵列(18)的发射面的匹配层，其中匹配层的厚度使元件(54)的电容偏置，使得电阻抗的相位角在零点的约10度之内，其中发射波束形成器(60)与元件(54)之间的连接没有任何匹配电感。
22.根据权利要求21所述的超声换能器，进一步包括: 壳体(58),其中声阵列(18)、发射波束形成器(60)和匹配层在壳体(58)之内。
全文摘要
本发明涉及供磁共振使用的治疗性超声。治疗性超声敷贴器被提供以供磁共振系统使用。诸如多维阵列(18)之类的许多元件(54)的阵列(18)被使用。为了避免电缆线路，发射器被安置在阵列(18)处。阵列(18)和发射器被屏蔽来减少干扰。为了避免针对许多元件(54)的大的电感，声匹配层可以被测定大小来提供想要的相位角或电阻抗匹配。
文档编号A61B5/055GK103212165SQ20121054073
公开日2013年7月24日 申请日期2012年12月14日 优先权日2011年12月16日
发明者S.R.巴恩斯, J.霍普尔, J.库克, T.R.克莱里 申请人:美国西门子医疗解决公司, 西门子公司