用于产生超声的方法、设备和系统的制作方法

用于产生超声的方法、设备和系统的制作方法
【专利摘要】提供了一种用于产生超声的方法、设备和系统。方法和设备包括：获取包括对象的解剖信息的医学图像；基于所述医学图像来计算对象中的可影响超声传播的组织的特征。所述设备和方法还使用计算的特征来确定超声的参数以在对象上创建焦点，并根据确定的参数来产生超声。
【专利说明】用于产生超声的方法、设备和系统
[0001]本申请要求于2013年6月18日提交到韩国知识产权局的第10-2013-0069958号韩国专利申请的利益，其公开通过引用全部合并于此。

【技术领域】
[0002]本公开涉及用于产生超声的方法、设备和高强度聚焦超声(HIFU)系统。

【背景技术】
[0003]随着医学科学的进步，肿瘤的局部治疗技术已从侵入性手术(诸如开放性手术)发展成微创手术。最近开发出的方法是使用伽马刀、赛博刀和高强度聚焦超声(HIFU)刀的非侵入性手术。使用超声的HIFU刀已经作为环保且对人体无害的治疗方法的一部分被广泛地应用在商业应用中。
[0004]使用HIFU刀的治疗方法包括使HIFU聚焦并照射在肿瘤的期望的区域以促使肿瘤组织的局灶性破坏或坏死，并且去除和治疗肿瘤。


【发明内容】

[0005]本
【发明内容】
被提供以简化的形式来介绍以下在【具体实施方式】中被进一步描述的概念的选择。本
【发明内容】
不意图确定要求保护的主题的重要特征或基本特征，也不意图被用于帮助确定要求保护的主题的范围。
[0006]提供用于产生超声的方法、设备和系统。还提供在计算机上记录有用于执行所述方法的程序的非暂时性计算机可读记录介质。将解决的技术挑战不限于此，并且可能存在其他技术挑战。
[0007]根据示出的构造，提供一种用于从超声照射装置产生超声的方法，所述方法包括:获取包括关于对象的解剖信息的医学图像；基于所述医学图像计算对象中的影响超声传播的组织的特征；使用计算的特征来确定超声的参数以在对象上创建焦点；根据确定的参数产生超声。
[0008]计算特征的步骤可包括:处理医学图像来计算在超声从超声照射装置的元件传播到焦点的路径上的组织的特征。
[0009]所述特征还可包括:超声经过组织的速度、组织的密度、超声针对组织的衰减系数或它们的组合。
[0010]所述方法还可包括:使用所述医学图像来校准超声照射装置。
[0011]计算特征的步骤还可包括:使用超声照射装置和医学图像，来计算沿着超声从超声照射装置的元件传播到焦点的路径的组织的特征。
[0012]校准超声照射装置的步骤可包括:使用诊断超声照射装置产生对象的超声图像；使用通过配准超声图像和医学图像而获得的图像，来校准诊断超声照射装置；使用校准后的诊断超声照射装置来校准所述超声照射装置。
[0013]所述校准可通过调整超声照射装置的坐标来执行。
[0014]所述医学图像可包括计算机断层扫描(CT)图像。
[0015]确定超声的参数的步骤可包括:通过组合超声的特征和计算的影响超声传播的特征来确定所述参数。
[0016]根据示出的构造，提供一种用于产生超声的设备，所述设备包括:接口单元，被构造为获取包括关于对象的解剖信息的医学图像；特征计算单元，被构造为基于所述医学图像计算对象中的影响超声传播的组织的特征；参数确定器，被构造为使用计算的特征来确定超声的参数以在对象上创建焦点；控制单元，被构造为生成控制信号以根据确定的参数产生超声。
[0017]特征计算单元可处理医学图像来计算在超声从治疗性超声照射装置的元件传播到焦点的路径上的组织的特征。
[0018]所述特征可包括:超声经过组织的速度、组织的密度、超声针对组织的衰减系数或它们的组合。
[0019]所述设备还可包括:校准单元，被构造为使用所述医学图像来校准所述设备。
[0020]校准单元可从接口单元获取对象的超声图像，通过使用经由配准所述超声图像和所述医学图像而获得的图像来校准诊断超声照射装置，并通过使用校准后的诊断超声照射装置来校准所述设备。
[0021]所述医学图像可包括计算机断层扫描(CT)图像。
[0022]一种记录有用于执行如上所述方法的程序的非暂时性计算机可读记录介质。
[0023]根据示出的构造，提供一种用于产生超声的方法，所述方法包括:获取包括异质性组织的对象的图像；确定超声的参数，其中，已使用所述图像反映了异质性组织的特征。
[0024]对象的图像可包括人体内部器官。
[0025]确定超声的参数的步骤可包括:使用所述图像计算影响超声的传播的异质性组织的特征；使用计算的特征来确定超声的参数以在对象上创建焦点。
[0026]使用计算的特征来确定超声的参数的步骤包括:计算表示当超声在同质性组织中传播时在焦点处的声压的第一声压；确定在超声照射装置中的兀件中的发送超声的兀件，并设置被确定的元件的质点速度；计算表示当使用所述质点速度的超声在异质性组织中传播时在焦点处的声压的第二声压；基于第一声压和第二声压之间的关系来确定超声的参数。
[0027]基于第一声压和第二声压之间的关系来确定超声的参数的步骤可包括:确定第一声压和第二声压之间的差是否超过了阈值；响应于所述差超过了阈值来重新设置元件的质点速度。
[0028]根据示出的构造，提供一种超声控制设备，所述超声控制设备包括:处理器，被构造为处理对象的医学图像以基于治疗性超声经过组织的速度、组织的密度和衰减系数来确定参数，并控制治疗性超声以在对象上创建焦点；控制器，生成信号以根据确定的参数产生超声波。
[0029]特征计算单元还可被构造为控制治疗性超声的强度和持续时间。所述设备还可包括:校准单元，处理医学图像来校准处理器和控制器。
[0030]从以下详细描述、附图和权利要求，其他特征和方面会明显。

【专利附图】

【附图说明】
[0031]从结合附图的实施方案的以下描述，这些和/或其他方面将变得清楚和更易于理解，其中:
[0032]图1示出根据实施例的用于控制超声的设备的构造；
[0033]图2示出根据另一实施例的用于控制超声的设备的构造；
[0034]图3示出根据实施例的在校准单元中校准治疗性超声照射装置的方法；
[0035]图4示出根据实施例的特征计算单元的示例；
[0036]图5示出根据实施例的位于治疗性超声从治疗性超声照射装置的元件行进到焦点的路径上的组织的示例；
[0037]图6是根据实施例的由第一模型产生器产生的曲线图模型的示例；
[0038]图7是根据实施例的由第二模型产生器产生的表模型的不例；
[0039]图8示出根据实施例的高强度聚焦超声(HIFU)系统的结构；
[0040]图9是根据实施例的产生治疗性超声的方法的流程图；
[0041]图10是示出根据实施例的参数确定器的操作的流程图；
[0042]图11是根据实施例的参数确定器的另一操作的流程图；
[0043]图12示出根据实施例的焦点和治疗性超声照射装置之间的关系。
[0044]在整个附图和详细描述中，除非另有描述，否则相同附图标号将被理解为指示相同元件、特征和结构。为了清晰、阐述和方便，可夸大这些元件的相对尺寸和描绘。

【具体实施方式】
[0045]以下详细描述被提供用于帮助读者全面理解在此描述的方法、设备和/或系统。因此，在此描述的系统、设备和/或方法的各种改变、修改和等同物将被建议给本领域的普通技术人员。此外，为了更加清楚和简明，可省略公知功能和结构的描述。当诸如“…中的至少一个”的表达位于一列元件之后时，这些表达修饰整列元件，而不修饰该列中的单个元件。
[0046]图1示出根据实施例的用于控制超声的设备10 (下文中，被称为“超声控制设备”)。参照图1，根据说明性示例的超声控制设备10包括接口单元110、特征计算单元120、参数确定器130和控制单元140。
[0047]虽然图1的超声控制设备10包括特定组件，但是本领域的技术人员将理解超声控制设备10还可包括除图1中示出的组件以外的组件。另外，在可选构造中，超声控制设备10可不包括例如接口单元110，而特征计算单元120可包括用于接收表示医学图像的信号的接口。超声控制设备10可与一个或更多个处理器相应。
[0048]如图1所示，接口单元Il0获得包括关于对象的解剖信息的医学图像20。所述对象可包括病人的至少一个组织。例如，所述对象可以是人体的异质性(heterogeneous)部分，包括不同种类的组织，诸如皮肤、骨骼、肌肉、血液和器官或者它们的组合，但不限于此。关于对象的解剖信息可以是关于一个或更多个组织的位置和大小的信息。治疗性超声照射装置(未示出)可在对象的目标位置处创建治疗性超声的焦点以产生医学图像20。
[0049]医学图像20可以是先前获得并被存储为对象的计算机断层扫描(CT)图像或磁共振(MR)图像，但不限于此。例如，可通过接口单元110将针对相同对象先前已获得并被存储的图像以及在超声治疗之前刚获得的图像输入到超声控制设备10。
[0050]接口单元110可以是用于执行数据输入或输出或者将由用户直接输入的信息发送到另一个单元的单元。特征计算单元120处理医学图像20来计算对象中的可影响治疗性超声的传播的一个或更多个组织的特征。例如，特征计算单元120从接口单元110接收医学图像20来计算对象中的可影响治疗性超声的传播的一个或更多个组织的特征。
[0051]可影响治疗性超声的传播的特征可以是一个或更多个组织中的每个的物理特征。所述物理特征可包括治疗性超声穿过每个组织的速度、每个组织的密度、治疗性超声针对组织的衰减系数或者它们的组合，但不限于此。
[0052]因为超声是通过物理介质的振动产生的辐射波，所以超声波的传播速度受物理介质的密度影响。更具体地说，随着物理介质的密度增加，超声波的速度会增加。另外，当超声波穿过介质时，超声波可能会被介质吸收或散射，从而降低其强度或振幅。可将超声波的强度或振幅的降低称为超声波的衰减。超声波的衰减量与超声波的频率以及该超声波穿过的组织中的蛋白量成正比。超声波的衰减量与组织的水含量成反比。参数确定器130使用计算的特征来确定治疗性超声的参数以在对象上创建焦点。例如，参数确定器130从参数计算单元120接收计算的特征，并通过使用所述特征来确定参数以对焦点照射治疗性超声。
[0053]控制单元140根据确定的参数生成信号来产生超声波。例如，控制单元140接收由参数确定器130确定的参数来产生用于如图2中示出的治疗性超声照射装置30的控制信号。
[0054]具有上述构造的超声控制设备10计算治疗性超声穿过组织的速度、组织的密度以及治疗性超声的衰减系数，并精确地控制治疗性超声，使得治疗性超声照射装置在期望的位置创建焦点。超声控制设备10还可控制被发送的治疗性超声的强度和持续时间。
[0055]图2示出根据另一实施例的超声控制设备10的构造。参照图2，超声控制设备10包括接口单元110、特征计算单元120、参数确定器130、控制单元140和校准单元150。
[0056]虽然图2的超声控制设备10包括特定组件，但本领域的技术人员将理解超声控制设备10还可包括除图2中示出的组件以外的组件。此外，在可选构造中，超声控制设备10可不包括例如接口单元110和校准单元150，而参数计算单元120可包括用于接收表示医学图像的信号的接口。图2的超声控制设备10可与一个或更多个处理器相应。
[0057]接口单元110从诊断超声照射装置40获得对象的超声图像。接口单元110、特征计算单元120、参数确定器130和控制单元140具有与图1的对应部件的功能基本相同的功倉泛。
[0058]诊断超声照射装置40将诊断超声发送到对象，并获得从所述对象反射的超声信号。更具体地讲，响应于诊断超声照射装置40将具有2MHz至8MHz的频率范围的诊断超声发送到对象，所述诊断超声从对象的不同组织之间的层被部分地反射。诊断超声从存在密度改变的对象的区域(例如，从血浆内的血细胞或器官内的小结构)被反射。被反射的诊断超声使诊断超声照射装置40的压电转换器振动。当压电转换器振动时，压电转换器发出产生超声信号的电脉冲。
[0059]诊断超声照射装置40将超声信号转换或处理成随后将被发送到接口单元110的对象的超声图像。例如，诊断超声照射装置40使用电脉冲信号直接产生对象的超声图像，或者随后将描述的校准单元150通过使用电脉冲信号生成对象的超声图像。当诊断超声照射装置40直接产生超声图像时，诊断超声照射装置40将关于超声图像的信息发送到接口单元110。另一方面，当校准单元150产生超声图像时，诊断超声照射装置40将电脉冲信号发送到接口单元110。
[0060]另外，诊断超声照射装置40与治疗性超声照射装置30具有特定位置关系。例如，诊断超声照射装置40和治疗性超声照射装置30为了操作可间隔预定距离被彼此分开、可彼此相邻、或者可被集成为单个装置。
[0061]虽然图2中未示出，但是治疗性超声照射装置30可包括一个或更多个元件的组合。当治疗性超声照射装置30包括多个元件时，所述多个元件从控制单元140接收信号以单独地发送治疗性超声波。另外，可针对每个元件不同地设置治疗性超声的发送的持续时间。因为所述多个元件可单独地发送如上所述的治疗性超声，所以可在治疗性超声照射装置30保持固定的同时改变治疗性超声的焦点的位置。因此，可沿着由于病人的呼吸或其他运动而导致的内部器官的病变移动来聚焦治疗性超声。例如，治疗性超声照射装置30通过使用相控阵技术来使治疗性超声汇聚在焦点上。相控阵技术被本领域的技术人员所理解，从而省略其详细描述。在一个示例中，治疗性超声可以是具有足够能量促使病人体内的肿瘤坏死的高强度聚焦超声(HIFU)。HIFU系统使HIFU聚焦并照射到将被治疗的对象的一部分上来促使病变的局灶性破坏或坏死，并去除或治疗病变。
[0062]当HIFU系统中的治疗性超声照射装置30通过将HIFU的焦点调整到固定位置来继续照射焦点时，被HIFU照射的细胞的温度上升到预定温度以上以促使周期组织的坏死。本实施例的描述还可应用到发送类似于HIFU的聚焦超声的其他装置或者用于使用声压调整焦点的装置。
[0063]校准单元150使用医学图像20通过控制单元40来校准诊断超声照射装置30以发送治疗性超声。校准是指调整治疗性超声照射装置30的坐标使得治疗性超声照射装置30可将治疗性超声发送到与医学图像20内的预定点(例如，病变)相应的点的处理。
[0064]图3示出在校准单元150中校准治疗性超声照射装置30的方法。本文假设医学图像310是计算机断层扫描(CT)图像，但是其他类型的医学图像可被提供。
[0065]校准单元150从接口单元110接收电脉冲信号以产生对象的超声图像320。在此情况下，校准单元150可使用电脉冲信号来产生对象的二维(2D)或三维(3D)超声图像。例如，诊断超声照射装置40通过改变对象的位置和方向用诊断超声来照射对象，接收反射的超声，并将与反射的超声相应的电脉冲信号发送到接口单元110。校准单元150使用从接口单元110接收的电脉冲信号来产生对象的多个截面图像。然后，校准单元150积累所述多个截面图像来创建对象的3D超声图像。
[0066]响应于诊断超声照射装置40产生超声图像，校准单元150通过接口单元110获得超声图像。
[0067]如图3所示，在操作330，在校准单元150中的方法使从接口单元110接收的医学图像310和对象的超声图像320配准。配准(registrat1n)是指配置医学图像310的第一坐标系以与超声图像320的第二坐标系对应。在所述配准之后获得的图像可以是医学图像310和超声图像320被组合成的单个医学图像，或者可以是具有相同坐标系的医学图像310和超声图像320被平行布置的图像。
[0068]在一个示例中，校准单元150使用医学图像310中的组织以及超声图像320中的组织之间的几何相关性来使医学图像310和超声图像320配准。几何相关性可以是从组织中提取的标志点之间的关系。校准单元150可将直接反映组织的解剖结构的点确定为标志点。例如，如果将被提取标志点的感兴趣的组织是肝脏，则可将血管在肝脏的血管结构中分支的点确定为标志点。如果感兴趣的组织是心脏，则标志点可以是左心房和右心房之间的边界或者腔静脉和心脏的外壁相接触的边界。
[0069]在另一示例中，校准单元150可将组织在预定坐标系中的最高点或最低点确定为丰不志点。
[0070]在另一示例中，校准单元150还可将可被插入到在以上实例中选择的标志点之间的均匀间隔的点确定为标志点。
[0071]参照图3，在操作330，在校准单元150中的方法使超声图像320和医学图像310配准，并计算医学图像310的第一坐标系和超声图像320的第二坐标系之间的变换关系。例如，校准单元150分别找到与医学图像310中的点相应的超声图像320中的点，并计算坐标变换矩阵来将医学图像310中的任意点映射到超声图像320中的相应点。
[0072]在一个示例中，校准单元150可相对于医学图像310的任意原点来设置医学图像310中的预定点Pi (xi, yi, zi)的坐标，例如，诊断性超声的焦点将被形成的位置。然后，在校准单元150中的方法使超声图像320和医学图像310配准(操作330)，并通过所述配准找到与位置Pi (xi，yi，zi)的坐标相应的超声图像320中的点Pt (xt, yt, zt)的坐标。校准单元150计算点Pi和Pt的位置沿X轴、y轴和z轴的变化Δ χ、Δ y和Δ z。根据以上描述的处理，在操作340，在校准单元150中的方法校准诊断超声照射装置40。
[0073]在操作350，在校准单元150中的方法使用校准后的诊断超声照射装置40来校准治疗性超声照射装置30。校准是调整治疗性超声照射装置30的坐标使得治疗性超声照射装置30将治疗性超声发送到与医学图像310中的预定点相应的点的方法。
[0074]在一个示例中，诊断超声照射装置40和治疗性超声照射装置30彼此具有预定位置关系。因此，在校准单元150中的方法基于诊断超声照射装置40和治疗性超声照射装置30的坐标之间的已知关系来校准诊断性超声照射装置30。
[0075]在此示例中，通过坐标轴的旋转和变换以及使用缩放因子的放大或缩小来计算诊断超声照射装置40和治疗性超声照射装置30的坐标之间的关系。可通过坐标轴的旋转和变换以及使用缩放因子的放大或缩小，来计算分别从诊断超声照射装置40和治疗性超声照射装置30发送的诊断超声和治疗性超声的焦点的坐标之间的关系。
[0076]例如，校准单元150通过计算从治疗性超声照射装置30发送的治疗性超声的焦点在超声图像320中的位置来校准治疗性超声照射装置30。校准单元150基于诊断超声照射装置40和治疗性超声照射装置30的坐标之间的已知关系来计算焦点的位置。
[0077]另外，校准单元150计算将从治疗性超声照射装置30发送的治疗性超声的焦点在医学图像310中的位置。
[0078]返回参照图2，校准单元150将产生的信号发送到控制单元140，并且控制单元140改变将由治疗性超声照射装置30用治疗性超声照射的位置，使得所述位置与校准的坐标相应。
[0079]校准单元150按这种方式校准治疗性超声照射装置30，使得治疗性超声被从治疗性超声照射装置30发送以精确地在期望的位置形成焦点。
[0080]根据一种实施方案，图4示出特征计算单元120的构造。参照图4，特征计算单元120包括组产生器121、第一模型产生器122、第二模型产生器123和计算器124。
[0081]虽然图4的特征计算单元120包括特定部件，但是本领域的技术人员将理解特征计算单元120还可包括除图4中示出的部件以外的部件。特征计算单元120可与一个或更多个处理器相应。
[0082]返回参照图2，特征计算单元120使用医学图像20来计算位于治疗性超声从治疗性超声照射装置30到焦点的位置所传播的路径上的一个或更多个组织的特征。例如，特征计算单元120产生用于构建异质性对象的每个组织的特征的模型，并使用产生的模型计算传播路径上的一个或更多个组织的特征。
[0083]参照图4，组产生器121识别在治疗性超声通过治疗性超声照射装置30传播到焦点的位置的路径上的一个或更多个组织的类型。
[0084]图5示出位于治疗性超声通过治疗性超声照射装置30 (如图2所示)传播到焦点的位置的路径上的至少一个组织的示例。
[0085]参照图5，至少一个组织520至550可位于治疗性超声通过治疗性超声照射装置30中的元件510传播到焦点560的路径上。例如，至少一个组织520至550可包括皮肤、骨骼、肌肉、血液和器官。
[0086]返回参照图4，组产生器121使用从校准单元150接收的关于元件510的信息，来识别图5中示出的在治疗性超声从校准后的治疗性超声照射装置30传播到焦点560的位置的路径上的至少一个组织520至550的类型。
[0087]组产生器121基于识别的组织的类型将一个或更多个组织划分为多个组。例如，当医学图像是CT图像时，组产生器121基于从每个组织的医学图像获得的CT数来将位于治疗性超声的传播路径上的对象中的一个或更多个组织划分为第一组和第二组。
[0088]在一个示例中，CT数是表示CT图像中的每个像素的吸收程度的值。所述像素是2D图像中的像素或者3D图像中的体素。CT数是针对每个组织确定的相对X射线衰减系数。空气、水和骨骼的CT数分别是-1000、0和+1000。
[0089]组产生器121基于CT数的分布将组织划分为第一组和第二组。在一个示例中，组产生器121将具有预定外围内的CT数的组织确定为第一组，并将具有非常高或者非常低的CT数的组织确定为第二组。
[0090]例如，如本领域中已知的，骨骼的CT数是+1000，并且脂肪的CT数是从约100到约-50。与肝脏(40到60Hu)、肾脏(30Hu)、大脑(37Hu)和血液(40Hu)相比，骨骼具有非常高的CT数，而脂肪具有非常低的CT数。因此，组产生器121将除骨骼和脂肪之外的组织确定为第一组，并将骨骼和脂肪确定为第二组。
[0091]在按上述方式将组织划分为第一组和第二组之后，组产生器121分别将关于第一组中的组织的信息和关于第二组中的组织的信息发送到第一模型产生器122和第二模型产生器123。
[0092]第一模型产生器122使用第一组中的组织的CT数来产生表示第一组中的每个组织的特征的第一模型。在一个示例中，所述特征是一个或更多个组织中的每个的物理特征。物理特征可包括治疗性超声穿过组织中的每个的速度、每个组织的密度、治疗性超声针对组织的衰减系数或者它们的组合，但不限于此。
[0093]在一个示例中，第一模型产生器122使用第一组中的各个组织的CT数来产生关于治疗性超声经过组织的速度的曲线图模型。可选地，第一模型产生器122使用第一组中的各个组织的CT数来产生关于治疗性超声经过组织的速度的表模型。
[0094]根据一种实施方案，图6是由图4所示的第一模型产生器122产生的曲线图模型620的示例。
[0095]第一模型产生器122使用以下等式(I)计算治疗性超声经过每个组织的速度:
[0096]c=0.0028h3-0.28h2+8.2313h+1497.6(I)其中，c 是治疗性超声经过每个组织的速度(以m/s来表示)，h是组织的CT数(以亨氏单位(Hu)来表示)。
[0097]第一模型产生器122计算关于第一组中的组织中的每个的治疗性超声的速度，并使计算的速度近似以产生关于治疗性超声穿过组织的速度的曲线图模型620。
[0098]在另一实施例中，第一模型产生器122使用与第一组中的各个组织相应的CT数来产生关于组织的密度的曲线图模型或表模型。第一模型产生器可使用以下等式(2)计算每个组织的密度:
[0099]P =0.00129h3-0.1466h2+5.1286h+990.34(2)其中，P 是每个组织的密度(以kg/m3来表示)，h是关于组织的CT数(被表示为Hu)。
[0100]第一模型产生器122计算第一组中的组织中的每个的密度，并使计算的密度近似以产生关于组织的密度的曲线图模型。在此情况下，第一模型产生器122按与以上描述的有关产生关于治疗性超声的速度的曲线图模型620的方式相同的方式来产生关于密度的曲线图模型。
[0101]在另一实施例中，第一模型产生器122使用第一组中的各个组织的CT数来产生关于治疗性超声对于组织的衰减系数的曲线图模型或表模型。第一模型产生器122使用以下等式(3)计算诊断性超声对于每个组织的衰减系数:
[0102]a =0.0000044h3-0.0045h2+0.13h+0.022 (3)其中，α 是治疗性超声关于每个组织的衰减系数(以db/ (MHz*cm)来表示)，h是关于组织的CT数。
[0103]第一模型产生器122计算诊断性超声关于第一组中的组织中的每个的衰减系数，并使计算的衰减系数近似以产生关于治疗性超声对于组织中的每个的衰减系数的曲线图模型。在此情况下，第一模型产生器122可按与以上描述的有关产生关于治疗性超声的速度的曲线图模型620的方式相同的方式来产生关于治疗性超声的衰减系数的曲线图模型。
[0104]第一模型产生器122将关于产生的第一模型的信息发送到计算器124。
[0105]参照图4，第二模型产生器123产生表示第二组中的组织中的每个的特征的第二模型。在一个示例中，所述特征是一个或更多个组织中的每个的物理特征。物理特征可包括治疗性超声穿过组织中的每个的速度、每个组织的密度、治疗性超声关于组织的衰减系数或它们的组合，但不限于此。
[0106]例如，第二模型产生器123产生表模型，所述表模型包括治疗性超声穿过第二组中的组织(例如，骨骼和脂肪)中的每个的已知速度、组织的密度和治疗性超声关于组织的裳减系数。
[0107]图7是与实施例一致由第二模型产生器123产生的表模型的示例。
[0108]参照图7，第二模型产生器123产生表模型作为第二模型，表模型指示关于第二组中的组织的名称、CT数、密度、以及治疗性超声关于第二组中的组织的速度和衰减系数。
[0109]第二模型产生器123将关于产生的第二模型的信息发送到计算器124。
[0110]特征计算单元120通过接口单元110将如上所述的按相同方式产生的曲线图模型或表模型输出到显示装置(未示出)。
[0111]虽然特征计算单元120已被描述为包括组产生器121和第一模型产生器122以及第二模型产生器123，但是所述实施例不限于此。例如，可将等式(I)至等式(3)和图7的表模型存储在特征计算单元120中以为将来使用，或者用于产生第一模型和第二模型的操作可独立于特征计算单元120的操作来执行。
[0112]返回参照图4，计算器124使用曲线图模型和表模型来计算特征。在一个示例中，计算器124对从第一模型产生器122接收的关于曲线图模型的信息和从第二模型产生器123接收的关于表模型的信息进行组合。计算器124还计算在治疗性超声从治疗性超声照射装置30的元件传播到焦点的位置的路径上的一个或更多个组织的特征。计算器124将关于计算的特征的信息发送到参数确定器130。
[0113]返回参照图2，参数确定器130使用计算的特征来确定治疗性超声的参数以在对象上创建焦点。在一个示例中，参数确定器130通过对从治疗性超声照射装置30发送的治疗性超声的预定特征和计算器124计算的特征进行组合来确定参数，并可影响所述治疗性超声的传播。
[0114]在此情况下，所述参数是用于创建治疗性超声的焦点的变量的组合。所述变量可包括但不限于治疗性超声的频率、振幅、相位、峰值强度、脉冲长度和占空比以及治疗性超声照射装置30中的元件的数量或位置。
[0115]根据一种实施方案，图10是示出参数确定器130的操作的示例的流程图。
[0116]如图5所示，治疗性超声穿过的介质是包括几个不同组织的异质性介质。因此，现在将参照图10对用于确定反映异质性介质的影响的治疗性超声的参数使得焦点形成在期望的位置的实施例进行描述。
[0117]简言之，所述方法包括通过假设治疗性超声穿过异质性介质来计算在由治疗性超声创建的焦点的位置的声压pH?。还可通过调整治疗性超声的参数来计算声压PH?，使得声压Pm?和当治疗性超声通过异质性介质传播时在焦点的位置处的声压Phet之间的差的绝对值小于或等于阈值。在此示例中，治疗性超声的参数可以是表示治疗性超声的振幅和相位的质点速度(particle velocity)。
[0118]图12示出根据实施例的焦点和治疗性超声照射装置(图2中的30)之间的关系。
[0119]在此实施例中,假设治疗性超声被从治疗性超声照射装置30中的N个元件发送，并在M目标位置创建焦点。治疗性超声照射装置30可包括两个或更多个元件，所述两个或更多个元件中的全部或部分发送治疗性超声。
[0120]图12是示出第η个元件1210 (η=1, 2，".，Ν)的位置矢量和第m个焦点位置1220(m=l，2，…，Μ)。在图12中，rn是第η个元件1210的位置矢量，rm是第m个焦点位置1220
的位置矢量。
[0121]返回参照图10，在操作1010，当焦点的位置被指定时，所述方法通过假设治疗性超声穿过同质性组织来计算在焦点的位置处的声压pH?。例如，当焦点将被形成的位置被指定时，在参数确定器130中的方法计算每个元件的质点速度。在此情况下，焦点的位置基于通过接口单元110从用户输入的信息来指定，或者由图2中所示的设备10来自动指定，以自动地、动态地或在没有用户干预的情况下控制超声。
[0122]假设声波的速度是恒定的(一般为1540m/s)，可计算质点速度的相位。例如，在计算声波从每个元件到达焦点所花费的时间之后，基于焦点和所述元件之间的距离，针对每个元件计算相位来补偿在由各个元件产生的声波之间的时间差。
[0123]使用户能够确定质点速度的振幅以在焦点位置创建期望的声压PH_。例如，当通过接口单元110输入振幅时，参数确定器130使用由等式(4)定义的瑞利-索末菲积分来计算由N个元件在第m焦点位置施加的声压PH?。另外，用户可调整所述振幅以便创建期望的尸压Pm*。。
[0124]尽管参数确定器130使用瑞利-索末菲积分来计算声压PH_，但是本实施例不限于此。
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[0125]—j-J-厂 dS? = PH0M0{rm)(4)
?=ι 2π? Ym-rn\
[0126]其中，k是治疗性超声的波数，并使用等式k=2Ji/λ与超声的波长相关，α、P和c分别是同质性组织的衰减系数、组织的密度和声波的速度。
[0127]Sn、ujP P_(rm)分别是第η元件的截面面积、针对第η元件的质点速度以及在具有位置矢量rm的焦点位置处的声压。预先计算出质点速度Un以便在同质性组织中的期望的位置处创建焦点。
[0128]在操作1020，在参数确定器130中的方法在治疗性超声照射装置30中的元件中设置将发送治疗性超声的元件，并任意地设置被设置的元件中的每个元件的质点速度。例如，参数确定器130使用通用算子将治疗性超声照射装置30中的N个元件中的一些或全部设置为用于发送治疗性超声的元件。参数确定器130设置各个被设置的元件的质点速度，并使质点速度彼此组合。以下将被描述的质点速度u与通过参数确定器130获得的质点速度组合。
[0129]在操作1030，在具有在操作1020获得的组合后的质点速度u的治疗性超声传播经过异质性组织的假设下，在参数确定器130中的方法计算在焦点位置处的声压PHET。异质性组织是指反映在治疗性超声传播的路径上的一个或更多个组织的特征的组织。特征计算单元120计算可包括每个组织的密度和治疗性超声波在组织内的速度以及衰减系数的特征。
[0130]例如，参数确定器130使用角谱法(ASM)计算反映异质性组织的特征的在具有位置矢量rm的焦点位置处的声压Phet (rm)。ASM涉及到将复杂波场展开成无限多个平坦波的和。当治疗性超声的传播路径上的介质是异质性的时，参数确定器130使用ASM来计算声压Pm (rm)，如下所示:
[0131]再次参照图5，当多个不同介质(例如，内部组织)位于治疗性超声的传播路径上时，参数确定器130通过将在边界D1上入射的入射声场Wlf和透射系数T组合来计算穿过介质的不连续边界D1的发送的声场wlb。然后，参数确定器130将2D傅里叶变换应用于发送的声场Wlb来计算平面D1中的角谱Wlb。然后，参数确定器130通过基于角谱Wlb校正由于平面D1和D2之间的距离差引起的相位改变来计算角谱W2。此后，参数确定器130将2D反傅里叶变换应用于角谱W2来计算平面D2中的声场w2。
[0132]参数确定器130重复以上操作与治疗性超声的传播路径上的边界的数量相应的预定次数，来计算反映异质性组织的特征的在具有位置矢量^的焦点560的位置处的声压Phet (rm)。虽然参数确定器130通过使用ASM来计算声压Phet (rm)，但本实施例不限于此。
[0133]在操作1040，在参数确定器130中的方法确定分别在操作1010和操作1030中计算的声压PH_和P-之间的差是否小于预定阈值。预定阈值可通过在参数确定器130中的方法被自动确定或可通过接口单元110由用户来确定。响应于声压Praro和Phet之间的差小于或等于预定阈值，在参数确定器130中的方法将元件的质点速度u确定为最终值。然而，当所述差超过所述阈值时，所述方法进行到操作1050。
[0134]在操作1050，在参数确定器130中的方法重新设置元件中的每个的质点速度以发送治疗性超声，其中，所述元件被从治疗性超声装置30中的元件中选择。然后，在参数确定器130中的方法使被设置的元件的质点速度彼此组合，并返回到操作1030和操作1040。
[0135]在通过执行上述的操作1010至操作1050确定了参数(例如，用于将治疗性超声发送到焦点的元件的质点速度)之后，在参数确定器130中的方法将确定的参数发送到控制单元140。
[0136]虽然图10示出了设置治疗性超声的参数使得在同质性介质中的声压Praro和异质性介质中的声压Phet之间的差小于或等于预定阈值，但是可使用其它方法。现在将参照图11详细描述在参数确定器130中的设置治疗性超声的参数的方法。
[0137]根据一种实施方案，图11是参数确定器130的操作的另一示例的流程图。
[0138]参数确定器130中的方法可使用在异质性介质中的声压Phet而不需要对声压Phet和同质性介质中的声压PH_进行比较，来确定治疗性超声的参数。换句话说，通过重复设置治疗性超声的参数直到期望的声压Phet在异质性介质中被创建为止，可省略对声压Phet和在同质性介质中的声压Pras进行比较的操作。
[0139]参照图11，在操作1110，在参数确定器130中的方法设置在治疗性超声照射装置中的元件中的用于发送治疗性超声的元件，并任意地设置被设置的元件中的每个的质点速度。在参数确定器130中的处理使各个设置的元件的质点速度彼此组合。在参数确定器130中的方法设置各个设置的元件的质点速度，并使质点速度彼此组合。
[0140]在操作1120，在参数确定器130中的方法计算在治疗性超声传播经过异质性组织的焦点的位置处的声压Phet，其中，所述治疗性超声包括在操作1110获得的组合后的质点速度U。
[0141]在操作1130，参数确定器130确定声压Phet是否满足预定条件。当声压Phet满足预定条件时，参数确定器130将元件的质点速度确定为最终值。另一方面，当声压Phet不满足预定条件时，所述方法进行到操作1140。
[0142]在操作1140，在参数确定器130中的方法重新设置元件中的每个的质点速度以发送治疗性超声，其中，所述元件被从治疗性超声照射装置30中的元件中选择。然后，参数确定器130使被设置的元件的质点速度彼此组合，并返回到操作1120和操作1130。
[0143]再次参考图2，控制器140产生用于治疗性超声照射装置30中的元件的控制信号。在一个示例中，控制信号是发送治疗性超声的元件的质点速度U。然后，控制单元140将所述控制信号发送到治疗性超声照射装置30。
[0144]如上所述，参数确定器130通过对经由治疗性超声照射装置30的元件被发送的治疗性超声的特征与可影响治疗性超声的传播的在计算器124中计算的特征进行组合，来确定参数。其结果是，参数确定器130使组织的特征能够自动转换成治疗性超声的特征。
[0145]图8示出根据实施例的HIFU系统800的构造。参照图8，HIFU系统800包括超声控制设备10、治疗性超声照射装置30和诊断性超声照射装置40。
[0146]虽然图8的HIFU系统800包括与本实施例相关的特定组件，但是本领域的技术人员将理解，HIFU系统800可还包括比图8中示出的组件更少或更多的组件。
[0147]另外，HIFU系统800包括图1、2和4中示出的超声控制设备10。因此，参照图1、2和4的超声控制设备10的描述可应用于图8的HIFU系统800，并因此不被重复。
[0148]HIFU系统800使用治疗性超声照射装置30将治疗性超声聚焦在焦点上。例如，HIFU系统800使用外部输入的医疗图像20和通过将诊断超声发送到对象810的诊断超声照射装置40所产生的超声图像，来控制治疗性超声照射装置30发送治疗性超声。
[0149]HIFU系统800被构造为通过反映在治疗性超声传播的路径上的一个或更多个组织的特征中的异质性来产生治疗性超声，使得焦点可准确地形成在期望的位置处。HIFU系统800还可通过反映受检查者的特征来产生治疗性超声，从而使在受检查者或病人中的治疗效果的变化最小化。
[0150]诊断性超声照射装置40将诊断性超声发送到对象810，并获取反射的超声信号来产生对象810的超声图像。诊断性超声照射装置40处理获取的反射的超声信号来产生对象810的超声图像。
[0151]超声控制设备10使用通过使包含关于对象810的解剖信息的医学图像20和超声图像配准所获得的图像，来校准治疗性超声照射装置30，并产生控制信号以产生校准后的治疗性超声照射装置将发送到焦点的治疗性超声。
[0152]超声控制设备10通过自动反映在治疗性超声将传播的路径上的一个或更多个组织的特征来产生治疗性超声，从而允许治疗性超声照射装置30在不需要用户干预的情况下将治疗性超声聚焦在期望的位置处。另外，超声控制设备10能够使用单个外科手术来治疗一个或更多个组织。
[0153]治疗性超声照射装置30使用由超声控制设备10产生的控制信号以向焦点的位置发送治疗性超声。
[0154]图9是根据实施例的产生将从治疗性超声照射装置发送的治疗性超声的方法的流程图。参照图9，用于产生治疗性超声的方法包括由图1、2和4中示出的超声控制设备10或由图8中的HIFU系统800在时间序列上执行的操作。因此，虽然在下文中被省略，但是参照图1、2、4和8的超声控制设备10或HIFU系统800的以上描述可应用于图9中示出的用于产生治疗性超声的方法。
[0155]在操作910，在接口单元110中的方法获取包括对象的解剖信息的医学图像。
[0156]在操作920，在特征计算单元120中的方法使用在操作910获取的医学图像来计算对象中的可影响治疗性超声的传播的一个或更多个组织的特征。更具体地说，在特征计算单元120中的方法使用获取的医学图像，来计算在治疗性超声从治疗性超声照射装置30的元件传播到焦点的路径上的一个或更多个组织的特征。
[0157]例如，在特征计算单元120中的方法可产生用于构成对象的组织中的每个的特征的模型，并通过使用产生的模型来计算在传播路径上的一个或更多个组织的特征。
[0158]在特征计算单元120中的方法还从接口单元110获取对象的医学图像和超声图像，并使医学图像和超声图像配准。然后，在特征计算单元120中的方法使用在所述配准之后获得的图像来校准诊断超声照射装置40，并使用校准后的治疗性超声照射装置40产生信号来校准治疗性超声照射装置。
[0159]在操作930，在参数确定器130中的方法使用在操作920中计算的特征来确定治疗性超声的参数以在对象上创建焦点。
[0160]在操作940，在控制单元140中的方法生成控制信号以根据在操作930确定的参数产生治疗性超声。
[0161]根据各种实施例的超声控制设备10和HIFU系统800通过反映在治疗性超声传播的路径上的一个或更多个组织的特征中的异质性来实现治疗性超声的照射，从而提高使用HIFU治疗的准确性。
[0162]超声控制设备10和HIFU系统800还被构造为以参数来自动反映在治疗性超声的行进路径上遇到的组织的特征，来发送治疗性超声。因此，超声控制设备10和HIFU系统800在没有用户干预的情况下产生治疗性超声以准确地在期望的位置处创建焦点。
[0163]超声控制设备10和HIFU系统800还可通过反映单个受检查者组织的特征来单独产生治疗性超声，从而使在受检查者或病人中的HIFU治疗效果的变化最小化。
[0164]另外，超声控制设备10和HIFU系统800可通过反映沿着治疗性超声的行进路径的组织的特征来产生治疗性超声，从而允许使用单个外科手术来治疗一个或更多个器官。
[0165]将理解的是，虽然术语第一、第二、第三等可用在本文中来描述各种元件、组件、区域、层和/或部分，但是这些元件、组件、区域、层和/或部分不应受这些术语的限制。这些术语仅用来对一个元件、组件、区域、层或部分与另一元件、组件、区域、层或部分进行区分。这些术语不一定表示元件、组件、区域、层和/或部分的特定顺序或排列。因此，以下讨论的第一元件、组件、区域、层或部分可在不脱离本发明的教导描述的情况下被称为第二元件、组件、区域、层或部分。
[0166]可使用包括但不限于处理装置的硬件组件来实现本文中描述的单元。可使用一个或更多个通用或专用计算机(例如，处理器、控制器和算术逻辑单元、数字信号处理器、微型计算机、现场可编程阵列、可编程逻辑单元、微处理器或能够按定义的方式来响应和执行指令的任何其它装置)来实现处理装置。处理装置可运行操作系统(OS)以及在OS下运行的一个或更多个软件应用。处理装置可还响应于软件的执行来访问、存储、操作、处理和创建数据。为了简单的目的，可将处理装置的描述用作单数；然而，本领域的技术人员将理解，处理装置可包括多个处理元件和多种类型的处理元件。例如，处理装置可包括多个处理器或一个处理器和控制器。此外，不同的处理构造(诸如并行处理器)是可行的。
[0167]用于执行在图3和图9至图11中描述的方法的程序指令，或所述方法的一个或更多个操作可被记录、存储或固定在一个或更多个非暂时性计算机可读存储介质中。程序指令可由计算机来实现。例如，计算机可促使处理器执行程序指令。所述介质可单独包括数据文件、数据结构等，或可与程序指令相结合地包括数据文件、数据结构等。计算机可读介质的示例包括磁介质(诸如硬盘、软盘和磁带)、光学介质(诸如CD ROM盘和DVD)、磁光介质(诸如光盘)；和被专门构造为存储和执行程序指令的硬件装置(诸如只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、闪存等)。程序指令的示例包括诸如由编译器产生的机器代码，以及包含可由计算机使用解释器执行的更高级代码的文件。程序指令(即，软件)可分布在与计算机系统连接的网络上，使得所述软件可按分布方式被存储和执行。例如，软件和数据可由一个或更多个计算机可读记录介质存储。此外，实施例所属领域的程序员可基于和使用本文所提供的附图的流程图以及框图和它们的相应描述，来容易地构建用于完成本文公开的示例实施例的功能性程序、代码和代码段。
[0168] 以上已经描述了多个示例。然而，将理解的是，可进行各种修改。例如，如果所描述的技术按不同的顺序被执行，和/或如果描述的系统中的组件、架构、装置或电路按不同方式被组合，和/或被其它组件或它们的等同物所替换或补充，则可实现合适的结果。因此，其他实现处在权利要求的范围内。
【权利要求】
1.一种用于从超声照射装置产生超声的方法，所述方法包括: 获取包括关于对象的解剖信息的医学图像； 基于所述医学图像计算对象中影响超声传播的组织的特征； 使用计算的特征来确定超声的参数以在对象上创建焦点； 根据确定的参数产生超声。
2.如权利要求1所述的方法，其中，计算特征的步骤包括: 处理医学图像来计算在超声从超声照射装置的元件传播到焦点的路径上的组织的特征。
3.如权利要求1所述的方法，其中，所述特征包括:超声经过组织的速度、组织的密度、超声针对组织的衰减系数或它们的组合。
4.如权利要求1所述的方法，还包括: 使用所述医学图像来校准超声照射装置。
5.如权利要求1所述的方法，其中，计算特征的步骤还包括: 使用超声照射装置和医学图像，来计算沿着超声从超声照射装置的元件传播到焦点的路径的组织的特征。
6.如权利要求4所述的方法，其中，校准超声照射装置的步骤包括: 使用诊断超声照射装置产生对象的超声图像； 使用通过配准超声图像和医学图像而获得的图像，来校准诊断超声照射装置； 使用校准后的诊断超声照射装置来校准所述超声照射装置。
7.如权利要求4所述的方法，其中，所述校准通过调整超声照射装置的坐标来执行。
8.如权利要求1所述的方法，其中，所述医学图像包括计算机断层扫描CT图像。
9.如权利要求1所述的方法，其中，确定超声的参数的步骤包括: 通过组合超声的特征和计算的影响超声传播的特征来确定所述参数。
10.一种用于产生超声的设备，所述设备包括: 接口单元，被构造为获取包括关于对象的解剖信息的医学图像； 特征计算单元，被构造为基于所述医学图像计算对象中的影响超声传播的组织的特征； 参数确定器，被构造为使用计算的特征来确定超声的参数以在对象上创建焦点； 控制单元，被构造为生成控制信号以根据确定的参数产生超声。
11.如权利要求10所述的设备，其中，特征计算单元处理医学图像来计算在超声从治疗性超声照射装置传播到焦点的路径上的组织的特征。
12.如权利要求11所述的设备，其中，所述特征包括:超声经过组织的速度、组织的密度、超声针对组织的衰减系数或它们的组合。
13.如权利要求11所述的设备，还包括: 校准单元，被构造为使用所述医学图像来校准所述设备。
14.如权利要求13所述的设备，其中，校准单元从接口单元获取对象的超声图像，通过使用经由配准所述超声图像和所述医学图像而获得的图像来校准诊断超声照射装置，并通过使用校准后的诊断超声照射装置来校准所述设备。
15.如权利要求11所述的设备，其中，所述医学图像包括计算机断层扫描CT图像。
16.—种用于产生超声的方法,所述方法包括: 获取包括异质性组织的对象的图像； 确定超声的参数，其中，已使用所述图像反映了异质性组织的特征。
17.如权利要求16所述的方法，其中，对象的图像包括人体内部器官。
18.如权利要求16所述的方法，其中，确定超声的参数的步骤包括: 使用所述图像计算影响超声的传播的异质性组织的特征； 使用计算的特征来确定超声的参数以在对象上创建焦点。
19.如权利要求18所述的方法，其中，使用计算的特征来确定超声的参数的步骤包括: 计算表示当超声在同质性组织中传播时在焦点处的声压的第一声压； 确定在超声照射装置中的元件中的发送超声的元件，并设置被确定的元件的质点速度； 计算表示当使用所述质点速度的超声在异质性组织中传播时在焦点处的声压的第二声压； 基于第一声压和第二声压之间的关系来确定超声的参数。
20.如权利要求19所述的方法,其中，基于第一声压和第二声压之间的关系来确定超声的参数的步骤包括: 确定第一声压和第二声压之间的差是否超过了阈值； 响应于所述差超过了阈值来重新设置元件的质点速度。
21.—种超声控制设备,包括: 处理器，被构造为处理对象的医学图像以基于治疗性超声经过组织的速度、组织的密度和衰减系数来确定参数，并控制治疗性超声以在对象上创建焦点； 控制器，生成信号以根据确定的参数产生超声波。
22.如权利要求21所述的设备，其中，参数计算单元还被构造为控制治疗性超声的强度和持续时间。
23.如权利要求21所述的设备，还包括: 校准单元，处理医学图像来校准处理器和控制器。
【文档编号】A61B17/32GK104224277SQ201410001354
【公开日】2014年12月24日 申请日期:2014年1月2日 优先权日:2013年6月18日
【发明者】黄英珪, 方远喆, 李镐宅, 金相贤, 朴志瑛, 金道均, 金昌容 申请人:三星电子株式会社