一种生产透镜的方法和包含透镜的超声波装置

本发明涉及一种用于与大脑进行互动或治疗脑部疾病的设备，以及获得所述设备的方法的技术领域。

背景技术：

实践表明，透过颅骨壁在大脑的某些部位施加超声波，可用于对脑病患者执行某些治疗——例如消融丘脑的一部分以治疗特发性震颤，可用于打开血脑屏障并允许药物在小范围以可逆的方式沉积，或可用于刺激神经。

当治疗者试图精确确定患者大脑中确切的超声能量的沉积位置时，这些技术的缺点就会变得显而易见。这是因为颅壁不仅具有比水和软组织高得多的声阻抗，而且它本身是一种非常不均匀的介质，当超声波击中颅壁时，会发生强烈的反射、折射和吸收，使得超声波产生损耗。这个问题通常使用多元件超声发射器进行解决，但是这种解决方案成本昂贵并且技术复杂。

美国专利文件2016/038770a1公开了一种使用单元件换能发射器在靠近大脑皮层区域的区域应用高强度聚焦超声(hifu)的设备和方法。

maimbrough等人(maimbourg,g.,houdouin,a.,deffieux,t.,tanter,m.,&aubry,j.f.(2018).3d-printedadaptiveacousticlensasadisruptivetechnologyfortranscranialultrasoundtherapyusingsingle-elementtransducers(一种颠覆性技术：使用单元件换能器用于经颅超声治疗的3d打印自适应超声透镜).physicsinmedicine&biology,63(2),025026)公开了一种发明，该发明使用无源塑料透镜来配置波前，该波前由单元件发射器产生，使得在透镜的输出，即波前，已经包含了为了校正折射、反射和由于颅壁引起的吸收而需要校正的相位。这种类型的透镜有助于将超声能量引入大脑并纠正由颅壁引起的像差。与基于多元件发射器的系统相比，它是一种更具成本效益的系统。但是，当治疗者尝试治疗那些比所述焦点区域还大的治疗区时，该发明的效率不高。

ferri等人(ferri,m.,bravo,j.m.,redondo,j.,&sánchez-pérez,j.v.(2018).enhanced3d-printedholographicacousticlensforaberrationcorrectionofsingle-elementtranscranialfocusedultrasound(用于校正单元件经颅聚焦超声的像差的增强型3d打印全息声透镜).arxivpreprintarxiv:1805.10007)公开了一种通过3d打印获得的声透镜，用于改善聚焦超声的在经颅应用中的不足。这项研究的中心是改善数值模拟，该数值模拟提供克服颅骨表面引起的吸收现象的数值变化。然而，与以前的方法相比，这并不代表有实质性的改进。

本发明提供了关于这些方法的改进方法，它可以优化当前方法，甚至可以扩展这些方法的应用范围。

技术实现要素：

该问题的解决，需要有根据权利要求1的用于制造用于超声设备的透镜的方法，以及根据权利要求15所述的超声设备。从属权利要求限定了本发明的优选实施例。

因此，在第一发明方面，本发明提出了一种用于生产适用于超声设备的透镜的方法，该方法包括以下步骤：

提供骨组织模型，被骨组织包围的软组织模型以及耦合介质模型；

选择位于耦合介质模型内的源点；

选择预定的波频率和波长，预定频率在100khz和20mhz之间，并且预定波长由预定频率和波在耦合介质模型中的传播速度确定；

提供位于骨组织模型内部的治疗区；

提供多个分布在治疗空间内的节点；

模拟从多个节点中的每个节点发射的球面波，创建由球面波的叠加产生的模拟波前，每个球面波都需要振幅和相位，要求至少有两个节点具有不同的振幅和/或相位，每个球面波的频率由预定频率给出；

在包含源点的接收表面上接收模拟波前；

处理在接收表面上接收到的结果；

根据处理结果，设计全息透镜表面，当该表面从位于源点的平面(planar)单元件发射器接收到具有预定频率和预定波长的波时，可以产生等效于时间反转(time-reversed)的模拟波前的波型。

通过这种方法，可以设计一种无源透镜，当单元件超声发射器发射的波通过该透镜时，该无源透镜将再现三维声全息图，该三维声全息图对应于节点施加的条件所定义的区域，并且该区域尽可能与治疗区相似。因此，可以实现适于大脑治疗区的特定区域的超声分布。

多个节点位于治疗区内。通过使用分布在治疗区内的多个节点以及该方法生产的透镜产品，可以获得具有三维变形的超声束(例如在脑部疾病的治疗中具有广泛应用的弯曲束)。由于使用了该生产方法的全息透镜产品，因此可以使用单元件超声发射器，通过一次超声处理，来实现多次超声处理所进行的某些处理。由于该方法在处理流程和所用材料上进行了简化，因此相比其他方法，该方法更有效，更快速且更具成本效益。

在该方法开始选择预定频率，主要是为了满足疾病治疗的标准。设置所述预定频率后，其将用于模拟从节点开始的波。波长可以根据所述频率和波在软组织模型中的速度计算得出，其结果等于波在软组织模型中的传播速度除以频率。

由于存在多个节点，这些节点可以产生具有不同振幅和/或相位的波，因此这些参数可以进行调整，以获得更适合模拟最终结果的波前。

在特定实施例中，多个节点在治疗区内服从体积分布。

节点的体积分布可以获得透镜，该透镜可以以足够近似的方式，再现更复杂治疗区。这是因为当节点分布在治疗区时，可以提供当节点位于曲线或平面上时无法获得的信息，从而得到更好的治疗区的特征化结果。

在特定实施例中，处理接收到的结果的步骤包括将接收表面划分像素，以及分析在每个像素中接收到的波的幅度和相位。在特定实施例中，像素尺寸取决于预定波长，并且特别地，每个像素的尺寸，等于边为5λ/6的正方形，λ是预定波长。太大的像素尺寸不适合分析波幅，因为这样将无法正确存储所有接收到的信息。相反，太小的像素尺寸会在生产中引起问题，因为每个像素都对应于一列，并且如果列的基数较小，则它会在超声工作频率下以反射模式产生共振。

在更具体的实施例中，可以把接收表面的每个像素视作法布里-珀罗型谐振器，该谐振器可以产生纵向谐振，从而产生透镜片段，并且在设计全息透镜的步骤中，透镜的每个片段的等效高度，是根据接收表面上每个像素接收到的波的振幅和相位而选择的。

该模型足够精确，适用于当今的生产技术。在该模型中，透镜的表面可以精确地离散化，以提供大量用作被动源的小像素，从而能够构建复杂的几何体。

在该方法的特定实施例中，设计透镜的步骤通过时间反转来执行。

对于本领域技术人员而言，时间反转方法是已知的。这种方法大体上基于系统的互易性、时不变性和线性原理，包括从节点发射波并在接收表面上接收它，这样在接收到接收表面上的数据的基础上，当波在接收表面上以预定相位特征发射时，在接收表面上记录相位特征，并进行时间反转，就可以在节点中获得具有原始特征的波。

如果只有一个单节点，就会发生这种情况，在波前由多个节点创建的情况下，接收表面会分成多个像素。为了获得合适的波前相位，每个像素都被认为是法布里-珀罗型谐振器。等效列高度可以根据复传输系数进行计算

其中d是透镜下部到接收表面的距离，z是归一化阻抗zl/z0，zl是形成透镜的材料的阻抗，z0是水或透镜和头盖骨之间耦合介质的阻抗。h(x，y)的值是法布里-珀罗型谐振器中等效列高度。基于该表达式和与每个像素相关联的数据，可以计算每个像素中的等效高度。

在特定实施例中，任何一对节点彼此的间隔小于λ/2，λ是预定波长。

该分布足以提供最少数量的节点，从而生成用于设计镜片的数据，利用该数据可计算得到足够精确的治疗区。

在该方法的特定实施例中，在模拟球面波的发射的步骤中，至少两个球面波的振幅是不同的。在该方法的特定实施例中，对每个球面波施加振幅，该振幅取决于发射所述球面波的节点与接收表面之间的距离。

除其他原因外，波的振幅，相对于在发射点的测量值，会由于所述波的传播距离，而发生衰减。在根据本发明的方法的特定实施例中，所述距离可能不同，因此调整发射的球面波的振幅，使其为发射点到每个节点的特定距离，能够获得更可靠的结果。

在该方法的特定实施例中，每个球面波的振幅是自由参数，并且该方法包括以下步骤的迭代：模拟球面波的发射、接收模拟波前、处理结果，直到通过迭代获得每个球面波振幅值。该振幅值使得在治疗区中的声能分布超过预定目标。

在该方法的特定实施例中，在模拟球面波的发射的步骤中，至少两个球面波的相位是不同的。在该方法的特定实施例中，将相位施加到每个球面波上，该相位取决于发射所述球面波的节点与接收表面之间的距离。

波的相位受所述波相对于发射点的传播距离的影响：对于同一个原点，位于不同距离的两个点会产生不同相位的波，除非两点各自与原点的距离之差等于波长。将发射的球面波的相位，调整到距每个节点的特定距离，就可以获得更可靠的结果。

在该方法的特定实施例中，每个球面波的相位是一个自由参数，并且该方法包括以下步骤的迭代：模拟球面波的发射、接收模拟波前、处理结果，直到通过迭代获得相位值。该相位值导致在治疗区中引起的声能分布超过在预定目标。

设计透镜的另一种方法是：将每个球面波的振幅或相位作为自由参数，并迭代模拟球面波发射、接收模拟波前、处理结果，直到通过迭代获得法布里-珀罗型谐振器的长度值获得相应的结果，该长度值导致治疗区中的声能分布会超过预设的目标。基于每个迭代步骤进行小的修改，可以获得更精确的结果。

在该方法的特定实施例中，所述方法还将三维打印透镜设计的步骤包括在内，该透镜的设计已经在相应的步骤获得。

当前的三维打印技术已经可以制造公差范围足够小的透镜，从而使得所产生的透镜部件在做出响应的时候，足以与超声发射设备相结合并适用于其中。

在特定的实施方案中，压电材料用于生产本发明中的透镜。这可以获得透镜的几何形状，而透镜的几何形状对向每个像素施加不同的电压较为敏感。因此，一旦构造出这样的透镜，即使在该透镜的工作期间，其几何形状也可以在极限内变化。

在第二发明方面，本发明提供一种设备，其包括透镜，该透镜通过先前发明方面的提及的方法制造。

该设备提供了一种透镜，该透镜设计用于修正超声束，以使其聚焦在患者颅腔内预先选定的治疗区。由此，可以获得一种更简单且更具成本效益的设备，并且该设备还可应用于迄今未公开的医疗应用。

该设备的最佳用途，是用于适用低-中功率治疗的部位，以打开局部区域的血脑屏障，如海马体，因其体积相对于超声束的典型体积而言较大。它的最佳用途，也可以是为引起神经元兴奋的而用于大脑部位的治疗，产生神经效应，或是用于高强度聚焦超声(hifu)治疗。该设备也适用于超声必须通过屏障才能达到目标区域的任何应用，例如发射超声，使其通过膝盖骨，以治疗膝盖的内部区域。该屏障可以是骨屏障或由任何其他材料介质组成的屏障，前提是其声阻抗需要不同于目标区域的声阻抗。

附图说明

为了完善对本发明的描述并协助人们更好地理解本发明，本发明提供了以下的一组附图。所述附图是说明书的组成部分，并且展示了一个或多个特定示例，其不应被解释为限制本发明的保护范围，而仅是简单地作为如何实施本发明的特定示例。这一组附图包括以下图片：

图1示出了使用本发明提出的设备的治疗方法的一部分元件；

图2示出了根据本发明的方法的特定实施例的步骤示意图；

图3示出了根据本发明的方法设计的透镜的示例；

图4a到图4c示出了通过本发明的发射器和透镜组件产生的超声束的三种可能形状；

图5示出了根据本发明方法的特定实施例的实验结果；

图6a和图6b显示了与实验结果相关的图表。

具体实施方式

图1描述了使用本发明的设备的治疗方法的一般方法。

在该图中可以看到超声发射器1、透镜2和模型颅骨3。

超声发射器1由平面型或聚焦型单元件发射器组成，该发射器适于发射针对治疗区域4的超声束，该治疗区域4位于脑肿块9中，而脑肿块9则位于颅骨3包围的颅腔内的。透镜2在发射器1和治疗区域4之间插入，透镜2修正由超声发射器1发射的超声束，以使其适应治疗区域4。透镜位于水耦合介质10内。在迄今为止已知的设备和方法中，治疗区域4被缩小为椭圆形，这是常规超声束焦点的典型形状，并且没有已知的方法或设备，能够塑造或调整焦点以适应复杂治疗体积。

图2示出了根据本发明的方法的特定实施例的步骤示意图，其旨在获得透镜，该透镜可以修正超声束，使得产生的超声场在与治疗区域一致的空间中具有足够的强度。

在该图中观察到一系列的节点5和一个源点6。该源点6指代超声发射器居中的位置，并且节点5对应于拟与治疗区域匹配的区域的点。

在这种情况下，治疗区域是海马体。然而，节点5位于矢状平面中并且彼此间隔λ/6的距离，λ是预定波长。继而，源点6位于靠近颅骨的矢状平面的位置，以检查透镜转动超声束的能力。

一旦选择了源点6和预定频率，该方法的后续步骤包括从每个节点5以所述频率模拟球面波7的发射、创建由球面波7的叠加产生的模拟波前。

球面波的振幅的选择，需根据相应节点和接收表面8之间的距离来确定，每个球面波的相位也是根据相应节点和接收表面8之间的距离来选择的。

在包含源点6的接收表面8上接收该模拟波前。在这种情况下，对该接收表面8上接收的波前进行分析，将所述接收表面划分为1mmx1mm像素。一旦收集并处理了在接收表面的每个像素中接收到的波前数据，就可以通过诸如法布里-珀罗型谐振器的计算等的方法，为接收表面划分出来的每个像素相对应的透镜的每个所选片段计算等效高度，来设计透镜表面，使得当所述透镜位于以源点为中心的单元件发射器的前面时，可以获得对应的声全息图。

当计算由波的叠加产生的区域全息图时，与存在不均匀区域的情况相对应，本发明使用了具有k空间散射校正的伪谱模拟方法，用于对声学线性化本构方程进行数值积分。为此，需准确选择每个节点之间的空间通道为λ/6的网格。

图3示出了根据本发明的方法设计的透镜2的示例。

该透镜2包括多个片段21，片段21负责为超声束中进行必要的校正，以建立所需图案，该所需图案以先前定义的治疗区域为中心。这些片段21中的每一个对应于先前描述的模型的列，每一列的底部(base)是一个像素的大小，并且每一列的高度对应于前面所强调的法布里-珀罗型谐振器。

当前的三维打印技术可以生产这种对生产公差有非常严格的要求的透镜，严格的生产公差，可以使由此生产的透镜存储再现超声全息图的所有振幅和相位信息，并结合到超声发射设备中。

图4a至图4c示出了根据本发明的发射器和透镜组件而产生的超声束的三种可能的形状。

图4a显示了第一种选项，其中超声束集中在两个点上，图4b显示了第二种选项，其中超声束沿曲线延伸，而图4c显示了第三种选项，其中超声束覆盖了先前选择的清晰的三维区域。为了获得这些分布中的每一个，需要仔细选择将从模拟球面波发射的节点。

图5示出了根据本发明的方法的特定实施例的实验结果。

在这些结果中，可以看到发射器所在的源点6，透镜2的位置以及位于由颅骨3包围的颅腔31中的治疗区域4。

可以看出，在与治疗区域4几乎重合的区域中，超声能量密度非常高，而在颅腔31的其余区域中，超声能量密度非常低。最浅的颜色表示更高的超声压强，并且在治疗区域4内较高4内，超声压强的水平相当大。

图6a和图6b示出了可以确认这一事实的图表。图6a示出了沿x轴的压强波的振幅的曲线图，图6b示出了沿z轴的压强波的振幅的曲线图。在这两个图中，计算机仿真的结果用实线表示，实验结果用虚线表示。可以看到，在实验步骤中测得的压强，显著地符合先前关于数值模拟的阐述。

治疗区域4在两个轴上的尺寸通过带有“目标”的标签标注。在x、z两个轴上，可以观察到所述区域内压强波的强度远高于所述区域外的强度。

在特定的实施例中，压电材料用于生产本发明的透镜物体。这允许获得其几何形状对向每个像素施加不同的电压敏感的透镜，因此，一旦进行了构造，甚至在其工作期间，透镜的几何形状就可以在极限内变化。