专利名称:压缩波高温治疗方法及设备的制作方法
本发明一般地涉及利用聚焦的远场压缩波高温治疗方法及设备。在本发明的一个方面，使用了一宽的带宽压缩波换能器基阵以获得有关在治疗中的病者的组织的信息及向病者的一治疗部位提供用于治疗的高温压缩波能量。在本发明的另一方面，产生高温压缩波聚焦的远场的一基阵的换能器是以小于1的导通占空比部分被脉动导通及切断的。在本发明的又另一个方面中，是将一产生高温压缩聚焦的远场的换能器的基阵与一压缩波成象的换能器的基阵组合在一起。在本发明的另一方面，通过用于分析和治疗的在压缩波高温聚焦的远场换能器的基阵中央处的成象换能器用压缩波能量对病者进行分析。在本发明的附加方面，压缩波高温聚焦的远场换能器的基阵的功率占空比是变化的以便于控制入射到治疗中的病者的某些部位的能量。在本发明的又另一方面，从聚焦的远场压缩波高温治疗的基阵的独立换能器导出的超声波波束频率进行随机地角度调制以产生具有不相干的空间变化及邻近波束之间更恒定的能量分布。
在一超声波换能器基阵的聚焦的远场中较强的压缩波能量可被应用于治疗目的，这是为人们所公知的。该超声波的聚焦的远场压缩波能量产生高温效应以充分提高被治疗的有害组织的温度并将它破坏之。一般，该基阵远场是用频率在0.5至2兆赫兹区内激励的。
过去，该基阵换能器一般为窄的带宽的共振器件，只在较窄的频带例如50千赫兹上有效。该换能器是激励在接近它的共振频率的频率下以提供一电能与换能器间的最大效率。因此，用于治疗的换能器通常是在一单一的频率或在一频带非常窄的频率下被驱动的。由换能器中导出的超声波能量通过与病者的皮肤接触而直接地耦合到病者体内或通过一压缩波传播液体如水而间接地耦合到病者体内。
由于单一频率或窄的带宽激励作用及先有技术的换能器基阵的窄的带宽特性，这种换能器形成的单一基阵未能有效率地和有疗效地适配于治疗浅的和深的部位，即分别接近和远离病者的皮肤的表面处聚焦的远场高温压缩能量进入病者体内的部位。对于最有效和有疗效的治疗过程而言，压缩波能量的频率与治疗中的部位的深度是成反比关系的，使得对深的部位是用低频率能量进行治疗而对浅的部位则相反是用高频率进行治疗。窄的带宽基阵没有足够的带宽以有效率地和有疗效地耦合能量到深的或浅的部位中去。
该窄的带宽治疗用的基阵不是特别适配于用作诊断及高温治疗的目的。大多数诊断性超声压缩波系统利用回声技术，其中超声压缩波能量脉动是由一换能器导出的，并被传输到病者体内和从病者体内的部位反射回到导出该压缩波能量的同一换能器中。超声压缩波脉动从它离开换能器的时间起直至反射的能量耦合回到换能器的时间止的行程时间是病者体内受关注的部位的位置的一个量度。一般，受关注的部位为骨骼、病者体内的气囊、各种体内器官及有害部位。入射到换能器的反射能量的振幅提供了一个在病者体内反射部位的本质的指征。
当例如用于先有技术中的高温治疗器件中的一窄的带宽换能器被提供以一电能脉动时，换能器一般地以类似于一冲击激励的共振电路的方式“减幅振荡”以导出在换能器的固有频率下的一系列的阻尼的正弦波状振荡。如果一典型的先有技术的窄带宽换能器，它过去用作高温治疗目的被脉动激励以使一反射的脉动能被耦合回到该换能器以供诊断目的之用，该换能器仍会在反射的能量被耦合回到它本身时发生减幅振荡。当一换能器在反射的能量被耦合回到其上时，如果发生减幅振荡，那么，换能器就不能导出入射到该换能器的反射的能量波的精确的仿形。因此，用过去用作高温治疗目的的、窄的带宽换能器基阵作为诊断目的时，只能少量地或甚至不能导出信息。
因此，本发明的一个目的在于提供一新颖和改进的利用超声压缩波能量作高温治疗和诊断目的的设备和方法。
本发明的另一个目的在于提供一新颖和改进的用从一电能-压缩波能换能器基阵的相同换能器导出的超声压缩波能量作高温治疗和检验一病者的设备和方法。
本发明的另一个目的在于提供一新颖和改进的用从一压缩波换能器基阵的相同换能器导出的压缩波能量作治疗一病者的深的和浅的部位的设备和方法。
近年来发展的超声压缩波高温治疗用的基阵发射具有较低功率级的连续波束。使得在聚焦的远场治疗区的加热效应与波束的瞬时功率或强度之间存在近似的线性关系。这种超声压缩波高温治疗用基阵带来的问题在于病者典型的为一需进行癌肿破坏性治疗的病人在将从一基阵换能器导出的波束入射到某些未治疗区时病者会经受相当大的痛楚。一般痛楚的发生是因为在从该基阵中的一特定的换能器的波束的路径中有骨骼所引起的。受照射的骨骼往往是处在远离远场被聚焦的部位。然而它可能是贴近聚焦的远场部位因为骨痛问题及需要限制可用于在若干波束的远场被聚焦处的治疗部位的能量的最大值，每个波束中的连续高温压缩波能量的功率加以限制。为防止痛楚，入射到这些骨骼的波束的功率必须小于其余的波束的功率。
因此本发明的又另一个目的在于提供一新颖和改进的利用一被激励的聚焦的远场换能器基阵以减少在治疗过程中病者经受的痛楚程度的压缩波高温治疗系统和方法。
本发明的又一个目的在于提供一新颖和改进的利用一被激励的远场聚焦的换能器基阵使得在没有超出能安全地用于治疗区的容许能量级下于一治疗区的有效功率级增加的压缩波高温治疗系统和方法。
按照本发明的一个方面，入射到病者的超声压缩高温波能量是保持在与先有技术相同的安全水平之内，但其疗效增加了许多倍。这可通过提高压缩波高温能量的功率或强度及通过同时使它猝发地而非连续地从基阵传输出去，而每一猝发包括若干周期的压缩波高温能量。其占空比及功率或强度级是成反比关系使得其值等于占空比与功率级的乘积的压缩波能量是近似地恒定。
高温能量的疗效随着在治疗位点的组织的温度的提高而提高。由于机体冷却机制起着作用，在治疗位点的组织的温度是一个复杂的问题。然而在治疗位点的温度的一重要决定因素是效率，以这样效率将高温波能量转换成热。在连续波的情况下，随着功率的提高转换或吸收的效率以非线性的方式提高。具体地说，在治疗肿瘤的受关注范围内对于较高的功率级而言，在肿瘤位点上转换效率并因而是其温度趋向于以该波的功率的大于1的方次α而提高。对于探索性目的而言我们假定α等于2，使得当功率比如说从1个单位增加到2个单位时，则在肿瘤位点的温度趋向于从1个单位增加到4个单位。
由于这种方次法则，当能量是以猝发方式提供时，则可在不必增加到提供的平均能量下治疗的疗效意即在肿瘤位点的温度也得到提高。例如，如果占空比为0.5时一个具有功率级为2个单位的波在占空比的“导通”部分期间内即使在平均功率是相同情况下所提供的温度比具有一功率级为1单位的连续波所提供的温度更高。
在远离肿瘤位点产生的痛楚程度随着温度的提高而增加。然而，痛楚的增加是作为温度的函数缓慢增加的，直至温度达到一阈值温度，高于此阈值温度时，痛楚则随温度的提高而急骤地增加。利用以猝发方式意即占空比小于1提供的具有较高的最大功率获得的提高的耦合或转换效率也可趋使在痛位点的温度的提高。然而只要在痛位点的温度保持在低于阈值温度，即使治疗的疗效有实质性的增加，病人也不会经历一可感觉到的痛楚的增加。当痛位点较治疗位点更远离高温波能量源时，利用具有提高的最大功率和占空比小于1的波能量在治疗点的增加的吸收给在远离的痛位点留下较少的待吸收的波能量。这趋向于降低或缓和在痛位点的温度的增加。
功率的非线性效应及超声压缩波高温治疗的疗效在为连续波的情况下已为人们所公知。然而，在先有技术中，入射到特定区的连续波功率通过聚焦技术而被提高，而不是通过利用脉动宽度、占空比技术和设备。脉动宽度、占空比技术和设备比聚焦、技术有更加大的灵活性，因为平均功率级及猝发功率级两者皆可加以控制。如上述指出过的控制平均和猝发功率可使高温治疗的疗效和/或痛楚的控制得到实现。
按照本发明的另一方面，一病者的某一患病部位用从一宽的带宽超声波换能器的基阵导出的高温压缩波能进行治疗。为治疗病者的浅的、接近病者的皮肤的患病部位，能量是由此部位进入人体的，用较高频率能量提供于基阵的换能器上。为治疗病者的深的患病部位，则用较低频率能量激励相同的换能器。因为基阵换能器有一宽的带宽，所以能以大致相同效率来处理高的和低的两种频率且从换能器导出的高的或低的频率能量的振幅近似地相等，由此可用大致相同的效率和疗效治疗表面的和深的患病部位。该基阵是如此排列和激励使得从换能器导出的治疗超声远场压缩波能量被聚焦在治疗部位。美国专利4，441486申请人为庞兹及悬而待决申请序列号418，136申请人吉伯勒(Giebeler)与本发明人共同签暑、于1982年9月15日提交为讨论远场超声压缩波治疗病者的专利申请，该两个文件均作为参考资料结合到本发明中。
按照本发明的另一个方面，相邻聚焦部位之间的过渡是模糊的，并通过将从基阵导出波束稍许散焦做成使接近聚焦波束的瞄准轴的部位具有近似相同的强度。为此施于换能器的电能是随机地角度(意即，频率或相位)调制的，此种调制随机地将该基阵压缩波能量的频率或相位偏移以引起空间的不相干波束的导出。从不同换能器的空间的不相干波束将被波束能量散布在治疗部位，使得从独立换能器的空间的相邻波束的陡变边界可被避免。
由于治疗用换能器有一宽带频率响应，则可对它们施于脉动能量而不产生实质上的减幅振荡。因此可用相同宽的带宽的治疗用的换能器用作对病者进行检验。将具有占优势的频率成分在换能器的带通之内的脉动或单个正弦波状周期的电能逐一地被提供到基阵的独立换能器。各换能器响应该脉动或单个正弦波周期而发射一被耦合到病者的单个正弦波周期的压缩波能量。由于该换能器具有一定的带宽即低的品质因数或Q值，该换能器在响应被提供到它自己的脉动或单个周期电能时没有产生减幅振荡。各被激励的换能器响应从一治疗位点反射的响应该脉动或单个正弦波周期的能量以导出一入射到它上面的反射的压缩波能量的精确仿形的电信号。
将从各换能器导出的信号进行处理以导出病者体内的一反射位点的位置的一指示。反射的能量功率级的一指示可从治疗用的基阵操能器导出的仿形而获得。从仿形导出的信号逐一地被提供到所谓多束扫描显示器，其中各顺序换能器的数号是沿一x轴方向描绘出的，从基阵到反射点的距离是沿着一y轴方向描绘出的，而从每个换能器响应的强度是由在y轴方向延伸的线条的亮度表示。
按照本发明又一个方面，将该治疗用换能器的宽的带宽换能器基阵与一圆形和若干个环形成象换能器的基阵结合起来。该宽带换能器排列成若干个围绕着用作基阵的一瞄准轴的环状组，机械式扫描的同心圆形或环状成象换能器是与瞄准轴同心并在治疗用的换能器的中央。通过将治疗用的换能器沿z轴即沿瞄准轴的一个轴前、后移动及在通常是与治疗中的病者的皮肤表面相互平行的平面内的两个方向上移动而使之聚焦于待治疗的部位。也可将换能器对瞄准轴的相对角度加以控制以改变聚焦远场的直径。
因此，本发明的又一个目的在于提供一新颖和改进的与一超声压缩波成象换能器基阵相结合的压缩波高温治疗用换能器基阵。
本发明的一个附加目的在于提供的新颖和改进的可控制的以使治疗过程之前和之中能调整该治疗用的换能器的压缩波治疗用、分析用后成象基阵。
本发明的一个附加目的在于提供一新颖和改进的用作控制由具有一聚焦的远场的一基阵的多个换能器发射的压缩波能量的方法和设备，使得响应基阵中不同换能器的不同波束的相邻部位经受如同从基阵的换能器导出的组合图象的聚焦平面的深度所经受的随机变化。
本发明的上述及尚有的其它目的、特征和优点在对下述的本发明的一个特定实施例的详细叙述、特别是在联系附图进行研究后自然就会变为明显。
图1为包括在本发明中的设备的优选实施例的一个示意图;
图2为包括在图1中所示设备的换能器基阵的一个顶视图;
图3为包括在图1中所示设备的电子电路的一方框图;
图4为示于图1和2中的基阵中的一单一治疗用的换能器和一用于该换能器中的转动驱动机构的一侧视图;
图5为图1与2所示的基阵中的一单一换能器的输出的强度相对频率的关系描绘出的曲线图;
图6为图1至4中所示的设备所产生的波束扫描的一实例;及图7为对于一对不相干地调制的波束的组合中，关于强度相对于位置的关系描绘出的曲线图。
现参照附图中的图1，其中所示超声电波-压缩波换能器基阵11是安装在容器14的水浴13的平台12上，该容器有对压缩波能量而言相对透明的上部表面15。表面15的外表面限定一供在一治疗床(未示于图中)上的病人的支承表面。如图2中所示，基阵11包括30个治疗用的换能器20至49，有一中央瞄准轴51，沿着此轴从基阵导出一压缩波高温治疗用的远场;对于压缩波高温远场治疗的讨论参见庞兹的美国专利4，441，486及上面提及的共同签暑的悬而未解申请序列号418，136，该两文是作为参考资料结合到本发明之中。各换能器20至49在一宽的带宽度上例如500千赫兹至1兆赫兹上有比较平坦的振幅对频率的响应。
平台12被线性地驱动在沿轴51及一对与轴51相交且成直角的轴上并被驱动在围绕轴51而转动，以便控制从基阵11导出的聚焦的高温压缩波远场的位置。瞄准轴51穿过超声电压缩波成象换能器53至56的基阵52的中心。换能器53为一圆盘状，而换能器54至56为半径逐一增大的圆环。成象基阵52的换能器53至56是用一在换能器20至49的带通之外的频率例如2.5兆赫兹激励的。基阵52是安装在由平台12承载的万向台59(图1)上。台59相对于平台12可转动地围绕与瞄准轴57正交的轴58而被驱动。平台12可围绕轴51而转动使得驱动轴58的方向可按需要进行调整。台59绕着轴58被倾侧以便控制该台相对于从换能器53至56导出一成象波束的瞄准轴的轴51的夹角。成象波束瞄准轴的圆点与瞄准轴51和轴58的交点是重合的。为此，万向台59是被其输出轴与轴58重合的牢固地安装在平台12电动机62所驱动。
平台12被驱动在沿瞄准轴51(意即，在一垂直的，2轴方向)及沿与轴51成直角的平面内的两个彼此成直角的x轴与y轴上。
平台12也可被驱动围绕瞄准轴51而转动。为此，提供以电动机61及64至66。电动机61固定地安装于块座67C并驱动一个也安装在块座67C蜗轮以转动连接在平台12与蜗轮63的轴63a。轴63a的纵向轴线与瞄准轴51重合且平台12与轴63a一起转动。电动机64是牢固地安装在块座67b并驱动一具有纵向轴线与瞄准轴51平行的第一导杆80。导杆80的一端连接到块座67c以驱动块座67c并因此沿z(瞄准)轴驱动平台12，电动机65是牢固地安装在块座67a，上并驱动一具有纵向轴线沿着x轴线且垂直于瞄准轴51的第二导杆81。导杆81的一端连接到块座67b以驱动块座67b并因此沿x轴驱动平台12。电动机66是通过一适宜的结构(未示于图中)牢固地安装在相对的容器14并驱动一具有纵向轴线沿着y轴且垂直于x轴也垂直于瞄准轴51的第三导杆(图中未示出)。第三导杆的一端连接到块座67a以驱动块座67a并因此沿y轴驱动平台12。
电动机61及46至66是在一传统的方式下由操作员输入控制以便沿x、y和z，平移平台12及围绕瞄准轴51转动平台12。因此，瞄准轴51的位置是通过控制电动机65和66而改变，而基阵11和52的焦点的垂直是由电动机64控制的。电动机64至66被控制用以确定待用从基阵11导出高温压缩被能量治疗的病者体内的部位，同样地用以确定待用从基阵52导出高温压缩波能量使病者的患病部分成图象的位置。电动机61被控制用以确定平台12的角位，因此确定成象换能器基阵52转动所围绕的轴58的方向。电动机64至66在初始调整期间被激励以控制基阵11的聚焦的高温压缩波远场入射到治疗中的病者体内的地方。在电动机64至66已在所需的位置放置好基阵11后，及电动机61已确定轴58的方向后，通过围绕轴58基阵的换能器53至57的扫描可获得一被治疗部位的二维图象。
基阵11中心各换能器20至49都有一放置在它上部面上的对应的声透镜(未示于图中)以将从对应的换能器的波束聚焦。各声透镜可轻易地拆卸并用其它不同类型声透镜替换，这样可获得不同的聚焦特性。在一实例中所有聚焦透镜都有相同的焦距。最好各声透镜不将从它的换能器的波束紧密的聚焦使得波束中的能量扩散到一相当大的聚焦平面上。从沿声透镜11的换能器的瞄准轴相干波束的包迹的最小直径的位置原则上是由改变换能器20至49相对于平台12的平面的倾侧角控制的。该倾侧角是由同时用电动机68′a至68′d经过分别驱动定时传动带69′a至69′d的齿轮73′a至73′d而在定时传动带69a至69d及齿轮73a至73d保持静止时驱动在声透镜11的所有换能器来控制的。为此目的，电动机68′a至68′d是固定地安装在平台12上并经过一适宜的齿轮组(未示于图中)分别耦合到分别驱动传动带69′a至69′d的齿轮73′a至73′d，这些作为一组接合到基阵11中的所有换能器20至49。
基阵聚焦的程度，具体地说，来自基阵11中的换能器的相干波束的包迹的最小直径，原则上是由同时驱动在基阵11中的所有换能器围绕一轴(对每个换能器)转动一相同角度即对平台12的平面成直角的角度来控制的。为此目的，电动机68a至68d分别驱动齿轮73a至73d而该齿轮分别驱动传动带69a至69d，这些作为一组接合到在基阵11中所有的换能器。上述基阵的聚焦方法将于稍后联系图4更加详细地进行叙述。在不论那种控制基阵聚焦方法中，在初始调整期间电动机68a至68d和电动机68′a至68′d(在图1中合称为电动机68)及传动带69a至69d及69′a至69′d的控制是通过应用传统的电动机控制电路在响应一操作员的输入实现的。
基阵11的换能器20至49排列成带瞄准轴51的四个同心的独立圆环。换能器20至25在最接近瞄准轴51的第一环中，换能器26至31在较第一环离瞄准轴51更远的第二环，换能器32至37在较包26至31的第二环离瞄准轴51更远的第三环，及换能器38至48在离瞄准轴最远的环中。如图2中所示，对图2中的每个换能器环都提供以二部电动机、两条驱动传动带及两个齿轮。例如，对换能器20至25的第一环提供以用于驱动传动带69d和69′d及对应的齿轮73d和73′d的电动机68d和68′d。
图4中示出用作控制基阵11的换能器之一相对于轴51的倾角的机构。图4亦示出用作控制这换能器围绕一垂直于平台12的平面的轴线的转动的机构。作为说明的目的，联系图4研究换能器20，但不用说，图4中所示每个换能器20至49的驱动机制是完全一样的。
三角形楔块77是牢固地安装在换能器20的底部面上，该楔块有一底部平坦面78与半球体79的上部部分接合，而该半球体是牢固地安装在风箱82的顶部的水平延伸板81上。半球体79、板81和风箱82在响应轴83被传动带69d经过在轴的底部的齿轮74所转动而传动带69a保持不动以避免齿轮72转动的情况下被垂直地驱动。组件84与轴83同轴，被牢固地安装在平台12上，而销钉75是安装在其上。组件84包括套筒85，具有下和上凸缘87和86分别为平台12的水平面12b与筒夹88的上部水平延伸面88a所抓紧，筒夹88有一下部水平延伸平面88b，该面88b牢固地安装在平台12的上部面12a上。筒夹88之内经较套筒85之外经稍大，密封圈89放置在筒夹88的内径与套筒85之外经间隙之间以防止流体渗入该间隙之内。套筒85的内径与轴83之周界间也提供以间隙，然而，轴83与套筒85是通过螺纹91互相连接，使得在响应在传动带69′a接合在套筒85的齿轮72以防止套筒85转动的同时齿轮74被传动带69a驱动下轴83相对于套筒转动。在响应在套筒85被牢固持住的同时齿轮74被传动带69′d驱动下轴83相对于静止的套筒85而被转动，导致轴线83相对于套筒被垂直地驱动。由于销钉75牢固地安装在套筒85上，通过响应轴83按顺时针方向或逆时针方转动而使自己上升或下降楔块77及换能器20被驱动而绕销钉转动。
换能器20可在没有改变它的倾角下被驱动而围绕轴83的纵向轴线转动。为此目的，电动机68′d驱动齿轮73′d和传动带69′d而电动机68d驱动齿轮73d和传动带69d，传动带69d和69′d分别接合齿轮72和74，使得齿轮72和74转动通过相同的角度。
在一实例中，基阵被初始化，使得从每个换能器20至49的聚焦波束的中心线通过一在瞄准轴上选择的点。因此，瞄准轴与各个波束的中心线之间的锐角对从一给定环的所有波束而言都是相同的，但从最外的环向最内的环该锐角是逐环变小。这导致从基阵11导出的大多数能量被聚焦在基阵平面所通过的长球面构型中。然后转动各环中的换能器，使得从在瞄准轴上的选择的点到经过该选择的点且与平台12的平面平行的平面与从各波束的中心线的交点之间的距离对从各换能器的波束而言都是相等的。这消除了“热斑”，否则这种“热斑”会出现在选择的点上。导致从基阵11导出大多数能量被聚焦在基阵聚焦平面通过的柱状壳或环状构型之中。如果各环中的换能器都转动，使得从在瞄准轴上的选择的点到经过该选择的点且与平台12的平面平行的平面与从各波束的中心线的交点的距离对从一给定环的换能器的波束而言是一常值，但对从不同的环而言是一不同的常值，在加热部位中获得一个更为均匀的能量分布。这导致从基阵11的大多数能量被聚焦在基阵的聚焦平面所通过的扁球面构型中。
在上述实施例中，对于示于图4中的实例，电动机68′a至68′d和传动带69′a至69′d及齿轮73′a至73′d都不存在，而各换能器轴83和套筒85形成一整体的可转动轴，此轴由驱动接合齿轮72的传动带69d的电动机68转动。
在另一个实施例(未示于图中)中各换能器都提供以独立的电动机，使得各换能器能独立地转动或倾侧。这实施例便于改变瞄准轴的方向。聚焦不同环中的不同换能器，这样，从该换能器的聚焦的远场有不同的直径，并可通过对连接该换能器的齿轮74或齿轮组提供少许不同的齿轮驱动来实现的。改变一聚焦部位上的能量分布使得它不集中，对控制跨过一治疗区如肿瘤热量的分布来说在治疗上是很有用的。四个环中的换能器可彼此间互相聚焦以改变从换能器导出能量所照射的一孔径的直径，意即，整个基阵的焦点可加以改变以便控制其中能量被分布的方法。在一个特殊的实施例中，基阵能量能被聚焦在直径从1.5到12厘米的范围上;如果聚焦的远场的均匀性不是特别重要时，该直径甚至可超过12厘米。
回到图1的叙述中，信号是经过电子网路93提供到基阵11的换能器并从基阵11的换能器导出，也响应从源94的操作员的各种输入;从源94的输入与起始调整、提供到基阵11的换能器的交流治疗能量的占空比及提供到基阵11的换能器的能量的数量相关联的。电子网路93响应基阵11的换能器的输出信号导出多束扫描阴极射线管显示器95的输入信号。如在下文中详细叙述的，被阴极射线管导出的该波束扫描显示是一x-y标绘图，其中换能器数号表示在x轴方向，从一特定换能器的反射深度表示在y轴坐标，而沿一特定y轴指向条带上的各点的亮度表示从相应深度反射的能量的幅度。
在图1中所示的设备也包括传统二维成象电子读出系统96用以提供信号到基阵52的换能器53至56及读出从基阵52的换能器53至56的信号。成象系统96提供信号到电动机62以相对于轴58转动基阵52的换能器。另外，成象系统96以本领域普通技术人员所熟悉的方式提供超声波频率能量到换能器53至56，并响应反射回到这些换能器的能量导出一个二维图象。由成象系统96提供到换能器53至56的电信号的频率和由换能器53至56提供到系统96的频率同提供到基阵11和从基阵11导出的频率有相当大的移动。开始时，成象系统被操作以使操作员能确定待治疗的部位的确实位置，这样，基阵11的聚焦的远场可被对准于该部位上。
现参照附图中的图3，该图为包括在图1中的电子网路93的一方框图。在治疗一病者的过程中，基阵11中30个换能器同时响应具有载频在500千赫兹至1兆赫兹范围内及足够功率的电信号的猝发以促使该换能器导出高温压缩波能量的聚焦的远场。为此目的，可变频振荡器101提供一具有中心频率约为750千赫兹且具有从500千赫兹至1兆赫兹相对地平坦的振幅对频率特性。振荡器101、基阵11的换能器以及连接它们的电路的幅度对频率的响应是那种从换能器导出的压缩波能量实质上在500千赫兹至1兆赫兹范围上有如图5所示的恒定的振幅。振荡器101的输出频率是由操作员从源94的第一个输入所固定的。振荡器频率调定到频率范围的高、中和低端以分别治疗接近台15、在离台15中等远位置及在远离台15的组织，意即，接近病者的皮肤、在病者体内中间部分及在远离病者的皮肤的组织。振荡器101也响应操作员从源94的第二个输入，以激励振荡器成有源态，其中它导出数量显著的输出功率。振荡器在一预定的时间间隔内停留在有源态，该时间间隔可由操作员从源94的一输入调定;另外，当由基阵11提供到病人的超声压缩波变量使病人感到痛楚时操作员决定切断振荡器时，操作员从源94的另一输入可用作禁止振荡器。
振荡器101的输出耦合到开关102，该开关选择性地提供振荡器输出到引线103。开关102是周期性地例如每一毫秒一次地被矩形波发生器108的输出所激励。开关102以可变的时间开或关以在引线103上提供振荡器101的可变占空比的输出。为此目的，操作员相对于矩形波源108的输出的周期的前沿时间位来控制矩形波源108的输出的每个“半周”的后沿时间位置。改变后沿时间位置控制耦合到引线103的振荡器101的交流输出的占空比。开关102在矩形波源108的输出是高时传输振荡器的信号到引线103而在相反的情况下阻塞该信号。因为换能器的峰值功率或强度输出与在病者治疗部位上从换能器的一波束的疗效是成非线性的、近似为平方律关系，在引线103的低占空比能量可在没有如用连续波能病人经受的痛楚情况下以更高的强度峰值功率提供到基阵11的特定换能器或从基阵11的换能器导出更高的强度峰值功率。例如如果在引线103上的交流能量的占空比为50%时能从基阵11的一换能器提供到该病者的峰值功率，相对于具有相同平均能量用于连续波的100%占空比能量时，前者较后者能从基阵11的一换能器提供给该病者的峰值功率增加了一倍。如上所述，通过换能器提供到治疗区的能量的疗效则在没有增加平均能量的情况下是以非线性方式增加的。此外，肿瘤中增加的被吸收的能量实际上可减少在远离的骨痛点能量吸收，从而，在与用相同平均功率的100%占空比能量病者所经受的痛楚比较时减轻了病者经受的痛楚。反之，当病者在100%占空比下经受痛楚，通过将由该换能器提供到病者的能量减少到一半以尽可能防止病人经受痛楚的治疗仍保持高的疗效。能量的减少是通过保持换能器的峰值功率输出恒定而减少占空比至50%实现的。对一典型的情况而言，其中30%占空比，频率源101和108分别为1兆赫兹和100千赫兹，三个1兆赫兹正弦波周期耦合到引线103，继之以一0.7毫秒间隔，在这间隔期间引线103，上没有变化发生，之后该1兆赫波再施加在引线103上。
为使从基阵11的高温压缩波的功率的增加而其占空比减小以保持从基阵的能量实质上恒定，将可变增益功率放大器104与振荡器101的输出级联。放大器104的增益是由计算机耦合器110控制，而该耦合器件是操作员调定的。操作员调定放大器的增益反比于振荡器开关102的输出的占空比。为此目的，耦合器110提供在矩形波源108的占空比控制器和放大器104的增益控制器之间。
通过30个不同宽的带、高功率、可变增益交流放大器104且每个基阵11的换能器提供以该放大器之一，将具有频率在500千赫兹至1兆赫兹的可变占空比、可变振幅交流功率以并联方式施加到换能器20至49。每个放大器104在换能器20至49的500千赫兹至1兆赫兹带通上有一相对平坦的响应。每个放大器104的增益是由增益控制网路105独立地进行控制的。增益控制网路105一般包括30个计算机控制的不同的电位计，每个电位计有一操作员从源94独立输入控制的输出以控制每个放大器104的增益。操作员调定在网路105中各电位计上的控制器到一调定值适宜用于从它对应的连接到对应的放大器104的输出的换能器导出的能量照射的区域。如果从一特定换能器的波束通过在响应从那换能器导出的超声能量对剧烈痛楚敏感的部位，连接到那特定换能器的放大器104的增益相对于连接到在基阵中其它换能器的其它放大器的增益显著的减少，或在极限情况下可调定至零。
各放大器104的可变振幅、可变频率和可变占空比交流输出施加到独立连接到各放大器的基阵11的换能器20至49。基阵11的换能器的远场照射换能器被聚焦的部位。
为不相干地照射基阵11的不同换能器的组合远场入射的部位上，从振荡器101开关62的输出信号的相位被随机地变化，意即，在放大器104的输入施加随机调角。为此目的，提供以高斯噪声源或发生器106。高斯噪声源106的输出施加在相位调制器107，该调制器响应发生器的随机地变化的输出按随机的方式控制到放大器104的输入的相位。相同的效果可通过用由操作员起动的计算机控制振荡器101频率的随机变化而实现的。放大器104的输出在相位上彼此之间按照操作员调定的方式随机地变化。
放大器104的随机相位、固定频率输出被施加到基阵11的换能器，使得基阵换能器的输出入射的远场部位上、特别是在波束边上被不相干地照射和被空间传播。由于在从基阵11的独立换能器每波束图样的边的这种随机空间传播，在病者体内由不同换能器在重叠部位中相长和/或相消干涉的趋向被避免了。
图7中所示为一典型对的不相干波束A和B的空间关系，其中用实线轨迹201和202说明相干波束A和B的强度对位置的关系。在相干波束A和B的重叠部位有相长和相消干涉使得波束A和B的平均组合强度近似地等于只有一个波束的强度。通过不相干地调制波束A和B的强度，轨迹201和202的陡变边缘在重叠区被组合以产生虚线轨迹203，从轨迹201的峰值到轨迹202的峰值有一相对恒定振幅。通过用一窄的带宽频率调制的振荡器替代振荡器101可获得相同的结果。
在操作员启动振荡器101成为一工作的治疗方式前及基阵11已被正确地放置以将远场射在治疗部位后，基阵11的换能器20至49逐一地用如振荡器101的频率相同频率的超声能量的一单个周期激励以建立一多束扫描轨迹。束扫描轨迹的结果被操作员用作调定放大器104的增益及矩形波源108的输出的后沿，这些又依次控制从基阵11导出的超声压缩波治疗用能量的振幅和占空比。
为此目的，通过源94操作员调定单个周期正弦波源111到一500千赫兹与1兆赫兹间的“频率”。因此源111导出一具有周期在2微秒至1微秒间的正弦波的一个周期。源111的输出的振幅在500千赫兹到1兆赫兹范围的所有“频率”是相同的。通过混合变压器112和多路调制器113源111的输出逐一耦合到基阵11的每个换能器20至49。单个周期交流源111可取各种任意适宜形式例如一冲击激励的谐振回路包括一并联的电感器和电容器经过第一开关连接到一直流电源。第二开关在响应一交流正弦波的单个周期的完毕的探测如一负向零交叉检测器的输出所指示出那样将该并联的电感器和电容器短路。可通过数字驱动和控制的电子电路产生单个或多个输出脉冲。源104和振荡器101被控制在加热的交变周期和多束方式操作期间使得基阵11换能器只被一个源驱动。
由源111单个周期正弦波的导出是用耦合该单个周期正弦波到该基阵11的30个不同的换能器所同步的。从源111导出的相邻单个周期正弦波间的时间间隔由从基阵11的换能器的一压缩波传播到病人体中一个位点并反射回到基阵换能器所需的最长的时间而决定的。
振荡器114和30级寄存器115控制源111的激励及逐一地施加从源111的单个周期正弦波基阵11的该30个换能器的每一个。振荡器114有一频率足以启动一源111的单个周期以耦合到基阵11的换能器及供从基阵的选择的换能器导出压缩波传播到病人体内的任意位点和供从病人体内的位点反射的能量传播回到基阵及提供用作处理的信号。振荡器114继续导出启动脉冲给源111直至基阵11的所有30个换能器已被提供以从源111的一单个周期正弦波为止。
为此目的，振荡器114的输出经过引线116被耦合到源111。响应由源111导出的波的前沿或零交叉，将连接该冲击激励的谐振回路和用于该回路的一直流电源间源111的开关被闭合;另一方面，数字控制的电子线路(未示于图中)被触发以导致一单个周期被从该源导出。移位寄存器的各个级包括一耦合到在多路调制器113中开关的一不同输入的一启动输入的引线。多路调制器113包括30个开关，各开关具有一第一信号终端并联连接到混合变压器112的一端。多路调制器113的30个开关各有一第二终端接到一对应的基阵11的换能器。
移位寄存器115响应从振荡器114导出的与源111的单个周期正弦波的导出同步的各个周期逐级地步进。因此，多路调制器113的第一信号终端是逐一地耦合到该多路调制器的各个第二信号终端及基阵11的30个换能器。移位寄存器115的输出被耦合到多路调制器113的一个启动输入以导致该多路调制器的开关在一般足够长的时间内保持在闭合状态以耦合从源111的一单个周期过基阵11的换能器之一，并使从位点耦合回到该换能器的被反射的能量，通过多路调制器被提供到混合变压器112，以及响应被反射的能量对由换能器导出的信号提供处理时间。在一个响应移位寄存器被振荡器驱动到移位寄存器的最后一级中，移位寄存器经过引线117提供一个脉冲到振荡器114的一个禁止输入。每次振荡器114被从操作员输入源94的一信号启动时，基阵11的换能器是这样通过只有一个完整的操作周期而进步的。操作员也可以要求重复操作。
为使该束扫描轨迹被导出，须将耦合回到基阵11的各个换能器的反射能量的振幅进行探测。从基阵11的一个换能器导出的能量的一个单个周期到该病者体内一反射位点并返回到该基阵的特定换能器的行程时间也被监测。关于基阵中哪个数号的换能器被激励及与该振幅和行程时间指示与哪个换能器相关联是提供以指示的。为确定入射到已提供以正弦波源111的一单个周期的基阵的一特定换能器的反射能量的振幅，由于以上叙述的关于寄存器115的操作，该已提供以源111的该单个周期的换能器由多路调制器113保持连接到混合变压器112。入射到基阵11的该特定换能器的该反射的压缩波能量的仿形从多路调制器的一个第二信号终端耦合到该多路调制器的第一信号终端，从那里耦合到经过引线119驱动振幅检测器118的混合变压器112。振幅检测器导出与入射到基阵11的该换能器的反射压缩波的超声频率峰值振幅成比例的一输出信号。
检测器118的输出脉冲被整形并被用于调制阴极射线管125的图象的亮度。量程控制器120提供一“停止”输入信号到计时器121，该计时器有一“启动”输入响应到振荡器114的输出以触发单个周期正弦波源111。计时器121响应提供到其中的启动和停止输入的信号以导出一分别具有前沿和后沿的矩形波与从源111导出的每个单个周期正弦波的导出及在从量程控制器120的调定量程信号的终点的后沿同步。因此，由计时器121导出的方形波的后沿可被认为是从基阵11的一个换能器到病者的一反射位点的行程时间和反射压缩波从该反射位点回到该特定换能器的行程时间的指示。计时器112的矩形输出通过时间-电压转换器122转换成具一大小与行程时间成正比的可变振幅，一般转换器122为一线性锯齿波源，其中该锯齿形是分别响应计时器121的输出的前沿和后沿和后沿而被启动和终止的。
为指示出入射到基阵11的各个换能器的从在各个换能器的波束路径中若干个可能反射点的反射能量的振幅，将检测器118的输出提供到峰值(正或负)检测器网路123，该网路在检测器118的相邻峰值输出保持一恒定输出电平。网路123用一个或多个不同的振幅驱动显示器125的亮度控制输入，而由转换器122导出行程时间指示信号。
导出一个模拟电压以指示基阵11中被单个周期正弦波源111激励并经过混合变压器112和多路调制器113提供一信号回到检测器118的换能器的数号。为此目的，30级移位寄存器115的30个输出引线被耦合以超前数模转换器124。转换器124导出具有直接与在向多路调制器113中的一特定开关提供一启动信号的移位寄存器115中该级的数号成正比的一个值的一可变振幅模拟输出电压。
多束扫描轨迹是在响应时间-电压转换器122、网路123及超前数模拟转换器124的输出信号由阴极射线管125产生的。转换器122和124的输出信号分别施加在阴极射线管125的y和x轴电极126和127上，而由存储阴极射线管125导出的阴极射线束的强度是由施加在阴极射线管的栅极128上的网路123的输出的振幅所控制。阴极射线管125包括一充分存储能力的磷光面以在许多秒钟内保持由阴极射线束在它上面写出的图象。因此，在振荡器114已被禁止后及在没有单个周期正弦波由源111提供给基阵11的换能器下，对操作员提供相当长时间间隔的束扫描显示。另一方面，公知的基于计算机的存储技术也可用于保持在管25上的图象。
现参照图6，该图为基阵11的30个换能器的多束扫描显示的一实例。在图6中，换能器数号是描绘在x方向上，而基阵11的平面与反射能量回到基阵的位点间的距离在y方向上表示。因此，实质上有30条不同的条带延伸在平行于y轴，对基阵11的每个换能器有一条带。每条带上的点的亮度提供关于从反射点位耦合回到基阵中各被激励换能器的反射能量的振幅的一个指示。
一个有经验的操作员能从沿各带的亮度分布确定与特定换能器相关联的反射能量是否为在病者体内从一空气-组织交界面或-组织-组织交界面或从骨骼反射回来的。操作员用源94来控制与一换能器相关联的该特定放大器104的增益，使得发射入射到骨骼上的能量的换能器是由振荡器101提供以相对的低的振幅的信号，或如果需要时为零振幅信号，这防止了病人在治疗过程期间经受痛楚，因为从基阵11的换能器导出的压缩波能量基本上从病人体内包含骨骼的区域或那些经受具有足够低振幅的压缩波能量以不感生实质性痛楚的区域退耦。
虽对本发明的一特定实施例进行了详细的说明，显然可在不脱离如在本发明附上的权利要求
所定义的真实精神和范围下对已特别说明和叙述的实施例的细节做出变更。
权利要求
1.用从一超声换能器的基阵导出的具有一包含一病者的治疗部位的一聚焦的远场的压缩波能量治疗一病者的一部位的方法，其特征在于，所述方法包括向所述换能器提供一多个不相交电能猝发的步骤，每个所述猝发包含若干周期的所述电能，所述提供的电能猝发导致所述换能器被激励以驱动在所述部位中许多治疗用的高温超声波能量的猝发，每个所述治疗波能量的猝发包含若干周期的所述波能量。
2.按照权利要求
1所述的方法，其特征在于，其中所述提供不相交的电能猝发是通过周期性地间断提供到所述换能器的许多周期的电能供其中至少若干个周期以驱动所述压缩波能量的猝发，所述能量猝发具有一小于1的预定占空比。
3.按照权利要求
2所述的方法，其特征在于，所述方法还包括控制所述预定占空比和所述压缩波能量的振幅的步骤使得所述占空比和所述压缩波能量在治疗期间以相反的方式变化。
4.按照权利要求
2所述的方法，其特征在于，所述方法还包括控制所述占空比和所述治疗用的波能量的振幅的步骤以便将所述病者由于所述治疗用的压缩波能量入射到所述病者时所经受的痛楚减至最小。
5.按照权利要求
2所述的方法，其特征在于，所述方法还包括在所述治疗期间将该治疗用的波能量保持在实质上恒定的平均值水平上改变所述占空比和所述压缩波能量的振幅的步骤。
6.按照权利要求
2所述的方法，其特征在于，所述方法还包括控制从所述基阵中每个所述换能器导出的治疗用的压缩波能量的振幅的步骤。
7.按照权利要求
1所述的方法，其特征在于，所述方法还包括通过随机地调制所述电能的多个周期不相干地调制所述远场的步骤，使得从所述换能器的不相同的一个导出的相邻的波束在所述聚焦的远场中较相干的相邻远场波束在空间更大程度地重叠。
8.按照权利要求
1所述的方法，其特征在于，所述方法还包括调节所述电能的频率的步骤，使得所提供的频率比用于提供于治疗离所述病者的皮肤较接近的部位的频率低以便治疗离病者的皮肤较远的部位。
9.按照权利要求
1所述的方法，其特征在于，所述方法还包括当所述治疗部位不为所述压缩波能量的猝发所治疗时，不时地用脉冲状超声电能激励所述换能器的步骤，当所述部位是在该基阵的所述聚焦的远场中所述换能器被激励，使得由所述脉冲状电能的脉冲所产生的脉冲状超声压缩波能量从病者体内某个部位被反射回到所述换能器，而所述换能器再也不被所述脉冲状电能所激励，使得所述换能器导出具有时间位置和振幅的电信号一起以使在所述病者体内关于所述基阵和所述部位间的不同容量的信息能被测定。
10.按照权利要求
9所述的方法，其特征在于，其中所述脉冲状能量的每个脉冲有一实质上是单个周期正弦波状的波形，所述方法还包括调节每个脉冲的周期与所述治疗能量使之相同的步骤。
11.按照权利要求
9所述的方法，其特征在于，所述方法还包括响应所述信息调节施加到所述基阵中各个换能器的电能的振幅的步骤。
12.按照权利要求
9所述的方法，其特征在于，其中在所述基阵中的所述换能器的不同的一个换能器是逐一地被激励，使得从不同换能器的脉冲状压缩波能量入射到病者并在不同时间从某个部位反射，所述方法还包括检测从所述换能器之一导出所述脉冲状波之一的时间到所述脉冲状波反射回到所述基阵的时间的间隔;检测对所述换能器的每个不同的一个换能器反射回到所述基阵的各脉冲状波的振幅;及沿互相正交的第一和第二轴分别显示导出压缩波能量的脉冲状波的各换能器的数号和与各个编号的换能器相关联的检测的时间间隔的一个测量;及显示与各个换能器相关联的检测振幅的一指示的步骤。
13.按照权利要求
12所述的方法，其特征在于，所述方法还包括响应在所述显示步骤中显示的信号调节提供到所述换能器的电能的振幅的步骤。
14.用从一超声换能器的基阵导出的具有一包含一病者的治疗部位的一聚焦的远场的压缩波能量治疗一病者的一部位的设备，其特征在于，所述设备包括用于向所述换能器提供一多个不相交电能猝发的装置，每个所述能量猝发包含若干个周期的所述电能，所述用于提供的装置导致所述换能器被激励以驱动在所述部位中许多治疗用的高温超声波能量的猝发，每个所述治疗波能量的猝发包含若干个周期的所述波能量。
15.按照权利要求
14所述的设备，其特征在于，其中所述用于提供不相交的电能猝发的装置包括用于周期性地间断提供许多周期的电能到所述换能器供其中至少若干个周期以驱动所述压缩波能量的猝发的装置，所述能量猝发具有一个小于1的预定占空比。
16.按照权利要求
15所述的设备，其特征在于，所述设备还包括用于控制所述预定占空比和所述压缩波能量的振幅的装置使得所述占空比和所述压缩波能量在治疗期间以相反的方式变化。
17.按照权利要求
15所述的设备，其特征在于，所述设备还包括用于控制所述占空比和所述治疗用的波能量的振幅的装置以便将所述病者由于所述治疗用的压缩波能量入射到所述病者时所经受的痛楚减至最小。
18.按照权利要求
15所述的设备，其特征在于，所述设备还包括用于在所述治疗期间将该治疗用的波能量保持在实质上恒定的平均值水平上改变所述占空比和所述压缩波能量的振幅的装置。
19.按照权利要求
15所述的设备，其特征在于，所述设备还包括用于控制从所述基阵中每个所述换能器导出的治疗用的压缩波能量的振幅的装置。
20.按照权利要求
14所述的设备，其特征在于，所述设备还包括用于通过随机地调制所述电能的多个周期不相干地调制所述远场的装置，使得从所述换能器的不相同的一个导出的相邻的波束在所述聚焦的远场中较相干的相邻远场波束在空间更大程度地重叠。
21.按照权利要求
14所述的设备，其特征在于，所述设备还包括用于调节所述电能的频率的装置，使得所提供的频率比用于提供于治疗离所述病者的皮肤较接近的部位的频率低以便治疗离病者的皮肤较远的部位。
22.按照权利要求
14所述的设备，其特征在于，所述设备还包括用于当所述治疗部位不为所述压缩波能量的猝发所治疗时，不时地用脉冲状超声电能激励所述换能器的装置，当所述部位是在该基阵的所述聚焦的远场中所述换能器被激励，使得由所述脉冲状电能的脉冲所产生的脉冲状超声压缩波能量从病者体内某个部位被反射回到所述换能器，而所述换能器再也不被所述脉冲状电能所激励，使得所述换能器导出具有时间位置和振幅的电信号一起以使在所述病者体内关于所述基阵和所述部位间不同容量的信息能被测定。
23.按照权利要求
22所述的装置，其特征在于，其中所述脉冲状能量的每个脉冲有一实质上是单个周期正弦波状的波形，所述装置还包括用于调节每个脉冲的周期与所述治疗能量使之相同的装置。
24.按照权利要求
22所述的装置，其特征在于，所述装置还包括用于响应所述信息调节施加到所述基阵中各个换能器的电能的振幅的装置。
25.按照权利要求
22所述的装置，其特征在于，其中在所述基阵中的所述换能器的不同的一个换能器是逐一地被激励，使得从不同换能器的脉冲状压缩波能量入射到病者并在不同时间从某个部位反射，所述装置还包括用于检测从所述换能器之一导出所述脉冲状波之一的时间到所述脉冲状波反射回到所述基阵的时间的间隔的装置;用于检测对所述换能器的每个不同的一个换能器反射回到所述基阵的各脉冲状的振幅的装置;及用于沿互相正交的第一和第二轴分别显示导出压缩能量的脉冲状波的各换能器的数号和与各个编号的换能器相关联的检测的时间间隔的一个测量的装置;及用于显示与各个换能器相关联的检测振幅的一指示的装置。
26.按照权利要求
25所述的装置，其特征在于，所述装置还包括用于响应在所述显示装置中显示的信号调节提供到所述换能器的电能的振幅的装置。
专利摘要
一宽的带宽压缩波换能器基阵获得关于待治疗病者组织的信息，并提供高温压缩波治疗用的能量到病者的治疗部位。该基阵换能器用一导通的小于1的占空比部分被脉动导通或切断，一压缩波成象换能器的基阵位于压缩波高温聚焦的远场的基阵的中央用于分析与治疗。压缩波高温聚焦远场的功率和占空比被改变以控制入射到一被治疗的病者体内某一部位的能量。高温波束的超声频率被随机地角调制使相邻远场聚焦波束的能量在很大程度上较聚焦的相干波束更为重叠。
文档编号G10K11/34GK87103332SQ87103332
公开日1987年11月11日 申请日期1987年5月2日
发明者爱德华·J·塞皮 申请人:瓦里安公司导出引文BiBTeX, EndNote, RefMan