的每个单元。例如，如果10和15被公开，则11、12、13和14也被公开。
[0063] 本文中的术语"阵列换能器"或"换能器阵列"用于描述通过具有与期望的超声波 束聚焦和转向特性兼容的尺寸的多个单独的换能器（即换能器元件）的几何布置而得到的 换能器装置。
[0064] 术语"线性阵列"一般用于描述一维阵列，并且可以应用到具有平面或曲面形状的 阵列。
[0065] 在本文中术语"元件换能器"或"换能器元件"或"换能器"用于描述阵列换能器的 单独的超声换能器组件。通常，阵列换能器的元件换能器具有适合于超声波束的电子转向 和聚焦的平面尺寸。
[0066] 本发明涉及一种用于热适形消融的方法和设备。应当注意，本发明不局限于在附 图和说明书中示出的描述或布置。还应当理解，在原理没有变化的情况下，任何实施例可以 与其它实施例结合或可以应用于其他设备。本发明的另一个主要方面涉及将在MRI成像/监 控下使用的消融装置与可接受的伪影的相容性;这通过应用非金属材料和在装置主体内不 存在空气体积来执行。
[0067] 参考本发明的方法，图1A、IB和IC的实施例示出了通过高强度聚焦超声(HIFU)或 高强度接触超声(HICU)的间质性热消融过程的步骤，其可用于治疗癌性或非癌性肿瘤，更 特别地，其可以有利地应用于脑肿瘤的治疗。对于HIFU，治疗深度一般取决于曝光条件，但 更具体地取决于工作频率。宽带CMUT换能器是有利的，因为它们允许通过用工作频率调节 治疗的深度进行适形消融。CMUT换能器允许在宽连续频谱(例如2-30MHZ)中使用频率调制 (FM)策略对作为目标组织深度的函数的超声频率进行精确优化。集成在同一涂布器上的多 个独立的宽带CMUT元件允许结合在宽连续频谱(例如2-30MHZ)的不同频率的多个超声束用 于执行适形热消融。佐药给药也可以用发射低频波的CMUT换能器来实现。
[0068] 图IA示出了通过穿过颅骨1形成的孔6插入到脑组织2的热消融涂布器4。涂布器4 穿透脑组织2以到达待处理的恶性肿瘤3。涂布器4限定出了中空通道5和位于涂布器4末端 的开口 7。中空通道5具有足够大的直径以容纳活检芯棒8(图1B)的直径。交替地，涂布器4可 以向涂布器4提供更大刚度的方式用活检芯棒8(图1B)原位插入到脑组织2中。
[0069] 图IB示出了活检芯棒8插入恶性肿瘤3中用于组织提取或分析。
[0070] 图IC示出了穿过恶性肿瘤3插入的涂布器4。优选插入涂布器而不移动活检芯棒， 使得肿瘤样本然后陷入活检芯棒8。然后从涂布器去除活检芯棒8用于组织提取或分析，而 不进一步移动涂布器。此外，通过去除活检芯棒8,活检芯棒8不会干扰(即形成伪影)在磁共 振成像(MRI)下为即将的治疗对恶性肿瘤3的监控。通过新MRI序列检查涂布器4的正确定位 之后，进行治疗模拟，并进一步启动治疗本身。
[0071] 如在图1A、1B和IC中所描绘的医疗程序良好适用于脑肿瘤治疗，因为涂布器4的直 径保持合理(3mm-4mm)且涂布器4是MRI相容的。此外，中空通道5使医生能够从肿瘤提取消 融的组织。一旦治疗过程完成并用MRI或超声成像进行监控，治疗组织液化部分的抽吸可以 从涂布器4的开口 7通过中空通道5排出。在该过程结束时，从脑组织2去除涂布器4,并在皮 肤上进行缝合以闭合创口。
[0072] 为了进行如在图IA至图IC中所说明的医疗程序，涂布器4配备有围绕并沿涂布器4 的纵轴排列并对称地布置以提供360度的超声波声处理的多个超声阵列换能器。这种适合 于治疗恶性肿瘤3的涂布器4将在下面更详细地进一步描述。涂布器4和方法使用多聚焦超 声(multi-focused ultrasound)以获得肿瘤组织区域的适形体积治疗。
[0073] 图2是使用在多边形排列中具有八个面的示例性涂布器进行的数值模拟的曲线 图。如图2所示，通过使用阵列的独立控制并考虑到组织的声能吸收和热导率以及病灶边界 条件可以获得平整的体积。
[0074] 如图12所示，每个换能器Txl、Tx2、Tx3. . .Tx(N-2)、Tx(N-l)、TxN连接到可以包括 电阻抗匹配网络和DC偏置控制器的独立驱动电子器件（即控制器)C1、C2、C3. . .C(N-2)、C (N-1)、CN，并且其可由与控制每个单独元件的振幅(AN)、频率(f>j)和相位（φΝ)用于电子 聚焦或转向的输出电力管理系统1202通信的系统主机1200进行控制。如示意性显示，所述 配置重复为M阵列。
[0075] 在另一配置中，如图13a所示，电子驱动系统可以包括独立的DC偏置控制器1201， 用于激活装置的特定子组的元件或阵列，其允许行-列控制系统。在该配置中，分配至特定 子组元件的DC偏置电压水平可被用于调节具有共同底部电极的特定子组元件的声输出。为 了实现该配置，按照图13b中所示的配置对元件进行电连接，其中AC驱动电压被施加到单个 元件或元件组的顶部电极，且DC偏置电压被施加到底部电极。在该配置中，对于单个元件、 多个元件、换能器中的一整个线性阵列或对于换能器的所有元件，底部电极可以是共用的。
[0076] 使用用于高强度超声的CMUT装置的优点是其在长时间（几秒到几分钟）和连续驱 动操作期间其内在的无自加热（self-heating)。事实上，通过电容膜产生的静电振动力基 于电压变化，无需电流强度。由于空腔间隔是真空密封的，可预期低寄生电容，因此也可以 从而忽略自加热效应。
[0077] 图7是示例性CMUT元件21的剖面图，其在下面进行更详细描述。
[0078] 图3、4和5显示了安装在示例性热消融涂布器4(见图IA-图1C)上以进行适形体积 消融的阵列换能器(例如，图12,对于M阵列Txl、Tx2、Tx3. · 110-2)、了10-1)、了1~)的示例 性配置。该阵列配置的目的是实现在精确体积控制下最佳的组织消融效率，同时限制独立 驱动通道以合理的数量(例如64)用于掌握成本和设计复杂性。
[0079] 作为非限制性示例，图3示出了热消融涂布器4的阵列配置，其包括十个以多边形 方式排列的换能器阵列17(即，换能器元件18的列，也被称为阵列换能器的列）的装配。每个 换能器阵列17优选包括多个换能器元件18,其可以是彼此相同或根据定制的规格在原则上 没有变化。优选的，所有的换能器阵列17的是几何学上相同的，并且为简单起见，换能器元 件18以使输出能量和穿透力之间的比率最大化的谐振频率运行。例如，对于直径约30毫米 的肿瘤，最佳的频率范围为约3-lOMHz，且最佳声表面强度为约10-30瓦特/cm 2之间。这样的 频率范围和输出声强在这里作为示例给出，并且不应当被认为是对本发明的设计限制，因 为在其原理没有变化的情况下，频率/强度的其他组合可以应用到本发明。
[0080] 仍然参照图3的阵列配置，换能器元件18在涂布器4的横截面平面内电连接或通过 一对(两个相邻的换能器元件18被连接在一起)分流，如图中所突出的。相邻的换能器元件 18的分流减少活性通道的数量，同时保持涂布器4的平整多边形角度。如所示的，涂布器4包 括换能器元件18的多个行19,通过几个换能器元件18形成的换能器的行19中的每个被两两 分流，以便减少连接的数量。为描述清楚，图3的涂布器优选由十个换能器阵列17(即换能器 元件的列）和十二个换能器元件行19(未全部示出）所组成。换能器阵列17的数量等于每一 行19中换能器元件18的数量。每一行19中相邻的换能器元件18被两两分流，电连接的数量 减少到60,而不是120。
[0081] 图6A到图6D是用安装在示例性热消融涂布器4上的换能器阵列17的结构获得的适 形体积的模拟结果的图，如上所述。
[0082]图6A示出了使用这种涂布器4获得的3D复杂体积41(即加热体积形状或消融的病 灶体积)的示例。在本示例中，声功率为每个换能器元件18(图3-5)独立编程，以获得期望的 3D复杂容积41 (即加热体积形状或消融的病灶体积）。
[0083]图6B是带有围绕这种涂布器4扩展的热剂量的示例性消融的病灶体积41的剖面 图。该图清楚表明这种涂布器4提供局部和良好控制的热剂量分布到3D复杂体积（即加热体 积形状)中的病变组织的能力。
[0084]图6C是图6B的示例性消融的病灶体积41的纵向视图，示出了围绕这种涂布器4的 热剂量分布。在该图和图6B中所示的非对称分布示出了适形体积治疗。
[0085]图6D示出了使用具有在6MHz操作的十二（12)个换能器阵列的这种涂布器4获得的 不同的3D复杂体积42的示例。为了更好地说明治疗的体积，图6D的图示仅以其对称剖面示 出了 1/2体积（当在手术中用全部换能器处理时应考虑全部体积）。以下列顺序：105秒ON将 足以产生20W/cm2的表面强度的输出声功率施用于阵列换能器的表面上。
[0086]本发明的示例性热消融涂布器4还可以有利地利用连续频率调制(FM)来控制组织 穿透和热剂量分布，因为CMUT操作在大的频率范围内敏感。FM策略可以施用于