受控的非線性聚焦超聲治療的製作方法

2023-12-07 09:02:26 1

專利名稱：受控的非線性聚焦超聲治療的製作方法
技術領域：
本發明通常涉及一種系統，用於將聚焦的超聲能量輸送至患者 體內的耙組織區域。
背景技術：
在治療上，高強度聚焦的超聲能量(即，具有大於約20千赫 的頻率)可用來治療患者體內的內部組織區域。例如，超聲波可用 來在靶組織區域(例如肺瘤)內誘導凝固和/或壞死。在該過程中， 超聲能量被組織"吸收"，導致產熱。所吸收的能量將耙組織細胞 加熱至超過蛋白質變性閾值(通常高於60°C )的溫度，引起組織凝 固和/或壞死。在聚焦超聲操作過程中，由於傳播超聲波產生的負壓所引起的 壓力和/或所加熱的液體破裂以及充滿氣體/水蒸氣時產生的壓力， 可在組織包含的液體中產生小氣泡或"孩吏泡"。 一方面，通過生成 更高諧波頻率的初始波能量/人而增強組織中能量的吸收，並且通過 多次反射而延長了靶區域中的聲波通路，所述微泡具有正性(積極 的)療效。另一方面，包含更高相對百分比的微泡的組織對繼續應 用超聲能量的反應是非線性的並且難以預測。例如，微泡可能由於 聲場的作用應力而石皮石卒。這種才幾制(稱為"空化(成洞，cavitation )，，) 可能引起靶區域之外的廣泛組織損傷，且可能難以控制。發明內容#4居本發明的一個實施例，用於治療體內組織的系統包括用 於將第一級超聲能量(或第一超聲能級)輸送至耙組織區域達第一 持續時間而使靶組織區域內生成樣i泡的裝置；在存在孩i泡的情況下 用於確定該耙組織區域的一個或多個特^正的裝置；以及用於將第二 級超聲能量(或第二超聲能級)輸送至靶組織區域達第二持續時間 的裝置，其中第二能級(或第二級超聲能量)和第二持續時間之一 或兩者(至少部分地)基於已確定的靶組織區域的一個或多個特徵。


下文參照附圖闡述了本發明的多個實施例，其中圖1A示出了聚焦的超聲系統，包括用於在患者靶組織區域聚 焦超聲能量的超聲傳感器。圖1B是圖1A中超聲傳感器和靶組織區域的詳細橫截面示意 圖，示出了位於傳感器聚焦帶內的組織中產生的微泡。圖2是革巴組織塊的沖黃截面示意圖，示出了一組計劃的超聲處理 區域。圖3是一個流程圖，描述了利用本發明的實施例來建立待實施 的治療計劃。圖4是一個流程圖，描述了利用本發明的實施例而實施的微泡 增強的切除過禾呈。
具體實施方式
圖IA示出了根據本發明實施例所述的聚焦超聲系統IO。該系 統10包括超聲傳感器14、連接於該傳感器14的驅動電路(驅動器) 16、連接於該驅動器16的控制器18、成像裝置20以及分別連接於 成像裝置20和控制器18的處理器22。該傳感器14用來將高強度 的聚焦聲能(由聲束15表示)輸送至位於患者40靶組織區域42 (通常是腫瘤)內的聚焦帶38。為了允許用戶將數據(諸如治療參 數)輸入到處理器22中，該系統IO還包括用戶界面(UI) 23，例 如一個或多個屏幕、鍵盤、滑鼠、按鈕、觸控板等。用戶界面23 作為一個獨立於處理器22的組件示出。可^齊^U也，用戶界面23可 以集成於處理器22。也可將一個或多個存儲器與處理器相連，如在 本4貞i或中為人熟^口的。傳感器14可包^r多個單獨的壓電元件24，其共同形成一個二 維相位的傳感器陣列。在可替代的實施例中，傳感器14可包括單 個傳感器元件。在一些實施例中，傳感器14可具有凹形或^宛形， 如曲率半徑基本恆定的"球帽"形，使得傳感器14具有限定一部 分球體的內表面。可替代地，傳感器14可具有基本扁平的結構(未 示出)，和/或可包括通常(但非必須)為環形的外部周界。傳感器14可以分成任何所需lt量的元件(未示出)，優選但非 必要地，這些元件以基本相同或對稱的結構圍繞中心軸設置。在所 示出的實施例中，每個傳感器元件24可以是一體式壓電陶瓷零件， 或可替代的，由多個小壓電陶瓷元件鑲嵌4非列組成，而這些小壓電 陶資元件電連接於同一驅動信號。優選傳感器元件24是單獨控制 (例如相位、振幅、頻率)的，如在美國專利第6,506,154中所描 述的。然而，該4專感器14的實際結構對於理解本發明的目的並不 重要，並且可以應用多種超聲傳感器中的任何一種，例如扁平環狀 陣列、線性陣列等。傳感器14可以安裝在填充有脫氣水或傳聲流體(acoustically transmitting fluid)的外殼或箱子中(未示出)。該箱子可以4立於工作 臺(未示出)內，而患者40可以^立於該工作檯上，或者該箱子可 以位於安裝在可移動臂上的填充了流體的袋中，所述臂可以靠近患 者身體而設置。該箱子的接觸表面通常包括對超聲波基本通透的柔 性隔膜(未示出)。例如，該柔性薄膜可由聚酯薄膜、聚氯乙烯(PVC) 或者其他適當的塑料材料製成。填充了流體的袋(未示出)可以設 置在所述膜上，這樣可以很容易符合位於工作檯上的患者40的輪 廓，從而將患者40聲學上連4妄於箱子內的傳感器14。此外或可替 代的，可在患者40和該膜之間使用導聲月交、水或者其他流體，以 進一步促進傳感器14和患者40之間的聲學連接。在所示出的實施例中，傳感器元件24連4妄於用於產生和/或控 制由傳感器元件24發射的聲能的驅動器16和/或控制器18。具體 地，在控制器18的控制下，驅動器16產生一種或多種電子驅動信 號。傳感器元件24將該電子驅動信號轉變為聲能15,其可以利用 常^L方法來聚焦。控制器18和/或驅動器16可以是獨立或集成的組 件。由控制器18和/或驅動器16l丸^f於的才喿作可以通過一個或多個控 制器、處理器和/或其他電子組件(包括軟體和/或石更件組件)來實 施。本文中，術語控制器和控制電路可以互換使用，且本文中，術 語驅動器和驅動電^各也可以互換4吏用。驅動器16 (可以為電振蕩器)產生在超聲頻譜內的驅動信號， 例如，低至20千赫(20 KHz),或者高至10兆赫(10 MHz)，更 優選地，在0.1至10MHz之間。優選地，馬區動器16以無線電頻率 (射頻，RF)將驅動信號提供至傳感器元件24,例如在約100千 赫至10兆赫(0.1-10 MHz )之間，更優選在200千赫和3兆赫(0.20 和3.0MHz)之間。然而，在其他實施例中，驅動器16還可以設置以在其他頻率範圍內操作。當所述驅動信號被提供至傳感器元件24 時，該傳感器元件24,人其各個暴露的表面發射聲能15。控制器18可以控制至傳感器14的各個元件24的驅動信號的 相成分(phase component),例如用於控制由傳感器14產生的聚焦帶 38的形狀和/或將聚焦帶38移動至所希望的位置。例如，控制器18 可以4艮據傳感器14的各個傳感器元件24的徑向位置來控制驅動信 號的相^f立移，例如，用於調節焦3巨或調節相^f立以控制焦點側向4立置。 此外或可替代地，控制器18可以控制定位系統以移動傳感器14, 因而將傳感器14的聚焦帶38的位置移至所希望的位置(例如，乾 糹且織區i或42內)。在一些實施例中，控制器18還可以控制驅動信號的頻率和/或 振幅(和/或其他方面)，進而控制由傳感器元件24發射的聲波能量 的強度或功率。例如，控制器18可以使驅動電路16在鬧值之上輸 出各個驅動信號至傳感器14,從而使傳感器14發射的聲能將會在 聚焦帶38中的組織內產生微泡。隨後，控制器18可以將強度降至 閾值之下或者降低至這樣一個水平，即在該水平，聚焦帶38中的 組織內的樣t泡產生4皮減到最少，然而在治療上，該水平仍然足以用 來治療(例如發生壞死)該組織，如下文所-說明的。控制器18也優選控制各個傳感器元件24以保護鄰近於靶區域 42、在相對於靶區域42的遠場處或者在相對於靶區域42的近場處 的組織區域(例如健康組織)，同時仍能有效治療耙組織。特別地， 控制器18 一皮設置用於控制各個傳感器元件24的振幅、相位、頻率 或其組合，以使耙組織42處的能量強度高於足以治療靶區域42的 預定閾值(治療閾值)水平，而需要被保護的組織(敏感組織)處 的能量強度低於預定閾值(安全闊值)水平，用來保護所述敏感組 織。例如，控制器18可以產生驅動信號以減少由傳感器元件24的 其中之一輸送至敏感組織的能量，或不激活傳感器元件24的其中之一，從而在壽丈感組織處產生一個能量相對4交{氐的帶。如在本文中 使用的，術語"每丈感組織"指的是需要^皮保護的組織，不應局限於 具有特定壽文感性的組織。在所示出的實施例中，成像裝置20被設置用於在治療患者40 之前或者治療的同時獲得靶區域42至少一部分的圖像數據。例如， 成像裝置20可以是^茲共振成像(MRI)裝置，如在美國專利第 5,247,935、 5,291,890、 5,368,031、 5,368,032、 5,443,068、 5,307,812、 5,323,779以及5,327,884號中所披露的。在其他實施例中，該成像 裝置20可以是另一種類型能夠進行組織成像的裝置，例如X-射線 裝置、螢光鏡、超聲成像裝置或計算機斷層成像儀。儘管成像裝置 20獨立於傳感器裝置14示出，在可替代的實施例中，成像裝置20 可以是該傳感器裝置14的組件或者集成於該傳感器裝置14。例如 在一些實施例中，該成i"象裝置20可以固定(Secured )於傳感器裝 置14的中心。同樣，如本文中使用的，術語"圖像"將包括可在 電路或者計算機可讀取介質中存儲的圖像數據，並不局限於那些顯 示為視覺感知的圖像數據。在使用該系統10的過程中，將從成像裝置20獲得的圖像數據 傳遞至處理器22進行處理。在一些實施例中，處理器22可以是計 算才幾或計算機的組件。如在本文中使用的，術語"計算機"不限於 臺式計算機和筆記本型計算機，還包括任何能執行本文所述功能的 裝置。例如，處理器22可以是通用處理器或專用處理器(例如， ASIC處理器、DSP等)。在另外的實施例中，處理器22可以是軟 件(例如計算4幾產品)或者^d牛與石更件的組合。在圖1A中，處理 器22作為獨立於驅動器16和控制器18的組件示出。可*齊^^也， 處理器22可以是驅動器16的組件，和/或控制器18的組件。從成像裝置20接收圖像數據後，處理器22可以利用該圖像數 據(以及其他因素)建立治療計劃，而在這種情況下，處理器22作為設計(計劃)者起作用。當作為設計者起作用時，處理器22 可以自動建立治療計劃，其包4舌一 系列由熱劑量特性^表 (represented )的治療部位。該治療計劃還可以(至少部分)基於 用戶輸入來建立。通過設計一系列將在靶組織塊42內的多個點應 用一系列熱劑量的超聲處理，使複合熱劑量足以切除整個塊42，因 此該治療計劃的目的是確保靶組織塊42的完全切除。例如，該計劃將包括聲處理的定位、頻率、持續時間和功率， 以及用於一 系列治療部位中的每一個治療部位的焦斑(焦點)的位 置和模式。焦斑模式指的是該焦斑的大小可以變化。特別的，存在 之間具有幾個過渡模式的從小到大的焦斑模式範圍。然而，該焦斑 的實際大小將作為焦距(1)、頻率以及焦斑散射(分散)模式的函 數而變化，所述焦點散射模式可以通過焦點的空間抖動或者通過聲 學上形成該焦點而產生。i殳計過禾呈中，當i殳計用於治療部4立的焦斑 位置、所需功率水平和能級時，處理器22可將通道區域中的組織 悽t:悟、組織的類型、頻率、4莫式和焦斑大小變4匕考慮在內。隨後以 適當的格式將該治療計劃傳遞給控制器18,以允許控制器18執行 其任務。為了建立治療計劃，處理器22^妻收來自用戶界面23和成4象裝 置20的一個或多個l敘入4言息。例如，在一個實施方案中，用戶通 過用戶界面23指定靶體積、臨床應用方案，即胸部、骨盆、目艮睛、 前列腺等。臨床應用方案的選擇可以控制至少部分默認的熱劑量預 測特性如熱劑量閥值、熱劑量預測算法、允許的最大能量密度、用 於不同治療部位的熱劑量、熱劑量之間的冷卻時間等。在其他實施方案中，通過用戶界面23將這些特性中的部分或 全部作為用戶指定的熱劑量預測特性而輸入。其他可作為用戶指定該重疊多少)和傳感器14的物理參悽史。在某些實施方案中，後兩個淨爭性還可以4皮定義為,默"i人參悽t。 jt匕夕卜，用戶可以通過用戶界面23 編輯任何默認參數。在一個實施方案中，用戶界面23包括圖形用 戶界面(GUI):為了進行恰當的選擇並提供所需信息，用戶使用鼠 標或者觸控螢幕操作如在顯示裝置上顯示的菜單或選項。為了進一步輔助處理器22建立治療計劃，圖像裝置20提供可 以用來確定體積、位置以及與皮膚表面25的距離的耙組織塊42的 圖像數據(圖1B)。在一個實施方案中，圖像裝置20是MRI裝置， 所提供的圖像是靶組織塊42的三維圖像。 一旦處理器22接收來自 用戶界面23的輸入信息和來自成像裝置20的圖像數據，則處理器 22自動建立治療計劃。如圖2中所示，通過輸送一系列超聲處理以治療耙組織塊42 的多個部位80,治療計劃的目標是完全覆蓋耙組織塊42和(如有 需要)其周圍的預定邊糹彖，從而徹底切除整個靶組織塊42。在一個 實施方案中， 一旦建立了治療計劃，如有需要，用戶可利用用戶界 面23來編輯該計劃。在一個實施方案中，處理器22還爿尋產生預測 的熱劑量分布。該分布類似於圖2中所示的分布，其中預測的熱劑 量映射在成像裝置20提供的靶組織塊42的圖像上。在一個實施方 案中，該分布是三維分布。在一些實施例中，運算法則包含在限制 聚焦帶38的峰值溫度的處理器22中。該運算法則稱為劑量預測程 序。圖3例示了一個利用靶組織塊42的三維圖l象和預測的三維熱 劑量分布來建立三維治療計劃的工藝(過程)流程圖。以不同焦距 (I)的聚焦能力產生可作為傳感器軸的函數(y)(圖1B)的靶組 織塊42內可變^匕的焦斑和可變^匕的損傷大小。因此，作為圖3中 示出的過程的結果，處理器22得到切除由(y)近到(y)遠延伸 的一部分靶組織塊42所需要的重疊糹黃截面治療層的最小悽t量。考 慮到所允許的最大升溫值，處理器22還可以預測一黃截面層中的損傷大小，並將在每一層中提供所允許的最大能量。在不同層中該能 量或者功率將被標準化，使得焦點處的最高溫度在整個治療區域中 大致保持恆定。在步驟102中，在獲得耙組織塊42的診斷特性圖像的情況下， 建立三維治療計劃。例如，診斷特性圖像可以是由成l象裝置(諸如 成像裝置20)提供的初步圖像。在步驟104中，處理器22利用該 i貪斷圖〗象以確定治療區i或，或者用戶可以通過用戶界面23來確定 該治療區域。然後，在步驟106中，確定線y-(y近y遠)，以使 (y)垂直於傳感器14沿著傳感器軸從靶組織塊42中的最近點(y 近)到最遠點(y遠)穿過耙區域。線(y)將是一個軸，沿該軸可 確定治療層。一旦確定了 (y),在步驟108中處理器22將利用(y遠)處的 'J、焦斑尺寸和大焦斑尺寸所需的最大功率進行劑量預測。在步驟 110中，處理器22確定所得到的最高溫度是否超過所允許的界限。 值得注意的是，諸如最大功率和最大溫度限值的特性可以作為默認 的熱劑量預測特性而4是供，或作為用戶才是供的熱劑量預測特性而才是 供。如果得到的最高溫度的確超過了允許限值，在步驟112中該功 率按比例線性降低，直到溫度上升在允許的限值內或者超過某個其 他預定的閾值。小聚焦才莫式和大聚焦才莫式可以分別對應於才莫式0和4，而其他 模式1 、 2和3則落入模式0和4之間。因此，在步驟114中，處 理器22從在才莫式0和4估計(scaled )的最大功率來預測用於過渡 模式1、 2和3的最大功率。因此，在步驟116中，如果存在其他 才莫式，則處理器22回至步艱《108並預測用於這些才莫式的最大功率。 如果這是用於(y遠)的最後一個模式，則處理器22使用與步驟 118中相同的估計最大功率，以得到相應的用於每個聚焦模式(y 近)的最大功率。隨後在步驟120中，該處理器22得到用於適當模式的最大升溫值和損傷大小以及在點(yl)處所需的最大功率， ^f吏^尋y近〈yKy遠。4尤選;l也，(yl) 4妾近於(y近)。例》口，在一個實 施方案中，y卜y近+25mm。如果(yl)處的溫度升高超過步驟122 中確定的允許限值，然後在步驟124中，功率4姿比例下降，直到溫 度升高在限值內，隨後處理器22確定(yl)處產生的損傷大小。利用關於(y近)邊界(該邊界可以通過超聲處理才各網密度而 才是供)的重疊標準，安排第一次治療(步驟126)。當然，該治療實 際上是三維空間的。然後，在步驟128中，利用隔層重疊標準，將 輔助治療切片置於前述治療層的頂部，所述第二張切片利用與第一 切片相同的高度。在步驟130中，處理器22確定是否需要更多的 層以達到(y遠)。如果需要更多的層，則該進程回至步-驟118,在 運算法則中用(yl)取代(y近)(步驟132)。一旦達到最後的治療層時，處理器22將確定該層是否延伸超 出耙標界限(y遠)。如果該層確實延伸太遠，則應該以外部界限(y 遠)而非之前的層作為邊界來應用重疊標準。在重疊標準中利用(y 遠)可能造成過度劑量，但不會損害靶組織塊42之外的健康組織。 在一個實施方案中，利用生理參悽t作為優化標準，自動優化所述熱 劑量特性。例如，可以採用機械組織參數，如壓縮率、剛度以及散 布度。在另一個實施例中，處理器22並不建立治療計劃，但作為代 -#，經配置的處理器22通過l餘入(例如》茲盤驅動器、電線埠、 USB埠、電話埠、內存插槽等)來接收預定的治療計劃。獲得治療計劃後，隨後系統10即可用來治療患者40 。在使用 過程中，患者40可以位於工作檯上，在患者40與袋或膜之間應用 水、導聲月交等，/人而4吏患者40聲學上連4妾至傳感器14 。傳感器 14可以4十對組織42內的革巴組織區域38聚焦，該組織可以是(例如)癌腫瘤或良性腫瘤。可以通過以一個或多個頻率向傳感器14 |是供一組(一系列， 一串)驅動信號來觸發傳感器14，以將聲能聚焦在 靶組織42處，由能量束15表示。由於聲能15穿過患者身體，一 部分聲能15轉換成熱能，可能才是高耙組織42的溫度。聲能15可 聚焦在耙組織42上，以提高耙組織42的溫度，足以使組織42凝 固(聚集)和/或壞死，同時將對周圍健康組織的損害減到最小。為了優化治療步驟，可作業系統10以獲得耙組織42中的最大 凝固率(已凝固組織的體積/時間/能量)，同時將周圍組織，特別是 近場區i或52內以及在遠場區域中的加熱降到最^f氐。凝固率可以通 過優先吸收超聲波而得以優化，其中聚焦帶38中組織的吸收高於 聚焦帶38之外的組織。聚焦帶38內的組織中存在的《鼓泡56 (圖 1B示出)有助於實現這一目標，因為組織中存在的《效泡56，產生 了比無孩i泡的周圍組織更高的能量吸收系悽t。圖4示出了用於加熱靶區域內組織的方法200，例如，用於誘 導超聲處理過程中的組織凝固和/或壞死，所述超聲處理包括以不同 強度進行一系列的聲能傳輸。最初，可以選擇靶組織42 (例如，器 官如肝臟、腎臟、子宮、乳腺、腦等內的良性或惡性胂瘤)進行治 療。在步驟202中，將某一閾值強度之上(高於某一閾值)的超聲 波集中到靶組織結構42上，以在聚焦帶38內產生樣"包56。雖然該 閾值強度可能隨每個患者和/或組織結構而不同，但是通過(例如) 利用對微泡生成比較敏感的監測機制，可很方便地確定合適的閾值 強度。以產生#t泡所需的閾值水平之上的強度傳輸聲能可能相對短 暫，例如持續約3秒或更短，並且優選不長於約0.1-0.5秒，但仍足 以在聚焦帶38內產生孩i泡，而在聚焦帶38以外的組織(例如在近 場區域52中)中則基本不產生孩i泡(在圖1B中示出)。聚焦帶38 中生成的孩麼泡以所傳遞聲波的頻率^t展蕩，並通過多次反射而十辦助延伸聚焦帶中的聲波通道(通過)；和/或協助作為非直線倍增器，其 以較低頻率接受能量並以較高頻率將其傳送回來；和/或協助產生了 一些有限的局部空^f匕，因此增強病灶體積處的能量^J丈。相比於在 不存在樣i泡的情況下以其他方式發生的情況，這^f吏得聚焦帶38內 的組織更快且更有效地;波加熱。在步驟204中，將光束15的強度降至閾值水平以下，並保持 在較低的強度，而光束15基本上保持聚焦在聚焦帶38處，以加熱 聚焦帶38內的組織，而不4吏聚焦帶38內的樣史泡56石皮^5卒。通過一 個實例的方式，這個較低的強度水平在係數約2-3時可降至低於用 來產生微泡56的強度。與用於產生微泡56的較高強度的傳輸相比， 在該較低強度的傳輸可以具有較長的持續時間。通過另一個實例的方式，該'M氐強度"聲能可一皮傳輸至少約2 或3秒(2-3s.)，優選8至10秒(8-10 s )。通過另 一個實例，例如 由於組織的正常灌注，組織內產生的微泡56可存在短至8至10秒 (8-10s)。因此，只要存在充足的微泡供應，即可維持聲能。由於 樣1泡56,通過聚焦帶38內組織的聲能吸收已大大增強，如上文所 il明的。在步驟206中，控制器18可確定聲處理是否已足夠長而能將 聚焦帶38內的組織加熱至所希望的水平，例如凝固聚焦帶38內的 糹且織或以其^f也方式〗吏其壞死。否則，可通過例如重複步專聚202而在 草巴組織區域中生成更多的氣泡，隨後可通過例如重複步驟204或者 通過4吏用暫時性且間隔短的高功率傳輸而降4氐該強度以加熱組織， 同時避免引起微泡的破碎。在超聲處理過程中，可周期性重複步驟 202和204，例如一次或多次，直到經過足夠的時間，充分切除或 以其j也方式治療聚焦帶38內的組織。因此，單次超聲處理(可持續在1至20秒(1-20 s)，優選約 10秒(10s.)或更長時間)可以包^"舌產生樣i泡必需的閾^f直之上和之 下的多次傳輸(發射)。例如，在灌注已至少部分分散來自聚焦帶 38內組織的微泡後，可重複以高於閾值水平的強度傳輸，以保持微 泡的密度水平足以引起聚焦帶內組織的優先吸收。隨後，可重複以 低於閾值水平的強度傳輸聲能，以引起對該聚焦帶內組織的加熱， 而不引起氣泡破碎。可以設定聲能的強度級別，以在閾值強度之上 的增量和閾值強度之下的增量之間進行切換，或在開關期間進行切 換。可替代地，在超聲處理過程中，強度可以變化。這種聲波傳輸 的交替次序可以以這樣一種方式加以限制並定時，以引起並維持耙 組織42中的微泡"雲，，而優化凝固過程。在單次超聲處理過程中， 與無孩￡泡的常*見聚焦超聲("FUS")切除相比，這種交替次序可衝是 供多個優勢。例如，如果在加熱中利用一個強度水平，同時將可與 常規FUS切除相比的泡沫破碎步驟最大程度的減小(步驟204 )， 則可以產生大幅增大的聚焦帶38。例如，由於能量吸收增強，由此 產生的聚焦帶38可以比利用相同能量的常^LFUS切除增大約2至 3 4咅，乂人而發生壞死或以其4也方式力口熱革巴iE織42內4支大體積的《且織。 該增加的切除體積可實現只需更少的超聲處理來切除整個^fe組織 42。可替代地，與常規FUS相比，可以使用較低的強度水平，從而 在利用實質上減少的能量時產生同等大小的聚焦帶。這可以減少由 系統10的能量消耗，和/或可以導致周圍組織吸收的能量實質減少， 特別是在近場52中。隨著能量吸收減少，超聲處理之間的冷卻時 間可以大幅縮短。例如，如果常失見FUS可能需要90秒或更長的超 聲處理之間的冷卻時間，4姿照本文描述的實施例的系統和方法可以 允許大約四十秒或更短的冷卻時間。因此，在兩者中<壬4可一種情況 下，與無孩i泡的常規FUS相比，切除或以其他方式治療耙組織結構 的全告卩治療時間可以大幅;成少。一旦完成一次超聲處理，則停止〗吏用傳感器14例如達足夠的 時間，以4吏患者組織吸收的熱量消散。然後，傳感器14聚焦在革巴 組織區域42的另一部分上，例如鄰近於先前治療過的組織，對於 耙組織區域42的另一部分，則重複一次步驟200。可選地，例如利 用機械定位器或電子操縱裝置，可以連續或者不連續控制聲波束15 而無任何冷卻時間。按照本發明一個更具體的方面，優選將控制器18配置為可引 起將第一級超聲能量輸送至靶組織區域達第一持續時間，以引起靶 組織區域內產生微泡；在微泡存在的情況下確定靶組織區域的一個 或多個特徵；並且將第二級超聲能量從傳感器器14輸送至靶組織 區域達第二持續時間，其中第二級超聲能量和第二持續時間的其中 之一或兩者(至少部分)基於在樣i泡存在的情況下確定的把組織區 i或的一個或多個衝寺4正。通過非限制性實例，所述特徵可以包括微泡與病人皮膚表面的 距離、組織溫度、熱劑量分布、焦點邊緣、來自靶組織42圖像的 微泡的強度和/或密度和/或三維空間位置(在由第 一級超聲能量所 產生的微泡存在的情況下)中的一個或多個。根據這些特徵，通過 調節用來產生第二能級的驅動信號的頻率、相位和振幅中的一個或 多個，由控制器18確定第二能級，以獲得最大凝固體積同時控制 ;疑固位置和/或強度。第二級超聲能量可以輸送至耙組織42中與第 一能級相同或不同的焦點位置。通過非限制性實例，第二級超聲能 量可以至少部分基於將靶組織區域42的溫度〗呆持在所指定闊值溫 度之上、之處、或之下。通過非限制性實例，至少部分基於由成傳 f義20糹是供的耙組織 區域的溫度壽文感圖l象，控制器18可以確定靶組織區i成的一個或多 個特4i。可選i也或者附加;也， 一旦傳遞第一能級，控制器18可以 至少部分基於由一些傳感器元件接收的來自爆聚(內向爆炸，implode)樣"包的聲波信號，來確定輩巴組織區i或的一個或多個特4正， 該傳感器元件被定義為接收器元件(可以設計為所有傳感器元件均 作為接收器發揮作用)。特別地，由爆聚微泡產生的信號具有特定 的光語特徵，即在0.5f處達到峰值，其中f是聲束中心頻率，周圍 有白噪聲，因此示出了所接收信號的頻譜將鑑別微泡的存在。本質上，所;險測的聲波信號和MR圖像提供兩個獨立的用於控 制器18的反饋機制。由於空氣微泡在MR中無信號，MR圖像捕獲 通過非線性活動(第一能級)所產生的組織加熱效應，以及當密度 高於某個閾值時微泡的外觀。這兩個反饋機制用於鑑別各種情況， 其中聲信號檢測微泡活動，同時MR信號不檢測焦點處的任何加熱， 或者聲信號不檢測任何微泡活動。如果在聲學檢測到微泡活動，而輩巴標處未衝企測到MR熱信號的情況下，在光束^各徑中某一聲波界面 處可能存在非線性效應的情況。在這種情況下，可以要求系統操作 者停止超聲處理，檢查任何非計劃加熱的圖像。可替換地，控制器 18可以自動完成這些。如果聲〗言號未一企測到孩t泡活動且超聲處理,皮 設計成非線性，則由於在非線性超聲處理中可將焦點設計為可移動 以補償非線性效果(該效果將焦點移向傳感器14 )，控制器18或系 統才喿作者可以決定停止超聲處理。通過改變第二能級的定位(其可 以通過改變傳感器元件的相位圖而實現)、改變功率水平、頻率等， 由控制器18從第一能級的傳輸中所提取的信息(像加熱位置、組 織溫度以及樣吏泡的存在)可用來優化第二能級傳輸的效應。控制器18可以使用溫度敏感圖像和從微泡檢測到的聲信號的 組合，以確定第二超聲能級，還可以利用其他參數(如持續時間、 相位、頻率、位置)。通過另一個非限制性實例，至少部分通過在 孩丈泡存在的情況下獲得與靶組織區域相關的實際熱劑量分布，並且 通過比較所獲得的實際熱劑量分布和預測的熱劑量分布，可以確定 輩巴組織區域的一個或多個特徵。此外，可將控制器設置為在靶組織區域中存在樣i泡的情況下，重複確定革巴組織區域一個或多個特徵的 過程，並將第二級超聲能量輸送至靶組織區域，直到在靶組織區域 上獲得所希望的效果。如在上述實施例中所闡釋的，成像裝置20和處理器22提供反 饋性控制，從而利用微泡使耙組織42得到有效且準確的治療，同 時保護希望被保護的相鄰組織。通過利用成像裝置20和處理器22 4是供關於治療部4立和損傷體積的^U居，系統10或用戶可以4空制利 用樣t泡的超聲治療，/人而防止非輩巴組織中的不可逆性組織損傷，或 至少降低其風險。
權利要求
1.一種聚焦超聲系統，包括傳感器，配置用於輸送超聲能量以在患者體內的靶組織區域中產生熱能；以及控制器，配置用於控制所述傳感器的功率、持續時間、頻率和焦點位置；其特徵在於，所述控制器被進一步配置用於使第一級超聲能量輸送至所述靶組織區域達第一持續時間，引起在所述靶組織區域中產生微泡；在所述微泡存在的情況下確定所述靶組織區域的一個或多個特徵；並且使第二級超聲能量輸送至所述靶組織區域達第二持續時間，其中所述第二超聲能級和第二持續時間之一或兩者至少部分地基於在所述微泡存在的情況下所確定的所述靶組織區域的一個或多個特徵。
2. 才艮據權利要求1所述的系統，其中所述一個或多個特徵選自所述微泡距所述患者皮膚表面的深度，組織溫度，熱劑量分布， 焦點邊界，孩吏泡的存在，以及 孩史泡的位置。
3. 根據權利要求1或2所述的系統，進一步包括成像裝置，配置用於提供所述靶組織區域的圖像，並且用於提供圖解說明所述 靶組織區域內的實際熱劑量分布的熱圖〗象，其中所述控制器至 少部分地基於由所述成像裝置提供的所述乾組織區域的溫度 每文感圖4象來確定所述耙組織區域的 一個或多個特徵。
4. 根據權利要求1至3中任一項所述的系統，其中至少部分地基 於由所述微泡生成的且由所述傳感器接收的聲信號來確定所 述把組織區域的一個或多個特徵。
5. 根據權利要求4所述的系統，其中所述控制器利用溫度敏感圖 1象和所;險測的聲信號的組合來確定所述第二超聲能級。
6. 根據權利要求1至5中任一項所述的系統，其中所述控制器利 用溫度4丈感圖Y象和所;險測的聲信號的組合來確定所述第二級 超聲能量的頻率、相位、持續時間、位置以及4展幅中的一個或 多個。
7. 根據權利要求1至6中任一項所述的系統，其中，所述第二級超聲能量^皮輸送到不同於所述第 一能級的所述耙組織區域中 的焦點^立置。
8. 根據權利要求1至7中任一項所述的系統，其中所述第二級超 聲能量至少部分地基於將所述靶組織區域的溫度保持在^L定 的閾值溫度之上。
9. 根據權利要求1至7中任一項所述的系統，其中所述第二級超 聲能量至少部分地基於將所述靶組織區域的溫度保持在規定 的閾值溫度之下。
10. 根據權利要求1或2所述的系統，其中至少部分地通過在所述孩吏泡存在的情況下獲得與所述輩巴組織區域相關的實際熱劑量 分布並將所獲得的實際熱劑量分布與預測的熱劑量分布進4亍 比較，來確定所述耙組織區域的一個或多個特徵。
11. 根據權利要求1至10中任一項所述的系統，其中所述第二超聲能級不同於所述第一超聲能級。
12. 根據權利要求1至11中任一項所述的系統，其中，配置所述 控制器以在所述靶組織區域中存在微泡的情況下，重複確定所 述耙組織區域的一個或多個特徵的過程，並將所述第二級超聲 能量輸送至所述輩巴組織區域，直到在所述耙組織區域上獲得所 希望的j文果。
全文摘要
本發明涉及一種用於治療體內組織的系統(10)，配置該系統以將第一級超聲能量輸送至靶組織區域(42)達第一持續時間，以使靶組織區域內產生微泡(56)；在微泡存在的情況下確定靶組織區域的一個或多個特徵；以及將第二級超聲能量輸送至該靶組織區域達第二持續時間，其中第二能級和第二持續時間之一或兩者(至少部分)基於所確定的靶組織區域的一個或多個特徵。
文檔編號A61N7/02GK101242872SQ200680029730
公開日2008年8月13日 申請日期2006年6月19日 優先權日2005年6月21日
發明者大衛·弗羅因德利希, 科比·沃爾特曼, 舒克·韋特克 申請人:因賽泰克有限公司