壓縮波高溫治療方法及設備的製作方法

2023-06-06 17:04:56

專利名稱:壓縮波高溫治療方法及設備的製作方法
本發明一般地涉及利用聚焦的遠場壓縮波高溫治療方法及設備。在本發明的一個方面，使用了一寬的帶寬壓縮波換能器基陣以獲得有關在治療中的病者的組織的信息及向病者的一治療部位提供用於治療的高溫壓縮波能量。在本發明的另一方面，產生高溫壓縮波聚焦的遠場的一基陣的換能器是以小於1的導通佔空比部分被脈動導通及切斷的。在本發明的又另一個方面中，是將一產生高溫壓縮聚焦的遠場的換能器的基陣與一壓縮波成象的換能器的基陣組合在一起。在本發明的另一方面，通過用於分析和治療的在壓縮波高溫聚焦的遠場換能器的基陣中央處的成象換能器用壓縮波能量對病者進行分析。在本發明的附加方面，壓縮波高溫聚焦的遠場換能器的基陣的功率佔空比是變化的以便於控制入射到治療中的病者的某些部位的能量。在本發明的又另一方面，從聚焦的遠場壓縮波高溫治療的基陣的獨立換能器導出的超聲波波束頻率進行隨機地角度調製以產生具有不相干的空間變化及鄰近波束之間更恆定的能量分布。
在一超聲波換能器基陣的聚焦的遠場中較強的壓縮波能量可被應用於治療目的，這是為人們所公知的。該超聲波的聚焦的遠場壓縮波能量產生高溫效應以充分提高被治療的有害組織的溫度並將它破壞之。一般，該基陣遠場是用頻率在0.5至2兆赫茲區內激勵的。
過去，該基陣換能器一般為窄的帶寬的共振器件，只在較窄的頻帶例如50千赫茲上有效。該換能器是激勵在接近它的共振頻率的頻率下以提供一電能與換能器間的最大效率。因此，用於治療的換能器通常是在一單一的頻率或在一頻帶非常窄的頻率下被驅動的。由換能器中導出的超聲波能量通過與病者的皮膚接觸而直接地耦合到病者體內或通過一壓縮波傳播液體如水而間接地耦合到病者體內。
由於單一頻率或窄的帶寬激勵作用及先有技術的換能器基陣的窄的帶寬特性，這種換能器形成的單一基陣未能有效率地和有療效地適配於治療淺的和深的部位，即分別接近和遠離病者的皮膚的表面處聚焦的遠場高溫壓縮能量進入病者體內的部位。對於最有效和有療效的治療過程而言，壓縮波能量的頻率與治療中的部位的深度是成反比關係的，使得對深的部位是用低頻率能量進行治療而對淺的部位則相反是用高頻率進行治療。窄的帶寬基陣沒有足夠的帶寬以有效率地和有療效地耦合能量到深的或淺的部位中去。
該窄的帶寬治療用的基陣不是特別適配於用作診斷及高溫治療的目的。大多數診斷性超聲壓縮波系統利用回聲技術，其中超聲壓縮波能量脈動是由一換能器導出的，並被傳輸到病者體內和從病者體內的部位反射回到導出該壓縮波能量的同一換能器中。超聲壓縮波脈動從它離開換能器的時間起直至反射的能量耦合回到換能器的時間止的行程時間是病者體內受關注的部位的位置的一個量度。一般，受關注的部位為骨骼、病者體內的氣囊、各種體內器官及有害部位。入射到換能器的反射能量的振幅提供了一個在病者體內反射部位的本質的指徵。
當例如用於先有技術中的高溫治療器件中的一窄的帶寬換能器被提供以一電能脈動時，換能器一般地以類似於一衝擊激勵的共振電路的方式「減幅振蕩」以導出在換能器的固有頻率下的一系列的阻尼的正弦波狀振蕩。如果一典型的先有技術的窄帶寬換能器，它過去用作高溫治療目的被脈動激勵以使一反射的脈動能被耦合回到該換能器以供診斷目的之用，該換能器仍會在反射的能量被耦合回到它本身時發生減幅振蕩。當一換能器在反射的能量被耦合回到其上時，如果發生減幅振蕩，那麼，換能器就不能導出入射到該換能器的反射的能量波的精確的仿形。因此，用過去用作高溫治療目的的、窄的帶寬換能器基陣作為診斷目的時，只能少量地或甚至不能導出信息。
因此，本發明的一個目的在於提供一新穎和改進的利用超聲壓縮波能量作高溫治療和診斷目的的設備和方法。
本發明的另一個目的在於提供一新穎和改進的用從一電能-壓縮波能換能器基陣的相同換能器導出的超聲壓縮波能量作高溫治療和檢驗一病者的設備和方法。
本發明的另一個目的在於提供一新穎和改進的用從一壓縮波換能器基陣的相同換能器導出的壓縮波能量作治療一病者的深的和淺的部位的設備和方法。
近年來發展的超聲壓縮波高溫治療用的基陣發射具有較低功率級的連續波束。使得在聚焦的遠場治療區的加熱效應與波束的瞬時功率或強度之間存在近似的線性關係。這種超聲壓縮波高溫治療用基陣帶來的問題在於病者典型的為一需進行癌腫破壞性治療的病人在將從一基陣換能器導出的波束入射到某些未治療區時病者會經受相當大的痛楚。一般痛楚的發生是因為在從該基陣中的一特定的換能器的波束的路徑中有骨骼所引起的。受照射的骨骼往往是處在遠離遠場被聚焦的部位。然而它可能是貼近聚焦的遠場部位因為骨痛問題及需要限制可用於在若干波束的遠場被聚焦處的治療部位的能量的最大值，每個波束中的連續高溫壓縮波能量的功率加以限制。為防止痛楚，入射到這些骨骼的波束的功率必須小於其餘的波束的功率。
因此本發明的又另一個目的在於提供一新穎和改進的利用一被激勵的聚焦的遠場換能器基陣以減少在治療過程中病者經受的痛楚程度的壓縮波高溫治療系統和方法。
本發明的又一個目的在於提供一新穎和改進的利用一被激勵的遠場聚焦的換能器基陣使得在沒有超出能安全地用於治療區的容許能量級下於一治療區的有效功率級增加的壓縮波高溫治療系統和方法。
按照本發明的一個方面，入射到病者的超聲壓縮高溫波能量是保持在與先有技術相同的安全水平之內，但其療效增加了許多倍。這可通過提高壓縮波高溫能量的功率或強度及通過同時使它猝發地而非連續地從基陣傳輸出去，而每一猝發包括若干周期的壓縮波高溫能量。其佔空比及功率或強度級是成反比關係使得其值等於佔空比與功率級的乘積的壓縮波能量是近似地恆定。
高溫能量的療效隨著在治療位點的組織的溫度的提高而提高。由於機體冷卻機制起著作用，在治療位點的組織的溫度是一個複雜的問題。然而在治療位點的溫度的一重要決定因素是效率，以這樣效率將高溫波能量轉換成熱。在連續波的情況下，隨著功率的提高轉換或吸收的效率以非線性的方式提高。具體地說，在治療腫瘤的受關注範圍內對於較高的功率級而言，在腫瘤位點上轉換效率並因而是其溫度趨向於以該波的功率的大於1的方次α而提高。對於探索性目的而言我們假定α等於2，使得當功率比如說從1個單位增加到2個單位時，則在腫瘤位點的溫度趨向於從1個單位增加到4個單位。
由於這種方次法則，當能量是以猝發方式提供時，則可在不必增加到提供的平均能量下治療的療效意即在腫瘤位點的溫度也得到提高。例如，如果佔空比為0.5時一個具有功率級為2個單位的波在佔空比的「導通」部分期間內即使在平均功率是相同情況下所提供的溫度比具有一功率級為1單位的連續波所提供的溫度更高。
在遠離腫瘤位點產生的痛楚程度隨著溫度的提高而增加。然而，痛楚的增加是作為溫度的函數緩慢增加的，直至溫度達到一閾值溫度，高於此閾值溫度時，痛楚則隨溫度的提高而急驟地增加。利用以猝發方式意即佔空比小於1提供的具有較高的最大功率獲得的提高的耦合或轉換效率也可趨使在痛位點的溫度的提高。然而只要在痛位點的溫度保持在低於閾值溫度，即使治療的療效有實質性的增加，病人也不會經歷一可感覺到的痛楚的增加。當痛位點較治療位點更遠離高溫波能量源時，利用具有提高的最大功率和佔空比小於1的波能量在治療點的增加的吸收給在遠離的痛位點留下較少的待吸收的波能量。這趨向於降低或緩和在痛位點的溫度的增加。
功率的非線性效應及超聲壓縮波高溫治療的療效在為連續波的情況下已為人們所公知。然而，在先有技術中，入射到特定區的連續波功率通過聚焦技術而被提高，而不是通過利用脈動寬度、佔空比技術和設備。脈動寬度、佔空比技術和設備比聚焦、技術有更加大的靈活性，因為平均功率級及猝發功率級兩者皆可加以控制。如上述指出過的控制平均和猝發功率可使高溫治療的療效和/或痛楚的控制得到實現。
按照本發明的另一方面，一病者的某一患病部位用從一寬的帶寬超聲波換能器的基陣導出的高溫壓縮波能進行治療。為治療病者的淺的、接近病者的皮膚的患病部位，能量是由此部位進入人體的，用較高頻率能量提供於基陣的換能器上。為治療病者的深的患病部位，則用較低頻率能量激勵相同的換能器。因為基陣換能器有一寬的帶寬，所以能以大致相同效率來處理高的和低的兩種頻率且從換能器導出的高的或低的頻率能量的振幅近似地相等，由此可用大致相同的效率和療效治療表面的和深的患病部位。該基陣是如此排列和激勵使得從換能器導出的治療超聲遠場壓縮波能量被聚焦在治療部位。美國專利4，441486申請人為龐茲及懸而待決申請序列號418，136申請人吉伯勒(Giebeler)與本發明人共同籤暑、於1982年9月15日提交為討論遠場超聲壓縮波治療病者的專利申請，該兩個文件均作為參考資料結合到本發明中。
按照本發明的另一個方面，相鄰聚焦部位之間的過渡是模糊的，並通過將從基陣導出波束稍許散焦做成使接近聚焦波束的瞄準軸的部位具有近似相同的強度。為此施於換能器的電能是隨機地角度(意即，頻率或相位)調製的，此種調製隨機地將該基陣壓縮波能量的頻率或相位偏移以引起空間的不相干波束的導出。從不同換能器的空間的不相干波束將被波束能量散布在治療部位，使得從獨立換能器的空間的相鄰波束的陡變邊界可被避免。
由於治療用換能器有一寬帶頻率響應，則可對它們施於脈動能量而不產生實質上的減幅振蕩。因此可用相同寬的帶寬的治療用的換能器用作對病者進行檢驗。將具有佔優勢的頻率成分在換能器的帶通之內的脈動或單個正弦波狀周期的電能逐一地被提供到基陣的獨立換能器。各換能器響應該脈動或單個正弦波周期而發射一被耦合到病者的單個正弦波周期的壓縮波能量。由於該換能器具有一定的帶寬即低的品質因數或Q值，該換能器在響應被提供到它自己的脈動或單個周期電能時沒有產生減幅振蕩。各被激勵的換能器響應從一治療位點反射的響應該脈動或單個正弦波周期的能量以導出一入射到它上面的反射的壓縮波能量的精確仿形的電信號。
將從各換能器導出的信號進行處理以導出病者體內的一反射位點的位置的一指示。反射的能量功率級的一指示可從治療用的基陣操能器導出的仿形而獲得。從仿形導出的信號逐一地被提供到所謂多束掃描顯示器，其中各順序換能器的數號是沿一x軸方向描繪出的，從基陣到反射點的距離是沿著一y軸方向描繪出的，而從每個換能器響應的強度是由在y軸方向延伸的線條的亮度表示。
按照本發明又一個方面，將該治療用換能器的寬的帶寬換能器基陣與一圓形和若干個環形成象換能器的基陣結合起來。該寬帶換能器排列成若干個圍繞著用作基陣的一瞄準軸的環狀組，機械式掃描的同心圓形或環狀成象換能器是與瞄準軸同心並在治療用的換能器的中央。通過將治療用的換能器沿z軸即沿瞄準軸的一個軸前、後移動及在通常是與治療中的病者的皮膚表面相互平行的平面內的兩個方向上移動而使之聚焦於待治療的部位。也可將換能器對瞄準軸的相對角度加以控制以改變聚焦遠場的直徑。
因此，本發明的又一個目的在於提供一新穎和改進的與一超聲壓縮波成象換能器基陣相結合的壓縮波高溫治療用換能器基陣。
本發明的一個附加目的在於提供的新穎和改進的可控制的以使治療過程之前和之中能調整該治療用的換能器的壓縮波治療用、分析用後成象基陣。
本發明的一個附加目的在於提供一新穎和改進的用作控制由具有一聚焦的遠場的一基陣的多個換能器發射的壓縮波能量的方法和設備，使得響應基陣中不同換能器的不同波束的相鄰部位經受如同從基陣的換能器導出的組合圖象的聚焦平面的深度所經受的隨機變化。
本發明的上述及尚有的其它目的、特徵和優點在對下述的本發明的一個特定實施例的詳細敘述、特別是在聯繫附圖進行研究後自然就會變為明顯。
圖1為包括在本發明中的設備的優選實施例的一個示意圖;
圖2為包括在圖1中所示設備的換能器基陣的一個頂視圖;
圖3為包括在圖1中所示設備的電子電路的一方框圖;
圖4為示於圖1和2中的基陣中的一單一治療用的換能器和一用於該換能器中的轉動驅動機構的一側視圖;
圖5為圖1與2所示的基陣中的一單一換能器的輸出的強度相對頻率的關係描繪出的曲線圖;
圖6為圖1至4中所示的設備所產生的波束掃描的一實例;及圖7為對於一對不相干地調製的波束的組合中，關於強度相對於位置的關係描繪出的曲線圖。
現參照附圖中的圖1，其中所示超聲電波-壓縮波換能器基陣11是安裝在容器14的水浴13的平臺12上，該容器有對壓縮波能量而言相對透明的上部表面15。表面15的外表面限定一供在一治療床(未示於圖中)上的病人的支承表面。如圖2中所示，基陣11包括30個治療用的換能器20至49，有一中央瞄準軸51，沿著此軸從基陣導出一壓縮波高溫治療用的遠場;對於壓縮波高溫遠場治療的討論參見龐茲的美國專利4，441，486及上面提及的共同籤暑的懸而未解申請序列號418，136，該兩文是作為參考資料結合到本發明之中。各換能器20至49在一寬的帶寬度上例如500千赫茲至1兆赫茲上有比較平坦的振幅對頻率的響應。
平臺12被線性地驅動在沿軸51及一對與軸51相交且成直角的軸上並被驅動在圍繞軸51而轉動，以便控制從基陣11導出的聚焦的高溫壓縮波遠場的位置。瞄準軸51穿過超聲電壓縮波成象換能器53至56的基陣52的中心。換能器53為一圓盤狀，而換能器54至56為半徑逐一增大的圓環。成象基陣52的換能器53至56是用一在換能器20至49的帶通之外的頻率例如2.5兆赫茲激勵的。基陣52是安裝在由平臺12承載的萬向臺59(圖1)上。臺59相對於平臺12可轉動地圍繞與瞄準軸57正交的軸58而被驅動。平臺12可圍繞軸51而轉動使得驅動軸58的方向可按需要進行調整。臺59繞著軸58被傾側以便控制該臺相對於從換能器53至56導出一成象波束的瞄準軸的軸51的夾角。成象波束瞄準軸的圓點與瞄準軸51和軸58的交點是重合的。為此，萬向臺59是被其輸出軸與軸58重合的牢固地安裝在平臺12電動機62所驅動。
平臺12被驅動在沿瞄準軸51(意即，在一垂直的，2軸方向)及沿與軸51成直角的平面內的兩個彼此成直角的x軸與y軸上。
平臺12也可被驅動圍繞瞄準軸51而轉動。為此，提供以電動機61及64至66。電動機61固定地安裝於塊座67C並驅動一個也安裝在塊座67C蝸輪以轉動連接在平臺12與蝸輪63的軸63a。軸63a的縱向軸線與瞄準軸51重合且平臺12與軸63a一起轉動。電動機64是牢固地安裝在塊座67b並驅動一具有縱向軸線與瞄準軸51平行的第一導杆80。導杆80的一端連接到塊座67c以驅動塊座67c並因此沿z(瞄準)軸驅動平臺12，電動機65是牢固地安裝在塊座67a，上並驅動一具有縱向軸線沿著x軸線且垂直於瞄準軸51的第二導杆81。導杆81的一端連接到塊座67b以驅動塊座67b並因此沿x軸驅動平臺12。電動機66是通過一適宜的結構(未示於圖中)牢固地安裝在相對的容器14並驅動一具有縱向軸線沿著y軸且垂直於x軸也垂直於瞄準軸51的第三導杆(圖中未示出)。第三導杆的一端連接到塊座67a以驅動塊座67a並因此沿y軸驅動平臺12。
電動機61及46至66是在一傳統的方式下由操作員輸入控制以便沿x、y和z，平移平臺12及圍繞瞄準軸51轉動平臺12。因此，瞄準軸51的位置是通過控制電動機65和66而改變，而基陣11和52的焦點的垂直是由電動機64控制的。電動機64至66被控制用以確定待用從基陣11導出高溫壓縮被能量治療的病者體內的部位，同樣地用以確定待用從基陣52導出高溫壓縮波能量使病者的患病部分成圖象的位置。電動機61被控制用以確定平臺12的角位，因此確定成象換能器基陣52轉動所圍繞的軸58的方向。電動機64至66在初始調整期間被激勵以控制基陣11的聚焦的高溫壓縮波遠場入射到治療中的病者體內的地方。在電動機64至66已在所需的位置放置好基陣11後，及電動機61已確定軸58的方向後，通過圍繞軸58基陣的換能器53至57的掃描可獲得一被治療部位的二維圖象。
基陣11中心各換能器20至49都有一放置在它上部面上的對應的聲透鏡(未示於圖中)以將從對應的換能器的波束聚焦。各聲透鏡可輕易地拆卸並用其它不同類型聲透鏡替換，這樣可獲得不同的聚焦特性。在一實例中所有聚焦透鏡都有相同的焦距。最好各聲透鏡不將從它的換能器的波束緊密的聚焦使得波束中的能量擴散到一相當大的聚焦平面上。從沿聲透鏡11的換能器的瞄準軸相干波束的包跡的最小直徑的位置原則上是由改變換能器20至49相對於平臺12的平面的傾側角控制的。該傾側角是由同時用電動機68′a至68′d經過分別驅動定時傳動帶69′a至69′d的齒輪73′a至73′d而在定時傳動帶69a至69d及齒輪73a至73d保持靜止時驅動在聲透鏡11的所有換能器來控制的。為此目的，電動機68′a至68′d是固定地安裝在平臺12上並經過一適宜的齒輪組(未示於圖中)分別耦合到分別驅動傳動帶69′a至69′d的齒輪73′a至73′d，這些作為一組接合到基陣11中的所有換能器20至49。
基陣聚焦的程度，具體地說，來自基陣11中的換能器的相干波束的包跡的最小直徑，原則上是由同時驅動在基陣11中的所有換能器圍繞一軸(對每個換能器)轉動一相同角度即對平臺12的平面成直角的角度來控制的。為此目的，電動機68a至68d分別驅動齒輪73a至73d而該齒輪分別驅動傳動帶69a至69d，這些作為一組接合到在基陣11中所有的換能器。上述基陣的聚焦方法將於稍後聯繫圖4更加詳細地進行敘述。在不論那種控制基陣聚焦方法中，在初始調整期間電動機68a至68d和電動機68′a至68′d(在圖1中合稱為電動機68)及傳動帶69a至69d及69′a至69′d的控制是通過應用傳統的電動機控制電路在響應一操作員的輸入實現的。
基陣11的換能器20至49排列成帶瞄準軸51的四個同心的獨立圓環。換能器20至25在最接近瞄準軸51的第一環中，換能器26至31在較第一環離瞄準軸51更遠的第二環，換能器32至37在較包26至31的第二環離瞄準軸51更遠的第三環，及換能器38至48在離瞄準軸最遠的環中。如圖2中所示，對圖2中的每個換能器環都提供以二部電動機、兩條驅動傳動帶及兩個齒輪。例如，對換能器20至25的第一環提供以用於驅動傳動帶69d和69′d及對應的齒輪73d和73′d的電動機68d和68′d。
圖4中示出用作控制基陣11的換能器之一相對於軸51的傾角的機構。圖4亦示出用作控制這換能器圍繞一垂直於平臺12的平面的軸線的轉動的機構。作為說明的目的，聯繫圖4研究換能器20，但不用說，圖4中所示每個換能器20至49的驅動機制是完全一樣的。
三角形楔塊77是牢固地安裝在換能器20的底部面上，該楔塊有一底部平坦面78與半球體79的上部部分接合，而該半球體是牢固地安裝在風箱82的頂部的水平延伸板81上。半球體79、板81和風箱82在響應軸83被傳動帶69d經過在軸的底部的齒輪74所轉動而傳動帶69a保持不動以避免齒輪72轉動的情況下被垂直地驅動。組件84與軸83同軸，被牢固地安裝在平臺12上，而銷釘75是安裝在其上。組件84包括套筒85，具有下和上凸緣87和86分別為平臺12的水平面12b與筒夾88的上部水平延伸面88a所抓緊，筒夾88有一下部水平延伸平面88b，該面88b牢固地安裝在平臺12的上部面12a上。筒夾88之內經較套筒85之外經稍大，密封圈89放置在筒夾88的內徑與套筒85之外經間隙之間以防止流體滲入該間隙之內。套筒85的內徑與軸83之周界間也提供以間隙，然而，軸83與套筒85是通過螺紋91互相連接，使得在響應在傳動帶69′a接合在套筒85的齒輪72以防止套筒85轉動的同時齒輪74被傳動帶69a驅動下軸83相對於套筒轉動。在響應在套筒85被牢固持住的同時齒輪74被傳動帶69′d驅動下軸83相對於靜止的套筒85而被轉動，導致軸線83相對於套筒被垂直地驅動。由於銷釘75牢固地安裝在套筒85上，通過響應軸83按順時針方向或逆時針方轉動而使自己上升或下降楔塊77及換能器20被驅動而繞銷釘轉動。
換能器20可在沒有改變它的傾角下被驅動而圍繞軸83的縱向軸線轉動。為此目的，電動機68′d驅動齒輪73′d和傳動帶69′d而電動機68d驅動齒輪73d和傳動帶69d，傳動帶69d和69′d分別接合齒輪72和74，使得齒輪72和74轉動通過相同的角度。
在一實例中，基陣被初始化，使得從每個換能器20至49的聚焦波束的中心線通過一在瞄準軸上選擇的點。因此，瞄準軸與各個波束的中心線之間的銳角對從一給定環的所有波束而言都是相同的，但從最外的環向最內的環該銳角是逐環變小。這導致從基陣11導出的大多數能量被聚焦在基陣平面所通過的長球面構型中。然後轉動各環中的換能器，使得從在瞄準軸上的選擇的點到經過該選擇的點且與平臺12的平面平行的平面與從各波束的中心線的交點之間的距離對從各換能器的波束而言都是相等的。這消除了「熱斑」，否則這種「熱斑」會出現在選擇的點上。導致從基陣11導出大多數能量被聚焦在基陣聚焦平面通過的柱狀殼或環狀構型之中。如果各環中的換能器都轉動，使得從在瞄準軸上的選擇的點到經過該選擇的點且與平臺12的平面平行的平面與從各波束的中心線的交點的距離對從一給定環的換能器的波束而言是一常值，但對從不同的環而言是一不同的常值，在加熱部位中獲得一個更為均勻的能量分布。這導致從基陣11的大多數能量被聚焦在基陣的聚焦平面所通過的扁球面構型中。
在上述實施例中，對於示於圖4中的實例，電動機68′a至68′d和傳動帶69′a至69′d及齒輪73′a至73′d都不存在，而各換能器軸83和套筒85形成一整體的可轉動軸，此軸由驅動接合齒輪72的傳動帶69d的電動機68轉動。
在另一個實施例(未示於圖中)中各換能器都提供以獨立的電動機，使得各換能器能獨立地轉動或傾側。這實施例便於改變瞄準軸的方向。聚焦不同環中的不同換能器，這樣，從該換能器的聚焦的遠場有不同的直徑，並可通過對連接該換能器的齒輪74或齒輪組提供少許不同的齒輪驅動來實現的。改變一聚焦部位上的能量分布使得它不集中，對控制跨過一治療區如腫瘤熱量的分布來說在治療上是很有用的。四個環中的換能器可彼此間互相聚焦以改變從換能器導出能量所照射的一孔徑的直徑，意即，整個基陣的焦點可加以改變以便控制其中能量被分布的方法。在一個特殊的實施例中，基陣能量能被聚焦在直徑從1.5到12釐米的範圍上;如果聚焦的遠場的均勻性不是特別重要時，該直徑甚至可超過12釐米。
回到圖1的敘述中，信號是經過電子網路93提供到基陣11的換能器並從基陣11的換能器導出，也響應從源94的操作員的各種輸入;從源94的輸入與起始調整、提供到基陣11的換能器的交流治療能量的佔空比及提供到基陣11的換能器的能量的數量相關聯的。電子網路93響應基陣11的換能器的輸出信號導出多束掃描陰極射線管顯示器95的輸入信號。如在下文中詳細敘述的，被陰極射線管導出的該波束掃描顯示是一x-y標繪圖，其中換能器數號表示在x軸方向，從一特定換能器的反射深度表示在y軸坐標，而沿一特定y軸指向條帶上的各點的亮度表示從相應深度反射的能量的幅度。
在圖1中所示的設備也包括傳統二維成象電子讀出系統96用以提供信號到基陣52的換能器53至56及讀出從基陣52的換能器53至56的信號。成象系統96提供信號到電動機62以相對於軸58轉動基陣52的換能器。另外，成象系統96以本領域普通技術人員所熟悉的方式提供超聲波頻率能量到換能器53至56，並響應反射回到這些換能器的能量導出一個二維圖象。由成象系統96提供到換能器53至56的電信號的頻率和由換能器53至56提供到系統96的頻率同提供到基陣11和從基陣11導出的頻率有相當大的移動。開始時，成象系統被操作以使操作員能確定待治療的部位的確實位置，這樣，基陣11的聚焦的遠場可被對準於該部位上。
現參照附圖中的圖3，該圖為包括在圖1中的電子網路93的一方框圖。在治療一病者的過程中，基陣11中30個換能器同時響應具有載頻在500千赫茲至1兆赫茲範圍內及足夠功率的電信號的猝發以促使該換能器導出高溫壓縮波能量的聚焦的遠場。為此目的，可變頻振蕩器101提供一具有中心頻率約為750千赫茲且具有從500千赫茲至1兆赫茲相對地平坦的振幅對頻率特性。振蕩器101、基陣11的換能器以及連接它們的電路的幅度對頻率的響應是那種從換能器導出的壓縮波能量實質上在500千赫茲至1兆赫茲範圍上有如圖5所示的恆定的振幅。振蕩器101的輸出頻率是由操作員從源94的第一個輸入所固定的。振蕩器頻率調定到頻率範圍的高、中和低端以分別治療接近臺15、在離臺15中等遠位置及在遠離臺15的組織，意即，接近病者的皮膚、在病者體內中間部分及在遠離病者的皮膚的組織。振蕩器101也響應操作員從源94的第二個輸入，以激勵振蕩器成有源態，其中它導出數量顯著的輸出功率。振蕩器在一預定的時間間隔內停留在有源態，該時間間隔可由操作員從源94的一輸入調定;另外，當由基陣11提供到病人的超聲壓縮波變量使病人感到痛楚時操作員決定切斷振蕩器時，操作員從源94的另一輸入可用作禁止振蕩器。
振蕩器101的輸出耦合到開關102，該開關選擇性地提供振蕩器輸出到引線103。開關102是周期性地例如每一毫秒一次地被矩形波發生器108的輸出所激勵。開關102以可變的時間開或關以在引線103上提供振蕩器101的可變佔空比的輸出。為此目的，操作員相對於矩形波源108的輸出的周期的前沿時間位來控制矩形波源108的輸出的每個「半周」的後沿時間位置。改變後沿時間位置控制耦合到引線103的振蕩器101的交流輸出的佔空比。開關102在矩形波源108的輸出是高時傳輸振蕩器的信號到引線103而在相反的情況下阻塞該信號。因為換能器的峰值功率或強度輸出與在病者治療部位上從換能器的一波束的療效是成非線性的、近似為平方律關係，在引線103的低佔空比能量可在沒有如用連續波能病人經受的痛楚情況下以更高的強度峰值功率提供到基陣11的特定換能器或從基陣11的換能器導出更高的強度峰值功率。例如如果在引線103上的交流能量的佔空比為50%時能從基陣11的一換能器提供到該病者的峰值功率，相對於具有相同平均能量用於連續波的100%佔空比能量時，前者較後者能從基陣11的一換能器提供給該病者的峰值功率增加了一倍。如上所述，通過換能器提供到治療區的能量的療效則在沒有增加平均能量的情況下是以非線性方式增加的。此外，腫瘤中增加的被吸收的能量實際上可減少在遠離的骨痛點能量吸收，從而，在與用相同平均功率的100%佔空比能量病者所經受的痛楚比較時減輕了病者經受的痛楚。反之，當病者在100%佔空比下經受痛楚，通過將由該換能器提供到病者的能量減少到一半以儘可能防止病人經受痛楚的治療仍保持高的療效。能量的減少是通過保持換能器的峰值功率輸出恆定而減少佔空比至50%實現的。對一典型的情況而言，其中30%佔空比，頻率源101和108分別為1兆赫茲和100千赫茲，三個1兆赫茲正弦波周期耦合到引線103，繼之以一0.7毫秒間隔，在這間隔期間引線103，上沒有變化發生，之後該1兆赫波再施加在引線103上。
為使從基陣11的高溫壓縮波的功率的增加而其佔空比減小以保持從基陣的能量實質上恆定，將可變增益功率放大器104與振蕩器101的輸出級聯。放大器104的增益是由計算機耦合器110控制，而該耦合器件是操作員調定的。操作員調定放大器的增益反比于振蕩器開關102的輸出的佔空比。為此目的，耦合器110提供在矩形波源108的佔空比控制器和放大器104的增益控制器之間。
通過30個不同寬的帶、高功率、可變增益交流放大器104且每個基陣11的換能器提供以該放大器之一，將具有頻率在500千赫茲至1兆赫茲的可變佔空比、可變振幅交流功率以並聯方式施加到換能器20至49。每個放大器104在換能器20至49的500千赫茲至1兆赫茲帶通上有一相對平坦的響應。每個放大器104的增益是由增益控制網路105獨立地進行控制的。增益控制網路105一般包括30個計算機控制的不同的電位計，每個電位計有一操作員從源94獨立輸入控制的輸出以控制每個放大器104的增益。操作員調定在網路105中各電位計上的控制器到一調定值適宜用於從它對應的連接到對應的放大器104的輸出的換能器導出的能量照射的區域。如果從一特定換能器的波束通過在響應從那換能器導出的超聲能量對劇烈痛楚敏感的部位，連接到那特定換能器的放大器104的增益相對於連接到在基陣中其它換能器的其它放大器的增益顯著的減少，或在極限情況下可調定至零。
各放大器104的可變振幅、可變頻率和可變佔空比交流輸出施加到獨立連接到各放大器的基陣11的換能器20至49。基陣11的換能器的遠場照射換能器被聚焦的部位。
為不相干地照射基陣11的不同換能器的組合遠場入射的部位上，從振蕩器101開關62的輸出信號的相位被隨機地變化，意即，在放大器104的輸入施加隨機調角。為此目的，提供以高斯噪聲源或發生器106。高斯噪聲源106的輸出施加在相位調製器107，該調製器響應發生器的隨機地變化的輸出按隨機的方式控制到放大器104的輸入的相位。相同的效果可通過用由操作員起動的計算機控制振蕩器101頻率的隨機變化而實現的。放大器104的輸出在相位上彼此之間按照操作員調定的方式隨機地變化。
放大器104的隨機相位、固定頻率輸出被施加到基陣11的換能器，使得基陣換能器的輸出入射的遠場部位上、特別是在波束邊上被不相干地照射和被空間傳播。由於在從基陣11的獨立換能器每波束圖樣的邊的這種隨機空間傳播，在病者體內由不同換能器在重疊部位中相長和/或相消幹涉的趨向被避免了。
圖7中所示為一典型對的不相干波束A和B的空間關係，其中用實線軌跡201和202說明相干波束A和B的強度對位置的關係。在相干波束A和B的重疊部位有相長和相消幹涉使得波束A和B的平均組合強度近似地等於只有一個波束的強度。通過不相干地調製波束A和B的強度，軌跡201和202的陡變邊緣在重疊區被組合以產生虛線軌跡203，從軌跡201的峰值到軌跡202的峰值有一相對恆定振幅。通過用一窄的帶寬頻率調製的振蕩器替代振蕩器101可獲得相同的結果。
在操作員啟動振蕩器101成為一工作的治療方式前及基陣11已被正確地放置以將遠場射在治療部位後，基陣11的換能器20至49逐一地用如振蕩器101的頻率相同頻率的超聲能量的一單個周期激勵以建立一多束掃描軌跡。束掃描軌跡的結果被操作員用作調定放大器104的增益及矩形波源108的輸出的後沿，這些又依次控制從基陣11導出的超聲壓縮波治療用能量的振幅和佔空比。
為此目的，通過源94操作員調定單個周期正弦波源111到一500千赫茲與1兆赫茲間的「頻率」。因此源111導出一具有周期在2微秒至1微秒間的正弦波的一個周期。源111的輸出的振幅在500千赫茲到1兆赫茲範圍的所有「頻率」是相同的。通過混合變壓器112和多路調製器113源111的輸出逐一耦合到基陣11的每個換能器20至49。單個周期交流源111可取各種任意適宜形式例如一衝擊激勵的諧振迴路包括一併聯的電感器和電容器經過第一開關連接到一直流電源。第二開關在響應一交流正弦波的單個周期的完畢的探測如一負向零交叉檢測器的輸出所指示出那樣將該並聯的電感器和電容器短路。可通過數字驅動和控制的電子電路產生單個或多個輸出脈衝。源104和振蕩器101被控制在加熱的交變周期和多束方式操作期間使得基陣11換能器只被一個源驅動。
由源111單個周期正弦波的導出是用耦合該單個周期正弦波到該基陣11的30個不同的換能器所同步的。從源111導出的相鄰單個周期正弦波間的時間間隔由從基陣11的換能器的一壓縮波傳播到病人體中一個位點並反射回到基陣換能器所需的最長的時間而決定的。
振蕩器114和30級寄存器115控制源111的激勵及逐一地施加從源111的單個周期正弦波基陣11的該30個換能器的每一個。振蕩器114有一頻率足以啟動一源111的單個周期以耦合到基陣11的換能器及供從基陣的選擇的換能器導出壓縮波傳播到病人體內的任意位點和供從病人體內的位點反射的能量傳播回到基陣及提供用作處理的信號。振蕩器114繼續導出啟動脈衝給源111直至基陣11的所有30個換能器已被提供以從源111的一單個周期正弦波為止。
為此目的，振蕩器114的輸出經過引線116被耦合到源111。響應由源111導出的波的前沿或零交叉，將連接該衝擊激勵的諧振迴路和用於該迴路的一直流電源間源111的開關被閉合;另一方面，數字控制的電子線路(未示於圖中)被觸發以導致一單個周期被從該源導出。移位寄存器的各個級包括一耦合到在多路調製器113中開關的一不同輸入的一啟動輸入的引線。多路調製器113包括30個開關，各開關具有一第一信號終端並聯連接到混合變壓器112的一端。多路調製器113的30個開關各有一第二終端接到一對應的基陣11的換能器。
移位寄存器115響應從振蕩器114導出的與源111的單個周期正弦波的導出同步的各個周期逐級地步進。因此，多路調製器113的第一信號終端是逐一地耦合到該多路調製器的各個第二信號終端及基陣11的30個換能器。移位寄存器115的輸出被耦合到多路調製器113的一個啟動輸入以導致該多路調製器的開關在一般足夠長的時間內保持在閉合狀態以耦合從源111的一單個周期過基陣11的換能器之一，並使從位點耦合回到該換能器的被反射的能量，通過多路調製器被提供到混合變壓器112，以及響應被反射的能量對由換能器導出的信號提供處理時間。在一個響應移位寄存器被振蕩器驅動到移位寄存器的最後一級中，移位寄存器經過引線117提供一個脈衝到振蕩器114的一個禁止輸入。每次振蕩器114被從操作員輸入源94的一信號啟動時，基陣11的換能器是這樣通過只有一個完整的操作周期而進步的。操作員也可以要求重複操作。
為使該束掃描軌跡被導出，須將耦合回到基陣11的各個換能器的反射能量的振幅進行探測。從基陣11的一個換能器導出的能量的一個單個周期到該病者體內一反射位點並返回到該基陣的特定換能器的行程時間也被監測。關於基陣中哪個數號的換能器被激勵及與該振幅和行程時間指示與哪個換能器相關聯是提供以指示的。為確定入射到已提供以正弦波源111的一單個周期的基陣的一特定換能器的反射能量的振幅，由於以上敘述的關於寄存器115的操作，該已提供以源111的該單個周期的換能器由多路調製器113保持連接到混合變壓器112。入射到基陣11的該特定換能器的該反射的壓縮波能量的仿形從多路調製器的一個第二信號終端耦合到該多路調製器的第一信號終端，從那裡耦合到經過引線119驅動振幅檢測器118的混合變壓器112。振幅檢測器導出與入射到基陣11的該換能器的反射壓縮波的超聲頻率峰值振幅成比例的一輸出信號。
檢測器118的輸出脈衝被整形並被用於調製陰極射線管125的圖象的亮度。量程控制器120提供一「停止」輸入信號到計時器121，該計時器有一「啟動」輸入響應到振蕩器114的輸出以觸發單個周期正弦波源111。計時器121響應提供到其中的啟動和停止輸入的信號以導出一分別具有前沿和後沿的矩形波與從源111導出的每個單個周期正弦波的導出及在從量程控制器120的調定量程信號的終點的後沿同步。因此，由計時器121導出的方形波的後沿可被認為是從基陣11的一個換能器到病者的一反射位點的行程時間和反射壓縮波從該反射位點回到該特定換能器的行程時間的指示。計時器112的矩形輸出通過時間-電壓轉換器122轉換成具一大小與行程時間成正比的可變振幅，一般轉換器122為一線性鋸齒波源，其中該鋸齒形是分別響應計時器121的輸出的前沿和後沿和後沿而被啟動和終止的。
為指示出入射到基陣11的各個換能器的從在各個換能器的波束路徑中若干個可能反射點的反射能量的振幅，將檢測器118的輸出提供到峰值(正或負)檢測器網路123，該網路在檢測器118的相鄰峰值輸出保持一恆定輸出電平。網路123用一個或多個不同的振幅驅動顯示器125的亮度控制輸入，而由轉換器122導出行程時間指示信號。
導出一個模擬電壓以指示基陣11中被單個周期正弦波源111激勵並經過混合變壓器112和多路調製器113提供一信號回到檢測器118的換能器的數號。為此目的，30級移位寄存器115的30個輸出引線被耦合以超前數模轉換器124。轉換器124導出具有直接與在向多路調製器113中的一特定開關提供一啟動信號的移位寄存器115中該級的數號成正比的一個值的一可變振幅模擬輸出電壓。
多束掃描軌跡是在響應時間-電壓轉換器122、網路123及超前數模擬轉換器124的輸出信號由陰極射線管125產生的。轉換器122和124的輸出信號分別施加在陰極射線管125的y和x軸電極126和127上，而由存儲陰極射線管125導出的陰極射線束的強度是由施加在陰極射線管的柵極128上的網路123的輸出的振幅所控制。陰極射線管125包括一充分存儲能力的磷光面以在許多秒鐘內保持由陰極射線束在它上面寫出的圖象。因此，在振蕩器114已被禁止後及在沒有單個周期正弦波由源111提供給基陣11的換能器下，對操作員提供相當長時間間隔的束掃描顯示。另一方面，公知的基於計算機的存儲技術也可用於保持在管25上的圖象。
現參照圖6，該圖為基陣11的30個換能器的多束掃描顯示的一實例。在圖6中，換能器數號是描繪在x方向上，而基陣11的平面與反射能量回到基陣的位點間的距離在y方向上表示。因此，實質上有30條不同的條帶延伸在平行於y軸，對基陣11的每個換能器有一條帶。每條帶上的點的亮度提供關於從反射點位耦合回到基陣中各被激勵換能器的反射能量的振幅的一個指示。
一個有經驗的操作員能從沿各帶的亮度分布確定與特定換能器相關聯的反射能量是否為在病者體內從一空氣-組織交界面或-組織-組織交界面或從骨骼反射回來的。操作員用源94來控制與一換能器相關聯的該特定放大器104的增益，使得發射入射到骨骼上的能量的換能器是由振蕩器101提供以相對的低的振幅的信號，或如果需要時為零振幅信號，這防止了病人在治療過程期間經受痛楚，因為從基陣11的換能器導出的壓縮波能量基本上從病人體內包含骨骼的區域或那些經受具有足夠低振幅的壓縮波能量以不感生實質性痛楚的區域退耦。
雖對本發明的一特定實施例進行了詳細的說明，顯然可在不脫離如在本發明附上的權利要求
所定義的真實精神和範圍下對已特別說明和敘述的實施例的細節做出變更。
權利要求
1.用從一超聲換能器的基陣導出的具有一包含一病者的治療部位的一聚焦的遠場的壓縮波能量治療一病者的一部位的方法，其特徵在於，所述方法包括向所述換能器提供一多個不相交電能猝發的步驟，每個所述猝發包含若干周期的所述電能，所述提供的電能猝發導致所述換能器被激勵以驅動在所述部位中許多治療用的高溫超聲波能量的猝發，每個所述治療波能量的猝發包含若干周期的所述波能量。
2.按照權利要求
1所述的方法，其特徵在於，其中所述提供不相交的電能猝發是通過周期性地間斷提供到所述換能器的許多周期的電能供其中至少若干個周期以驅動所述壓縮波能量的猝發，所述能量猝發具有一小於1的預定佔空比。
3.按照權利要求
2所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括控制所述預定佔空比和所述壓縮波能量的振幅的步驟使得所述佔空比和所述壓縮波能量在治療期間以相反的方式變化。
4.按照權利要求
2所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括控制所述佔空比和所述治療用的波能量的振幅的步驟以便將所述病者由於所述治療用的壓縮波能量入射到所述病者時所經受的痛楚減至最小。
5.按照權利要求
2所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括在所述治療期間將該治療用的波能量保持在實質上恆定的平均值水平上改變所述佔空比和所述壓縮波能量的振幅的步驟。
6.按照權利要求
2所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括控制從所述基陣中每個所述換能器導出的治療用的壓縮波能量的振幅的步驟。
7.按照權利要求
1所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括通過隨機地調製所述電能的多個周期不相干地調製所述遠場的步驟，使得從所述換能器的不相同的一個導出的相鄰的波束在所述聚焦的遠場中較相干的相鄰遠場波束在空間更大程度地重疊。
8.按照權利要求
1所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括調節所述電能的頻率的步驟，使得所提供的頻率比用於提供於治療離所述病者的皮膚較接近的部位的頻率低以便治療離病者的皮膚較遠的部位。
9.按照權利要求
1所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括當所述治療部位不為所述壓縮波能量的猝發所治療時，不時地用脈衝狀超聲電能激勵所述換能器的步驟，當所述部位是在該基陣的所述聚焦的遠場中所述換能器被激勵，使得由所述脈衝狀電能的脈衝所產生的脈衝狀超聲壓縮波能量從病者體內某個部位被反射回到所述換能器，而所述換能器再也不被所述脈衝狀電能所激勵，使得所述換能器導出具有時間位置和振幅的電信號一起以使在所述病者體內關於所述基陣和所述部位間的不同容量的信息能被測定。
10.按照權利要求
9所述的方法，其特徵在於，其中所述脈衝狀能量的每個脈衝有一實質上是單個周期正弦波狀的波形，所述方法還包括調節每個脈衝的周期與所述治療能量使之相同的步驟。
11.按照權利要求
9所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括響應所述信息調節施加到所述基陣中各個換能器的電能的振幅的步驟。
12.按照權利要求
9所述的方法，其特徵在於，其中在所述基陣中的所述換能器的不同的一個換能器是逐一地被激勵，使得從不同換能器的脈衝狀壓縮波能量入射到病者並在不同時間從某個部位反射，所述方法還包括檢測從所述換能器之一導出所述脈衝狀波之一的時間到所述脈衝狀波反射回到所述基陣的時間的間隔;檢測對所述換能器的每個不同的一個換能器反射回到所述基陣的各脈衝狀波的振幅;及沿互相正交的第一和第二軸分別顯示導出壓縮波能量的脈衝狀波的各換能器的數號和與各個編號的換能器相關聯的檢測的時間間隔的一個測量;及顯示與各個換能器相關聯的檢測振幅的一指示的步驟。
13.按照權利要求
12所述的方法，其特徵在於，所述方法還包括響應在所述顯示步驟中顯示的信號調節提供到所述換能器的電能的振幅的步驟。
14.用從一超聲換能器的基陣導出的具有一包含一病者的治療部位的一聚焦的遠場的壓縮波能量治療一病者的一部位的設備，其特徵在於，所述設備包括用於向所述換能器提供一多個不相交電能猝發的裝置，每個所述能量猝發包含若干個周期的所述電能，所述用於提供的裝置導致所述換能器被激勵以驅動在所述部位中許多治療用的高溫超聲波能量的猝發，每個所述治療波能量的猝發包含若干個周期的所述波能量。
15.按照權利要求
14所述的設備，其特徵在於，其中所述用於提供不相交的電能猝發的裝置包括用於周期性地間斷提供許多周期的電能到所述換能器供其中至少若干個周期以驅動所述壓縮波能量的猝發的裝置，所述能量猝發具有一個小於1的預定佔空比。
16.按照權利要求
15所述的設備，其特徵在於，所述設備還包括用於控制所述預定佔空比和所述壓縮波能量的振幅的裝置使得所述佔空比和所述壓縮波能量在治療期間以相反的方式變化。
17.按照權利要求
15所述的設備，其特徵在於，所述設備還包括用於控制所述佔空比和所述治療用的波能量的振幅的裝置以便將所述病者由於所述治療用的壓縮波能量入射到所述病者時所經受的痛楚減至最小。
18.按照權利要求
15所述的設備，其特徵在於，所述設備還包括用於在所述治療期間將該治療用的波能量保持在實質上恆定的平均值水平上改變所述佔空比和所述壓縮波能量的振幅的裝置。
19.按照權利要求
15所述的設備，其特徵在於，所述設備還包括用於控制從所述基陣中每個所述換能器導出的治療用的壓縮波能量的振幅的裝置。
20.按照權利要求
14所述的設備，其特徵在於，所述設備還包括用於通過隨機地調製所述電能的多個周期不相干地調製所述遠場的裝置，使得從所述換能器的不相同的一個導出的相鄰的波束在所述聚焦的遠場中較相干的相鄰遠場波束在空間更大程度地重疊。
21.按照權利要求
14所述的設備，其特徵在於，所述設備還包括用於調節所述電能的頻率的裝置，使得所提供的頻率比用於提供於治療離所述病者的皮膚較接近的部位的頻率低以便治療離病者的皮膚較遠的部位。
22.按照權利要求
14所述的設備，其特徵在於，所述設備還包括用於當所述治療部位不為所述壓縮波能量的猝發所治療時，不時地用脈衝狀超聲電能激勵所述換能器的裝置，當所述部位是在該基陣的所述聚焦的遠場中所述換能器被激勵，使得由所述脈衝狀電能的脈衝所產生的脈衝狀超聲壓縮波能量從病者體內某個部位被反射回到所述換能器，而所述換能器再也不被所述脈衝狀電能所激勵，使得所述換能器導出具有時間位置和振幅的電信號一起以使在所述病者體內關於所述基陣和所述部位間不同容量的信息能被測定。
23.按照權利要求
22所述的裝置，其特徵在於，其中所述脈衝狀能量的每個脈衝有一實質上是單個周期正弦波狀的波形，所述裝置還包括用於調節每個脈衝的周期與所述治療能量使之相同的裝置。
24.按照權利要求
22所述的裝置，其特徵在於，所述裝置還包括用於響應所述信息調節施加到所述基陣中各個換能器的電能的振幅的裝置。
25.按照權利要求
22所述的裝置，其特徵在於，其中在所述基陣中的所述換能器的不同的一個換能器是逐一地被激勵，使得從不同換能器的脈衝狀壓縮波能量入射到病者並在不同時間從某個部位反射，所述裝置還包括用於檢測從所述換能器之一導出所述脈衝狀波之一的時間到所述脈衝狀波反射回到所述基陣的時間的間隔的裝置;用於檢測對所述換能器的每個不同的一個換能器反射回到所述基陣的各脈衝狀的振幅的裝置;及用於沿互相正交的第一和第二軸分別顯示導出壓縮能量的脈衝狀波的各換能器的數號和與各個編號的換能器相關聯的檢測的時間間隔的一個測量的裝置;及用於顯示與各個換能器相關聯的檢測振幅的一指示的裝置。
26.按照權利要求
25所述的裝置，其特徵在於，所述裝置還包括用於響應在所述顯示裝置中顯示的信號調節提供到所述換能器的電能的振幅的裝置。
專利摘要
一寬的帶寬壓縮波換能器基陣獲得關於待治療病者組織的信息，並提供高溫壓縮波治療用的能量到病者的治療部位。該基陣換能器用一導通的小於1的佔空比部分被脈動導通或切斷，一壓縮波成象換能器的基陣位於壓縮波高溫聚焦的遠場的基陣的中央用於分析與治療。壓縮波高溫聚焦遠場的功率和佔空比被改變以控制入射到一被治療的病者體內某一部位的能量。高溫波束的超聲頻率被隨機地角調製使相鄰遠場聚焦波束的能量在很大程度上較聚焦的相干波束更為重疊。
文檔編號G10K11/34GK87103332SQ87103332
公開日1987年11月11日 申請日期1987年5月2日
發明者愛德華·J·塞皮 申請人:瓦裡安公司導出引文BiBTeX, EndNote, RefMan