用于消融治療的超聲體積流量測量的制作方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及醫(yī)學診斷超聲系統(tǒng)，并且尤其涉及為消融治療提供血液體積流量的測 量的診斷超聲系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0002] 對于對許多病變（尤其是癌癥）的并且在身體的許多部分中的處置而言，作為外 科手術(shù)的替代，對局部微創(chuàng)治療的使用發(fā)展迅速。這些微創(chuàng)處置的優(yōu)點包括較少的副作用、 較快的恢復，以及在一些情況下，可能處置更為重度的疾病。這些微創(chuàng)治療中最重要的一種 是組織消融，其中，通過應用局部組織加熱、冷卻或其他措施來破壞患病的組織。最常用的 消融方法的一些范例是r. f消融、微波消融、HIFU (高強度聚焦超聲）及低溫消融。
[0003] 成功的組織消融的關(guān)鍵步驟之一是在實施流程之前確定消融探頭在病變內(nèi)的并 且在處置期間內(nèi)的合適放置。每個消融探頭都具有處置區(qū)域，在處置區(qū)域周圍的溫度被改 變到足以令細胞死亡。該區(qū)域通常被稱為"灼燒區(qū)"。利用灼燒區(qū)完全覆蓋癌性病變確保沒 有能夠?qū)е掳┌Y復發(fā)的殘留細胞。這一處置規(guī)劃涉及評估目標病變的尺寸和形狀（通常是 利用CT圖像），以及使用與消融設(shè)備的可用強度水平有關(guān)的已知信息，基于選擇的處置時 間和/或要處置整個病變需要的單獨消融的數(shù)目來計算預測的處置體積。針對與給定消融 方法相關(guān)聯(lián)的消融區(qū)域、針尺寸、處置強度和時間等的規(guī)范是由消融設(shè)備的制造商提供的， 并且通常是基于由其各自的制造商在不存在活動循環(huán)血管的受控的靜態(tài)環(huán)境中執(zhí)行的那 些設(shè)備的特性的。
[0004] 處置規(guī)劃的一個挑戰(zhàn)是在其中目標病變接近一個或多個血管的情形中，這例如能 夠在肝臟消融中頻繁發(fā)生。在規(guī)劃處置流程時通常識別附近血管的位置，使得它們在實行 對病變的處置中不受損。要避免損傷向健康器官和組織供血的血管或使向健康器官和組織 供血的血管失效。迄今尚未完全解決的一個問題在于，流過附近血管的血液能夠具有在組 織上的顯著的冷卻或加溫效應（即，作為將熱處置能量從處置位點傳遞走的散熱），這導致 實際處置體積不同于設(shè)備制造商指定的及在處置規(guī)劃中使用的體積，并且這最終能夠?qū)е?對病變的不完全消融以及疾病復發(fā)的風險。例如，Patterson等人（1998)以實驗方式在豬 肝臟中體內(nèi)示范了血管的存在能使r. f.消融處置體積的直徑變化高達200%。在嘗試補償 血管的冷卻效應時，一些成像公司提供了允許在（例如來自對比CT圖像的）圖像數(shù)據(jù)中識 別較大血管，并且然后能夠調(diào)節(jié)處置規(guī)劃的處置規(guī)劃應用。然而，由于對比CT圖像僅示出 血管定位于何處并且未示出有多少血液流過其，所以不可能準確預測冷卻效應，并且因此 處置規(guī)劃可能仍是不正確的。
[0005] 癌性和其他良性病變由于其在體內(nèi)的急速生長而尤其危險，快速蔓延其疾病狀況 并且造成不利影響并且侵入健康器官和組織。為了給這一急速生長供以養(yǎng)分，這些病變形 成其自身的脈管，所述脈管將身體的有營養(yǎng)的血液流轉(zhuǎn)移到這些病變。進入和離開癌性區(qū) 域的血液的流量也能夠是減少消融能量遞送的熱效應的貢獻者。
[0006] 為了預測附近血管中的血液流量如何影響消融區(qū)域，人們必須創(chuàng)建表征這一效應 的模型?？梢砸詫嶒灧绞絹硇纬蛇@一模型，例如或者使用體內(nèi)或體外的動物模型，或者所述 模型可以是根據(jù)理論原理形成的。例如，已形成了對生物傳熱模型的修改，所述修改并入了 血管和流量，但是對這些的解決方案通常需要有限元方法?，F(xiàn)有方法的問題在于，為了使這 些模型適度準確，需要知道流過血管的血液體積量（例如，ml/min)，而這一信息是目前不 容易使用任何無創(chuàng)技術(shù)獲得的。因此，期望能夠無創(chuàng)地測量血液流量體積，并且量化區(qū)域血 液流量的熱效應并且在規(guī)劃消融流程時考慮這一信息。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0007] 根據(jù)本發(fā)明的原理，在消融流程之前實行診斷成像，以識別緊密鄰近要利用消融 治療進行處置的病變的血管。診斷成像模態(tài)能夠是CT、MR、超聲或能夠?qū)⒀芸梢暬娜?何其他模態(tài)。然后在流程的時間使用診斷超聲系統(tǒng)，以從所識別出的血管獲得3D超聲多普 勒數(shù)據(jù)。根據(jù)多普勒數(shù)據(jù)計算流動流過所識別出的血管的血液的量，例如通過在血管管腔 的面積上對流速進行積分。因此，測量的血流的量用于形成或修改消融處置規(guī)劃，所述消融 處置規(guī)劃考慮了這一血液流量的熱效應。例如，血液流量信息能夠用于針對人工規(guī)劃修改 預測的射頻消融處置體積，或者被包括作為對自動處置規(guī)劃算法的輸入，所述自動處置規(guī) 劃算法尋求使處置效力最大化。
[0008] 根據(jù)本發(fā)明的另一實施方式，所述超聲換能器具有追蹤能力，例如使用如由飛利 浦Percunav?系統(tǒng)提供的電磁（EM)追蹤。將超聲系統(tǒng)的參考框架與用于識別感興趣區(qū)域 的成像模態(tài)的對應的圖像對準（例如，通過平面匹配或由Percunav?系統(tǒng)的圖像融合能力 提供的自動方法），并且由于換能器位置也是已知的，感興趣多普勒區(qū)域被自動地放置于感 興趣血管上，因此改進了準確性、性能且易于使用。
【附圖說明】
[0009] 在附圖中：
[0010] 圖1圖示了被構(gòu)建為根據(jù)本發(fā)明的原理操作的超聲診斷成像系統(tǒng)。
[0011] 圖2圖示了使用圖1中示出的超聲探頭對要被消融的病變及其脈管的超聲成像。
[0012] 圖3是圖2的病變及其脈管的放大視圖。
[0013] 圖4a和圖4b圖示了對病變及其供應脈管的體積區(qū)域的分割，以根據(jù)本發(fā)明的原 理進行血液體積流量測量。
[0014] 圖5a和圖5b圖示了根據(jù)本發(fā)明的原理對鄰近要通過消融被處置的病變的血管的 血液體積流量的測量。
【具體實施方式】
[0015] 首先參考圖1，以方框圖的形式示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的超聲診斷成像系 統(tǒng)。能夠進行三維成像的超聲探頭10包括二維陣列換能器12,其在體積區(qū)域上發(fā)射電子操 縱的并且聚焦的波束，并響應于每個發(fā)射波束接收單個或多個接收波束。相鄰的換能器元 件的組（被稱作"面片"或"子陣列"）由探頭12中的微束形成器（yBF)整體地操作，所述 微束形成器對接收到的回波信號執(zhí)行部分波束形成，并且從而減少探頭與主系統(tǒng)之間的線 纜中的導體的數(shù)目。在美國專利6419633(Robinson等人）和美國專利6368281(Solomon 等人）中描述了合適的二維陣列。在美國專利5997479 (Savord等人）和6013032 (Savord) 中描述了微束形成器。陣列的發(fā)射波束特性由波束發(fā)射器16控制，所述波束發(fā)射器16引 起陣列的變跡孔徑元件沿期望方向發(fā)射通過身體的體積區(qū)域的期望寬度的聚焦波束。借助 于發(fā)射/接收開關(guān)14將發(fā)射脈沖從波束發(fā)射器16耦合到陣列的元件。由陣列元件和微束 形成器響應于發(fā)射波束所接收的回波信號被耦合到系統(tǒng)波束形成器18,在系統(tǒng)波束形成器 18處，響應于發(fā)射波束而處理來自微束形成器的部分波束形成的回波信號，以形成經(jīng)完全 波束形成的單個或多個接收波束。在上述Savord' 032專利中描述了用于此目的的合適的 波束形成器。
[0016] 由波束形成器18形成的接收波束被耦合到信號處理器26,所述信號處理器26執(zhí) 行諸如濾波和正交解調(diào)的功能。經(jīng)處理的接收波束的回波信號被耦合到多普勒處理器30 和B模式處理器24。多普勒處理器30將回波信息處理成空間分辨的多普勒功率或速度信 息。對于B模式成像，對接收波束回波