超聲治療的頻率優(yōu)化的制作方法
【專利說明】
[0001] 相關(guān)申請(qǐng)的奪叉引用
[0002] 本申請(qǐng)要求在2013年3月6日提交的、其全部?jī)?nèi)容通過引用包含于此的美國(guó)臨時(shí) 專利申請(qǐng)No. 61/773, 394的優(yōu)先權(quán)和權(quán)益。
技術(shù)領(lǐng)域
[0003] 本發(fā)明總地涉及聚焦超聲治療，并且尤其涉及用于優(yōu)化超聲頻率以增加目標(biāo)處的 能量沉積的系統(tǒng)和方法。
【背景技術(shù)】
[0004] 聚焦超聲（即，具有大于約20千赫茲的頻率的聲波）可以用于對(duì)患者內(nèi)的內(nèi)部身 體組織進(jìn)行成像或治療性地處理。例如，超聲波可以用于消融腫瘤，消除了患者經(jīng)歷侵入式 手術(shù)的需要。為此，壓電陶瓷換能器置于患者外部，但是接近要被消融的組織（"目標(biāo)"）。 換能器將電子驅(qū)動(dòng)信號(hào)轉(zhuǎn)換成機(jī)械振動(dòng)，導(dǎo)致聲波的發(fā)射（以下被稱為"聲處理"的過程）。 換能器可以被成形以使得波會(huì)聚在聚焦區(qū)?？商鎿Q地或另外地，換能器可以由多個(gè)被獨(dú)立 驅(qū)動(dòng)的換能器元件形成，換能器元件的相位（以及優(yōu)選地，振幅）可以各自相互獨(dú)立地被控 制，并且由此可以被設(shè)置以引起聚焦區(qū)中各個(gè)單獨(dú)聲波的相長(zhǎng)干涉。這種"相控陣列"換能 器便于通過調(diào)節(jié)換能器之間的相對(duì)相位來操縱聚焦區(qū)至不同的位置。磁共振成像（MRI)可 以用于可視化焦點(diǎn)和目標(biāo)以引導(dǎo)超聲波束。
[0005] 圖1示出示例性MRI引導(dǎo)的聚焦超聲系統(tǒng)100。系統(tǒng)100包括多個(gè)超聲換能器元 件102,其以陣列布置在外殼104的表面。陣列可以包括換能器元件102的單個(gè)行或矩陣、 或一般地任何配置。陣列可以具有彎曲（例如，球形或拋物面）的形狀（如所示出的），或 者可以包括一個(gè)或多個(gè)平面或其他形狀的部分。其尺寸可以根據(jù)應(yīng)用而在數(shù)毫米至數(shù)十厘 米之間變化。換能器元件102可以是壓電陶瓷元件，或者由壓電復(fù)合材料或能夠?qū)㈦娔苻D(zhuǎn) 換成聲能的任何其他材料制成。為了抑制元件102之間的機(jī)械耦合，可以使用硅橡膠或任 何其他合適的阻尼材料來將元件102安裝在外殼104上。
[0006] 換能器元件102經(jīng)由單獨(dú)的驅(qū)動(dòng)通道被控制設(shè)施106驅(qū)動(dòng)。對(duì)于η個(gè)換能器元件 102,控制設(shè)施106可以包含η個(gè)控制電路，每個(gè)控制電路包括放大器和相位延遲電路，每個(gè) 控制電路驅(qū)動(dòng)其中一個(gè)換能器元件102?？刂圃O(shè)施可以將通常在0.1 MHz至4MHz的范圍中 的射頻（RF)輸入信號(hào)分離成用于η個(gè)控制電路的η個(gè)通道。在傳統(tǒng)的系統(tǒng)中，控制設(shè)施 106被配置為以同一頻率但以不同相位和不同振幅驅(qū)動(dòng)陣列的各個(gè)換能器元件102,以使 得它們共同地在期望位置產(chǎn)生聚焦超聲波束。控制設(shè)施106期望地提供計(jì)算功能，其可以 以軟件、硬件、固件、硬接線或其任意組合實(shí)施以計(jì)算期望聚焦位置的所需相位和振幅；這 些相位/振幅計(jì)算可以包括補(bǔ)償由組織界面處的超聲反射或折射或者具有各種聲參數(shù)的 組織中的傳播所產(chǎn)生的像差的校正，聲參數(shù)可以基于例如感興趣的解剖區(qū)域的計(jì)算機(jī)斷層 掃描（CT)或其他圖像來確定。通常，控制設(shè)施106可以包括幾個(gè)可分離的設(shè)備，諸如頻率 發(fā)生器、包含放大器和相位延遲電路的波束形成器、以及執(zhí)行計(jì)算并將各個(gè)換能器102的 相位和振幅傳送至波束形成器的計(jì)算機(jī)（例如，通用計(jì)算機(jī)）。這種系統(tǒng)可容易地獲得或者 可以在沒有過度實(shí)驗(yàn)的情況下實(shí)現(xiàn)。
[0007] 系統(tǒng)100還包括與控制設(shè)施106通信的MRI設(shè)備108。示例性設(shè)備108在圖2中 更詳細(xì)地示出。設(shè)備108可以包括圓筒形電磁體204,其在電磁體204的孔206內(nèi)生成靜 態(tài)磁場(chǎng)。在醫(yī)療程序期間，患者被放置在孔206內(nèi)部的可移動(dòng)支撐臺(tái)208上?；颊邇?nèi)的感 興趣區(qū)域210(例如，患者的頭部）可以位于成像區(qū)域212內(nèi)，其中，磁場(chǎng)是大致均勻的。圍 繞成像區(qū)域212的射頻（RF)發(fā)射器線圈214將RF脈沖發(fā)射至成像區(qū)域212中，并接收從 感興趣區(qū)域210發(fā)射的MR響應(yīng)信號(hào)。使用圖像處理系統(tǒng)216將MR響應(yīng)信號(hào)放大、調(diào)整并 數(shù)字化成原始數(shù)據(jù)，并且通過本領(lǐng)域普通技術(shù)人員已知的方法進(jìn)一步轉(zhuǎn)換成圖像數(shù)據(jù)的陣 列?；趫D像數(shù)據(jù)，識(shí)別出治療區(qū)域（例如，腫瘤）。布置在MRI設(shè)備的孔206內(nèi)以及在一 些實(shí)施例中布置在成像區(qū)域212內(nèi)的超聲相控陣列220之后被驅(qū)動(dòng)以將超聲聚焦至治療區(qū) 域。MRI設(shè)備108便于基于其對(duì)被聲處理的組織的效果來可視化焦點(diǎn)112。例如，各種基于 MRI的溫度測(cè)量方法中的任一種可以用于觀察由聚焦區(qū)域中的超聲吸收產(chǎn)生的溫度增加。 可替換地，基于MR的聲輻射力成像（ARFI)可以用于測(cè)量焦點(diǎn)中的組織位移。焦點(diǎn)的這種 測(cè)量可以用作用于驅(qū)動(dòng)超聲換能器陣列220的反饋。
[0008] 聚焦超聲治療的目標(biāo)通常是最大化在目標(biāo)處吸收的能量的量，同時(shí)最小化圍繞目 標(biāo)的健康組織以及沿著換能器和目標(biāo)之間的路徑的組織對(duì)超聲的暴露。組織中超聲吸收的 程度是頻率的函數(shù)，由以下給出：
[0010] 其中，I。是進(jìn)入組織的點(diǎn)處的超聲強(qiáng)度（以w/cm2度量），I是在波束通過組織傳 播距離z (以cm度量）之后的強(qiáng)度，f是超聲頻率（以MHz度量），以及α是該頻率處的吸 收系數(shù)（以cm^MHz1度量）。積α ·?·越高，目標(biāo)區(qū)域中吸收的程度將越大，而在至目標(biāo) 區(qū)域的路上被吸收并且因此從未到達(dá)目標(biāo)區(qū)域的超聲波的部分也越高。該權(quán)衡可以通過在 組織深度ζ處（即在波束傳播通過組織的距離ζ之后）沿著Icm的目標(biāo)組織被吸收的超聲 能量的部分E t來獲得：
[0012] 在傳統(tǒng)的超聲治療程序中，基于以上關(guān)系來選擇超聲頻率以最大化Et。然而，該方 法未能考慮影響焦點(diǎn)處的能量沉積的其他超聲-組織相互作用的影響，諸如反射、折射和 散射。在一些情況中，這種相互作用是本質(zhì)的：例如，當(dāng)將超聲波聚焦至腦部時(shí)，波束可能受 到離開皮層和皮層之間的多次反射，如圖3所示。因此，改良頻率選擇以改善目標(biāo)處的能量 沉積的能力將改善超聲治療的性能和安全性。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0013] 本發(fā)明涉及聚焦超聲治療方法，其涉及確定特定頻率范圍內(nèi)的最佳頻率 即， 最大化目標(biāo)處的吸收或聲強(qiáng)度的頻率，本發(fā)明還涉及用于實(shí)施所述方法的系統(tǒng)。（本文使 用的術(shù)語"最佳"、"優(yōu)化"、"最大"、"最大化"等通常涉及對(duì)現(xiàn)有技術(shù)的實(shí)質(zhì)改進(jìn)（例如，大 于10%，大于20%，或大于30% )，但不必定意味著它們實(shí)現(xiàn)了理論上最好的可能頻率、能 量吸收等。而是，優(yōu)化頻率、或者最大化目標(biāo)處的能量涉及選擇在所利用的技術(shù)和方法的限 制內(nèi)實(shí)踐上可辨別的最好頻率。）本發(fā)明基于以下認(rèn)識(shí)：在目標(biāo)部位處吸收的超聲能量的 量極大地被除吸收以外的組織相互作用機(jī)制影響，并且可以通過選擇與傳統(tǒng)上計(jì)算的基于 吸收的頻率偏離的超聲頻率得到顯著改善。
[0014] 因此，本發(fā)明的實(shí)施例在選擇治療頻率時(shí)考慮多次超聲-組織相互作用。原理上， 這可以通過使用例如有限元方法模擬在各個(gè)頻率處超聲波束與患者組織的相互作用來在 計(jì)算上實(shí)現(xiàn)。模擬可以基于例如通過計(jì)算機(jī)斷層掃描或超短回波時(shí)間（TE)MRI獲得的詳細(xì) 組織模型；模型一般包括多個(gè)組織類型或?qū)樱ɡ?，針?duì)聚焦至顱骨、皮質(zhì)骨的層、骨髓和 軟腦組織的超聲波）并特征化它們各自的材料性質(zhì)。然而，已經(jīng)觀察到，盡管是類似的目標(biāo) 部位，最佳頻率在人與人之間極大地變化，并且通常為利用當(dāng)前組織成像和建模技術(shù)不能 充分捕獲或者在計(jì)算上代價(jià)很高而不切實(shí)際的方式。因此，在優(yōu)選實(shí)施例中，最佳頻率針對(duì) 每個(gè)患者以實(shí)驗(yàn)的方式單獨(dú)地確定。這可以在治療之前通過測(cè)量特定范圍（通常處于足夠 低以不導(dǎo)致對(duì)組織的任何損害的能量水平）內(nèi)的幾個(gè)頻率處目標(biāo)中的超聲吸收（或指示其 的量）并基于測(cè)量識(shí)別最佳頻率來完成。該方法隱含地考慮對(duì)在目標(biāo)處吸收的超聲能量的 量的所有（已知或未知的）貢獻(xiàn)因素?？商鎿Q地，如果諸如反射的特定機(jī)制被發(fā)現(xiàn)支配換 能器和目標(biāo)之間的超聲波的衰減，則該機(jī)制的影響可以以實(shí)驗(yàn)的方式被量化，并且頻率被 選擇以最小化該影響。例如，當(dāng)將超聲波聚焦至腦部時(shí)，波束可能受到離開皮層和皮層之間 的多次反射；在該場(chǎng)景中，優(yōu)化頻率的一種方式是測(cè)量總的顱骨反射率（將來自所有反射 波束的貢獻(xiàn)相加），并選擇最小化反射波束的頻率。
[0015] 因此，在一個(gè)實(shí)施例中，本發(fā)明涉及用于患者內(nèi)的目標(biāo)的超聲治療的患者特定頻 率優(yōu)化方法。該方法涉及對(duì)目標(biāo)進(jìn)行聲處理并且（例如使用溫度測(cè)量）針對(duì)測(cè)試范圍內(nèi)的 多個(gè)超聲頻率中的每一個(gè)測(cè)量與目標(biāo)中吸收的超聲能量的量相關(guān)聯(lián)的參數(shù)（例如，功率、 能量、強(qiáng)度、聲力、組織位移和溫度）。在一些實(shí)施例中，換能器包括多個(gè)片段（其可以例如 至少部分基于患者的解剖結(jié)構(gòu)來限定），并且針對(duì)每個(gè)測(cè)試頻率和每個(gè)片段來測(cè)量參數(shù)。在 測(cè)試范圍內(nèi)的頻率中，（針對(duì)整個(gè)換能器或每個(gè)片段）選擇與所測(cè)量參數(shù)的值相對(duì)應(yīng)的頻 率，該所測(cè)量參數(shù)的值本身對(duì)應(yīng)于目標(biāo)中吸收的超聲能量的最大量。在一些實(shí)施例中，測(cè)試 范圍內(nèi)的多個(gè)頻率至少部分基于針對(duì)之前測(cè)試的頻率所測(cè)量的參數(shù)的值動(dòng)態(tài)地限定。在頻 率選擇之后，換能器（或換能器片段）可以在所選擇頻率和治療能量水平被驅(qū)動(dòng)以對(duì)目標(biāo) 進(jìn)行聲處理；治療能量水平通常超過在測(cè)試期間施加的聲處理的能量水平。在多片段實(shí)施 例中，片段可以各自在其相應(yīng)的選擇頻率處被順序地（例如循環(huán)地）或同時(shí)驅(qū)動(dòng)。
[0016] 另一方面涉及用于針對(duì)患者內(nèi)的目標(biāo)的超聲治療選擇患者特定頻率的系統(tǒng)。該系 統(tǒng)包括超聲換能器和能夠在測(cè)量范圍的頻率內(nèi)的任意頻率驅(qū)動(dòng)換能器以對(duì)目標(biāo)進(jìn)行聲處 理的相關(guān)聯(lián)的控制器，以及用于測(cè)量與目標(biāo)中吸收的超聲能量的