專利名稱：通過(guò)控制電子信號(hào)來(lái)使用聚焦超聲波的設(shè)備及其使用方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明大體涉及一種通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體外
高強(qiáng)度聚焦超聲(HIFU)壞死設(shè)備，以及更具體地，涉及一種使用 作為超聲源的超聲振蕩器的平面型陣列中的電子信號(hào)來(lái)形成焦點(diǎn)
的方法。
背景技術(shù)：
通常，體外HIFU指的是通過(guò)使人體外產(chǎn)生的超聲波聚焦到生 命體內(nèi)的耙組織(例如，腫瘤)而得到的超聲波。今天，體外HIFU 已經(jīng)由于其無(wú)創(chuàng)特性而在醫(yī)療領(lǐng)域引起了公眾的注意。
圖1示出了通過(guò)4吏用傳統(tǒng)超聲波選擇性地破壞i者如腫瘤的組織 的HIFU的基本原理。存在于生命體內(nèi)的腫瘤等成為靶組織30，而 超聲振蕩器IO被設(shè)置在體外，以便對(duì)靶組織30進(jìn)行聚焦。由超聲 振蕩器IO產(chǎn)生的超聲波被聚焦在靶組織30中。焦點(diǎn)被引入的點(diǎn)處 的組織40的溫度升高。當(dāng)溫度達(dá)到恒定的臨界溫度(例如，60攝 氏度或更高)時(shí)，革巴組織30的形成焦點(diǎn)的組織40會(huì)壞死。
圖2至圖4示出了描述超聲振蕩器10的狀態(tài)，其為才艮據(jù)傳統(tǒng) HIFU原理的體外超聲源。如果由超聲振蕩器IO產(chǎn)生的超聲波將聚 焦到草巴組織30上，則需要如圖2所示的在幾4可形一夫上為凹形的超聲振蕩器IO。如圖3和圖4所示，還可以使用平-凹或平-凸超聲振 蕩器10。
從幾年以前，HIFU壞死設(shè)備就已經(jīng)在韓國(guó)^皮用于治療前列腺 胂瘤和月巴大，并且最近發(fā)現(xiàn)用于越來(lái)越多的不同實(shí)體癌(包4舌肝癌) 治療中的應(yīng)用領(lǐng)域。然而，如果使用傳統(tǒng)的幾何形式的超聲振蕩器 來(lái)消除靶組織，則所存在的一個(gè)問(wèn)題就是即^f吏沒(méi)有腫瘤的正常組織 也會(huì)由于與超聲振蕩器的幾何形狀相隨的限制而遭到破壞。由于使 用了超聲振蕩器的幾何曲線，還產(chǎn)生了安裝空間限制的問(wèn)題。

發(fā)明內(nèi)容
技術(shù)問(wèn)題
因此，為了解決現(xiàn)有技術(shù)中出現(xiàn)的上述問(wèn)題，我們提出本發(fā)明， 而本發(fā)明的目的是4是供一種通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)刊-控制而實(shí)現(xiàn)的體 外HIFU壞死設(shè)備以及使用該設(shè)備的方法，其中，超聲振蕩器被構(gòu) 造成具有平面形狀而不是幾何形狀，從而可以改善安裝該《殳備的使_ 利性，電子信號(hào)可以^皮簡(jiǎn)易且4青確地控制，以及可以去除革巴組織而 不損壞正常組織。
技術(shù)方案
本發(fā)明的上述目的是利用通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)^f亍控制而實(shí)現(xiàn)的 體外HIFU壞死設(shè)備實(shí)現(xiàn)的，該設(shè)備包括振蕩元件，用于產(chǎn)生超 聲束；超聲振蕩器陣列，包括固定在平面上并^皮定向?yàn)槌蛏w 的振蕩元件；延遲電路，分別連接至振蕩元件，用于使超聲振蕩延 遲一個(gè)延遲時(shí)間；以及控制裝置，用于控制延遲時(shí)間，以4吏超聲束 聚焦。
7其中布置有振蕩元件110的超聲振蕩器陣列100的形狀可以是
圓形或正方形。
超聲振蕩器陣列100的直徑或一條邊的長(zhǎng)度處于15至30 cm 的范圍內(nèi)。
超聲振蕩元件110可以是環(huán)形，以及具有不同尺寸的多個(gè)環(huán)形 超聲"f展蕩元件110可以_沒(méi)置在同心圓上。
振蕩元件110可以包括壓電材料、》茲致伸縮傳感器或電容式微 加工超聲傳感器(CMUT)。
此外，本發(fā)明的上述目的利用通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn) 的體外HIFU壞死設(shè)備實(shí)現(xiàn)，該設(shè)備包括超聲振蕩器陣列100, 包括固定在平面上并^皮定向?yàn)槌蛏w的超聲振蕩元件110;延 遲電路120,分別連接至振蕩元件110,用于使超聲振蕩延遲一個(gè) 延遲時(shí)間；超聲振蕩器，包括控制裝置150,所述控制裝置用于控 制延遲時(shí)間，以使超聲束聚焦；以及3-D圖像診斷裝置170，用于 測(cè)量生命體內(nèi)輩巴組織30的形狀，并將測(cè)得的形狀以3-D圖4象形式 輸出，其中，控制裝置150基于3-D圖像的位置數(shù)據(jù)來(lái)控制各延遲 電路120的延遲時(shí)間，以將超聲束聚焦到鞋*組織30上。
圖像診斷裝置170可以包括核磁共振成像法(MRI)、計(jì)算機(jī) 體層攝影法(CT)以及超聲圖像診斷裝置中的一種。
同時(shí)，體外HIFU壞死設(shè)備還可以包括放大裝置140，用于 對(duì)施加至超聲振蕩器陣列100的信號(hào)進(jìn)行訪文大。
此外，體外HIFU壞死設(shè)備還可以包括多路復(fù)用器130，用 于選擇性向超聲振蕩器陣列IOO施加信號(hào)。
8體外HIFU壞死設(shè)備還可以在圖像診斷裝置170和控制裝置 150之間包括壞死設(shè)計(jì)裝置160，用于基于3-D圖像指定壞死順 序?？刂蒲b置150可以基于由壞死設(shè)計(jì)裝置160指定的壞死順序來(lái) 控制延遲電路120的延遲時(shí)間，以將超聲波聚焦到草巴組織30上。
此外，本發(fā)明的上述目的通過(guò)采用通過(guò)對(duì)電子4言號(hào)進(jìn)4亍控制而 實(shí)現(xiàn)的體外HIFU壞死設(shè)備的方法來(lái)實(shí)現(xiàn)，該方法包括步驟 (S100 ),使3-D圖像診斷裝置170測(cè)量生命體內(nèi)的輩巴組織30的形 狀，并將測(cè)得的形狀以3-D圖像形式輸出；步驟(S140)，使控制 裝置150基于3-D圖像的位置數(shù)據(jù)控制連接至超聲振蕩器陣列100 的每個(gè)延遲電路120的延遲時(shí)間；步驟(S180), ^吏控制裝置150 對(duì)超聲振蕩器陣列100進(jìn)4亍沖展蕩；以及步驟(S200)，通過(guò)才艮才居延 遲時(shí)間的不同將被振蕩的超聲波聚焦到靶組織30上，以使把組織 30壞死。
同時(shí)，在輸出3-D圖像的步驟(S100)之后，該方法還可以包 括設(shè)計(jì)步驟(S120 ),基于3-D圖像指定耙組織30的壞死順序以 及超聲束的強(qiáng)度。
此外，在控制延遲時(shí)間的步驟(S140)之后，該方法還可以包 括步驟(S150)，放大控制裝置150的信號(hào)以及通過(guò)控制放大率 來(lái)控制超聲功率。
此外，在控制超聲功率的步驟(S150)之后，該方法還可以包 括步驟(S160)，選擇發(fā)射超聲束的振蕩元件，以及通過(guò)控制放 大率來(lái)控制焦點(diǎn)處的超聲波的聲強(qiáng)I。
通過(guò)以下結(jié)合附圖的詳細(xì)描述和優(yōu)選實(shí)施例，本發(fā)明的上述目 的、以及其他目的和優(yōu)點(diǎn)以及特征將變得更加顯而易見。技術(shù)效果
根據(jù)本發(fā)明，可以使用存在于一個(gè)平面上的若干個(gè)振蕩元件和 延遲電路形成具有各種方向和曲率的波面。換言之，如果在制造時(shí) 使用了具有預(yù)定形狀的超聲振蕩器陣列，則設(shè)備的安裝位置不得不 改變，這給在期望位置進(jìn)行聚焦帶來(lái)了限制。然而，如果使用了電 子信號(hào)，則優(yōu)點(diǎn)在于，可以將焦點(diǎn)引入至任意期望的位置而無(wú)需改 變安裝位置。
因此，優(yōu)點(diǎn)在于，可以-使作為耙組織的"^者如腫瘤的組織壞死而 不損害正常組織。此外，如果采用了根據(jù)本發(fā)明的通過(guò)對(duì)電子信號(hào)
進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體外HIFU壞死設(shè)備，則由于沒(méi)有對(duì)靶組織以外 的正常組織造成損壞而具有以下伊匸點(diǎn)可以加快病人的恢復(fù)、可以 減輕恢復(fù)后的癥狀等。


圖1示出了4吏用傳統(tǒng)體外HIFU的FIFU的基本原理的狀態(tài)；
圖2至圖4示出了描述作為才艮據(jù)傳統(tǒng)HIFU原理的體外超聲源 的超聲振蕩器的狀態(tài)；
圖5示出了描述根據(jù)本發(fā)明的通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn) 的使用體外HIFU壞死設(shè)備的HIFU的基本原理的狀態(tài)；
圖6是示出本發(fā)明的構(gòu)成圓形平面超聲振蕩器陣列的振蕩元件 被設(shè)置為矩陣形式時(shí)的狀態(tài)的正視圖7是示出本發(fā)明的構(gòu)成圓形平面超聲振蕩器陣列的環(huán)形振蕩 元件祐 沒(méi)置在同心圓上時(shí)的狀態(tài)的正一見圖；圖8是本發(fā)明的祐 沒(méi)置的構(gòu)成正方形平面超聲振蕩器陣列的振 蕩元件的正^L圖9示出了根據(jù)本發(fā)明的通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體 外HIFU壞死"i殳備的系統(tǒng)配置；
圖10示 束的發(fā)射狀態(tài)；
圖11示
束的發(fā)射狀態(tài)；
圖12示出了本發(fā)明的通過(guò)采用時(shí)間延遲的設(shè)置成面朝前的超 聲束的發(fā)射狀態(tài)；
圖13示 的發(fā)射狀態(tài)；
圖14示 的發(fā)射狀態(tài);
圖15示出了其焦距和方向受控的超聲束的發(fā)射狀態(tài)；以及 圖16是示出采用本發(fā)明的體外HIFU壞死設(shè)備的方法的流程
具體實(shí)施例方式
下面將參照附圖、結(jié)合優(yōu)選實(shí)施例來(lái)詳細(xì)描述本發(fā)明
ii圖5示意性示出了根據(jù)本發(fā)明的使用響應(yīng)于電子信號(hào)而受控的 平面超聲振蕩器陣列100的HIFU的原理。
根據(jù)本發(fā)明的通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體外HIFU壞 死i殳備具有與傳統(tǒng)幾何超聲振蕩器陣列IO相同的基本原理，在于 超聲束被聚焦到靶組織30上以使溫度升高到臨界溫度(例如，60 攝氏度)或更高，使耙組織30壞死。然而，本發(fā)明的體外HIFU壞 死設(shè)備與傳統(tǒng)幾何超聲振蕩器陣列10的不同之處在于超聲振蕩 器陣列IOO形成在一個(gè)平面上。平面超聲振蕩器陣列IOO具有安裝 于其中的多個(gè)超聲振蕩元件110。通過(guò)時(shí)滯/人各超聲振蕩元件110 發(fā)射多個(gè)超聲波，這些超聲波隨后聚焦在靶組織30上。由于這些 超聲波是通過(guò)時(shí)滯進(jìn)4亍發(fā)射的，因此，可以以與通過(guò)幾何形超聲振 蕩器形成焦點(diǎn)相同的方式來(lái)形成焦點(diǎn)。
其中布置有多個(gè)^t展蕩元件110的平面超聲:^展蕩器陣列100的正 面形狀可以優(yōu)選地為同向性(isotropic)的、圓形的或正方形的， 如圖6、圖7和圖8所示。這是因?yàn)闉榱送ㄟ^(guò)使更多的超聲束到達(dá) 輩巴組織30的部分(將聚焦于此)來(lái)在短時(shí)間內(nèi)獲4尋升溫效果，超 聲振蕩器陣列100為同向性是有效率的。
此外，當(dāng)考慮將要去除的耙組織30 (例如，胂瘤)的尺寸、生 命體的尺寸等時(shí)，平面超聲振蕩器陣列100的直徑或一條邊的長(zhǎng)度 優(yōu)選地處于15至30 cm的范圍內(nèi)。當(dāng)平面超聲振蕩器陣列100的 直徑或一條邊的長(zhǎng)度為15cm或更小時(shí)，就》偉以期望在預(yù)定時(shí)間期 間在靶組織30中會(huì)有足夠的升溫，這是因?yàn)楫a(chǎn)生超聲波的超聲振 蕩元件110的數(shù)量很少。當(dāng)平面超聲振蕩器陣列100的直徑或一條 邊的長(zhǎng)度為30cm或更高時(shí)，就會(huì)有效率低的問(wèn)題，諸如超聲束強(qiáng) 度弱以及升溫所用的時(shí)間長(zhǎng)，這是因?yàn)榻咕嘧冮L(zhǎng)了。形成平面超聲振蕩器陣列100的振蕩元4牛110可以i殳置成矩陣
形式，如圖6和圖8所示。
在這種情況中，形成平面超聲振蕩器陣列100的振蕩元件110 可以設(shè)置為環(huán)形，而具有不同半徑的振蕩元件110可以設(shè)置在同心 圓上，如圖7所示。
存在于平面超聲振蕩器陣列100上的若干個(gè)超聲振蕩元件110 中的一個(gè)的形爿犬可以是矩形、圓形、橢圓形、扇形、環(huán)形等以及4口 圖6、圖7和圖8所示的正方形。
可以用作超聲振蕩元件110的振蕩器可以由采用壓電效應(yīng)的壓 電材料(諸如具有高電-機(jī)耦合系數(shù)的基于PZT的材料、具有優(yōu)良 壓電特性的基于PMN-PT的材料或基于LiNb的材料)形成。根據(jù) 萬(wàn)茲化狀態(tài)而改變的》茲致伸縮傳感器可以用作振蕩器。電容式樣史加工 超聲傳感器(CMUT)也可以被用作振蕩器。CMUT的優(yōu)勢(shì)在于可 以制造相同的傳感器，并且由于引入了半導(dǎo)體處理從而其可以直接 用于電子電^各。
如通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)^亍控制而實(shí)現(xiàn)的體外HIFU壞死i殳備的另 一個(gè)實(shí)施例，存在一種通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體外 HIFU壞死設(shè)備，包括超聲振蕩器陣列100,具有固定在一個(gè)平面 上并被定向?yàn)槌蛏w的超聲振蕩元件110;延遲電路120，分 別連接至各振蕩元件110,用于使超聲振蕩延遲一個(gè)延遲時(shí)間；含 有控制裝置150的超聲振蕩器，用于控制延遲時(shí)間，以使超聲束聚 焦；以及3維(3-D)圖像診斷裝置170,用于測(cè)量生命體內(nèi)耙組織 30的形狀，并將測(cè)量到的形狀輸出為3-D圖像。控制裝置150基于 3-D圖像的位置數(shù)據(jù)來(lái)控制延遲電路120的延遲時(shí)間，以將超聲束 都聚焦到耙組織30上。優(yōu)選地，圖像診斷裝置170通常采用核》茲共振成像(MRI)、 計(jì)算機(jī)體層攝影法(CT)、超聲圖像診斷裝置等。
優(yōu)選地，還可以包括用于對(duì)施加至超聲纟展蕩器陣列100的信號(hào) 進(jìn)4亍^:大的力欠大裝置140。
優(yōu)選地，還可以包括用于選擇性地向超聲振蕩器陣列100施力口 信號(hào)的多路復(fù)用器130。
此外，優(yōu)選地，圖像診斷裝置170和控制裝置150之間還可以 包括用于基于由3-D圖傳_診斷裝置獲取的3-D圖像來(lái)指定壞死順序 (necrosis sequence )的壞死設(shè)計(jì)裝置160。
下面將描述作為通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)4于控制而實(shí)現(xiàn)的體外HIFU 壞死設(shè)備的優(yōu)選實(shí)施例的每個(gè)裝置的作用和使用方法。
圖9示出了根據(jù)本發(fā)明的通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體 外HIFU壞死i殳備的系統(tǒng)配置。
由圖像診斷裝置170獲得的耙組織30的3-D圖像被發(fā)送至壞 死i殳計(jì)裝置160。
壞死設(shè)計(jì)裝置160基于3-D圖像建立用于破壞靶組織30的序 列、超聲束強(qiáng)度等的計(jì)劃。在靶組織30的尺寸4艮小以及結(jié)構(gòu)不簡(jiǎn) 單時(shí)，旨在不給存在耙組織30的生命體太大的負(fù)擔(dān)。
控制裝置150基于3-D圖像的位置數(shù)據(jù)和設(shè)計(jì)的計(jì)劃來(lái)控制給 予每個(gè)延遲電路120的延遲時(shí)間。按照延遲時(shí)間發(fā)射超聲束，并將 其聚焦在^J且織30上。
14放大裝置140對(duì)從控制裝置150接收到的電信號(hào)進(jìn)行放大。在 放大裝置140中放大的信號(hào)與從各振蕩元件110發(fā)射的超聲束的強(qiáng) 度有關(guān)。換言之，可以通過(guò)控制放大裝置140的放大率(增益)來(lái) 控制期望的超聲束的輸出(即，聲功率P)。在這種情況中，才艮據(jù)施 加至每個(gè)振蕩元件110的電壓^和每個(gè)振蕩元件的發(fā)射電導(dǎo)G,來(lái)確 定總的聲功率P，并可以由下面的等式1表達(dá)。
等式1
<formula>formula see original document page 15</formula>
多路復(fù)用器130在必須發(fā)射超聲束的位置處從這些若干個(gè)振蕩 元件110中選擇一個(gè)，并將放大的電信號(hào)發(fā)送到連接至所選振蕩元 件110的多個(gè)延遲電路120中的一個(gè)。即，無(wú)需使用多路復(fù)用器130 分別向多個(gè)延遲電路120都施加信號(hào)。
多個(gè)延遲電路120分別連接至多個(gè)振蕩元件110。這些延遲電 路120使從多路復(fù)用器130接收到的信號(hào)延遲指定時(shí)間，并引起超 聲束的發(fā)射。多個(gè)延遲電路120產(chǎn)生不同的延遲時(shí)間，從而發(fā)射的 超聲束具有不同的波面。
即，通過(guò)使用延遲電路120和平面超聲振蕩器陣列100,可以 獲得在傳統(tǒng)幾何超聲振蕩器陣列10中也可以獲得的相同的聚焦。 此外，幾何超聲振蕩器陣列IOO在精確控制方面是有問(wèn)題的，這是 由于當(dāng)改變聚焦位置時(shí)，要求超聲振蕩器要有空間運(yùn)動(dòng)。然而，在 通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體外聚焦型壞死i殳備中，通過(guò)只 4吏用延遲時(shí)間而不^f吏用空間運(yùn)動(dòng)亦可以精確且容易地改變焦點(diǎn)位 置。下面將描述通過(guò)采用設(shè)置在超聲振蕩器陣列100中的若干個(gè)超 聲振蕩元件110和若干個(gè)延遲電i 各120的時(shí)間延遲來(lái)控制焦點(diǎn)位置 的方法。
圖10和圖11示出了通過(guò)采用時(shí)間延遲來(lái)控制超聲束的焦距的 方法。
圖10示出了形成短焦距的方法。4艮設(shè)所示的振蕩元件110從 上到下順序地由Sp S2、 S3、 S4和S5表示。在這種狀態(tài)中，在由具 有同時(shí)圍繞位于中央的振蕩元件(110) s3的對(duì)稱關(guān)系的各振蕩元
件110(即，S!和S5，以及S2和S4)產(chǎn)生超聲波的情況中，可以獲 得曲面形的波面。如果將相鄰振蕩元件110 (例如，S!和S2)之間
的延遲時(shí)間距離設(shè)置得很大，則波面的曲率具有很大的值。因此， 焦3巨變4豆。
圖11示出了形成長(zhǎng)焦距的方法。與焦3M艮^i的情況相比，在 將相鄰振蕩元件110之間的延遲時(shí)間距離i殳置得4艮小的情況中，曲 率具有小的波面，因而焦3巨D(zhuǎn)變長(zhǎng)。
圖12至圖14示出了通過(guò)采用時(shí)間延遲控制超聲束的方向的方法。
參照?qǐng)D12,如果同時(shí)由各振蕩元件110產(chǎn)生超聲波，則平行于 平面超聲振蕩陣列100形成波面，且這些超聲束定向?yàn)槌蚯懊妗?br> 參照?qǐng)D13,如果首先由振蕩元件(110) S,產(chǎn)生一個(gè)超聲束， 然后由其余的振蕩元件110以一致的時(shí)滯順序地產(chǎn)生束S2、 S3、 S4 和Ss,則形成向下的波面，且這些超聲束^皮定向?yàn)橄蛳?。圖14示出了振蕩時(shí)序相反的情況，以及形成向上的波面，且 這些超聲束,皮定向?yàn)橄蛏稀?br> 圖15是控制參照?qǐng)D10至圖14描述的超聲束的焦距和方向的 方法的實(shí)例。在由超聲4^蕩元件110 (它們圍繞位于中央的4^蕩元 件110對(duì)稱，且S！與其余振蕩元件110之間的延遲時(shí)間距離被延長(zhǎng)) 發(fā)射超聲束的情況中，可以獲得期望量的焦距和方向。即，當(dāng)結(jié)合 圖11和圖13施加信號(hào)時(shí)，可以獲得圖15所示的聚焦。通過(guò)適當(dāng) 地控制如上所述的束的焦距和方向來(lái)形成具有不同方向和曲率的 波面，/人而可以形成各種聚焦。因此，可以^吏耙組織30的組織壞 死而不損害正?！肚铱棥?br> 此外，利用多路復(fù)用器130來(lái)選擇振蕩元件并控制放大裝置 140的放大率(增益)，可以控制焦點(diǎn)處的聲強(qiáng)(sound intensity ) I。
同時(shí)，聲強(qiáng)I可以由下面的等式2表達(dá)等式2
力 」
其中，是從每個(gè)元件到焦距的距離，"是介質(zhì)中的聲衰減， ^是聚焦中的超聲束截面，^是施加至每個(gè)振蕩元件的電壓。w是
由多路復(fù)用器130選擇的振蕩元件的數(shù)量。
圖16示出了采用4艮據(jù)優(yōu)選實(shí)施例的通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制 而實(shí)現(xiàn)的體外HIFU壞死i殳備的方法。
該方法包括以下步驟步驟(S100),使3-D圖像診斷裝置170 測(cè)量生命體內(nèi)靶組織30的形狀，并將測(cè)量到的形狀輸出為3-D圖
17像；步驟(S140),使控制裝置150基于3-D圖像的位置數(shù)據(jù)控制 連接至超聲振蕩器陣列100的延遲電路120中每一個(gè)的延遲時(shí)間； 步驟(S180),使控制裝置150對(duì)超聲振蕩器陣列IOO進(jìn)行振蕩； 以及步驟(S200),通過(guò)根據(jù)延遲時(shí)間的不同將被振蕩的超聲波聚 焦到把組織30上來(lái)4吏耙組織30壞死。
優(yōu)選地，在3-D圖像輸出步驟(S100)之后，還包括設(shè)計(jì)步 驟(S120 ),基于3-D圖像指定耙組織30的壞死順序以及超聲束的 強(qiáng)度。這是因?yàn)槿缜八鲂枰暿鴱?qiáng)度、聚焦時(shí)序等的計(jì)劃，用 于在^i且織30具有復(fù)雜結(jié)構(gòu)或形狀時(shí)^f吏組織壞死。
優(yōu)選地，在控制延遲時(shí)間的步驟(S140)之后，還包括步驟 (S150)，放大控制裝置150的信號(hào)以及通過(guò)控制放大率來(lái)控制超 聲功率。如前所述，超聲功率可以通過(guò)控制[等式l]中的參凄t值來(lái)
度有關(guān)。在對(duì)信號(hào)進(jìn)行放大的方法中，在制造成本方面，在信號(hào)到 達(dá)延遲電路120之前，在控制裝置150處對(duì)該信號(hào)進(jìn)行放大會(huì)是很 經(jīng)濟(jì)的。然而，當(dāng)信號(hào)從延遲電路120到達(dá)振蕩元件110時(shí)，可以 使用在信號(hào)到達(dá)延遲電路120之后在控制裝置150處對(duì)信號(hào)進(jìn)行放 大的方法。
此外，優(yōu)選地，在控制超聲功率的步驟(S150)之后，還包括 步驟(S160),選4奪發(fā)射超聲束的振蕩元件，以及通過(guò)控制》文大率 來(lái)控制焦點(diǎn)處的超聲波的聲強(qiáng)I。通過(guò)根據(jù)步驟(S140)(該步驟控 制超聲功率以及選擇發(fā)射超聲束的振蕩元件110)控制聲功率(在 這種情況中，選擇的振蕩元件的數(shù)量由Ns來(lái)表示)，可以基于上述 [等式2]預(yù)測(cè)形成超聲束焦點(diǎn)的點(diǎn)處的聲強(qiáng)。如上所述，通過(guò)預(yù)測(cè)和控制超聲束的聚焦位置、聲功率P以及
焦點(diǎn)處的聲強(qiáng)i，可以安全^f吏用用于4吏生命體內(nèi)乾ia織30壞死的最 佳狀態(tài)，乂人而佳:草巴組織30壞死而不損害正常纟且織。
工業(yè)適用寸生
如上所述，根據(jù)本發(fā)明，可以使用設(shè)置在一個(gè)平面上的若干個(gè) 振蕩元件和若干個(gè)延遲電^各來(lái)形成具有不同方向和曲率的波面。因 此，在任意期望位置形成焦點(diǎn)而不改變超聲振蕩器陣列的安裝位置 是可能的。此外，可以^吏作為耙組織的諸如腫瘤的組織壞死，且不 損害正常組織導(dǎo)致壞死。
此外，如果使用了才艮據(jù)本發(fā)明的通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)
現(xiàn)的體外HIFU壞死i殳備，不會(huì)損害除耙組織以外的正常組織。因 此，具有可以加快病人的恢復(fù)速度、可以減輕恢復(fù)后的癥狀等優(yōu)點(diǎn)。
盡管已經(jīng)出于示例性的目的描述了本發(fā)明的具體實(shí)施例，但是 本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)該理解，在不背離所附權(quán)利要求公開的本發(fā)明的 精神和范圍的條件下，進(jìn)行各種改進(jìn)、添加以及替換是可能的。
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權(quán)利要求
1.一種通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體外高強(qiáng)度聚焦超聲(HIFU)壞死設(shè)備，包括振蕩元件110，用于產(chǎn)生超聲束；超聲振蕩器陣列100，包括所述振蕩元件110，所述振蕩元件固定在一個(gè)平面上并被定向?yàn)槌蛏w；延遲電路120，分別連接至所述振蕩元件110，所述延遲電路用于使超聲振蕩延遲一個(gè)延遲時(shí)間；以及控制裝置150，用于控制所述延遲時(shí)間，以使所述超聲束聚焦。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的體外HIFU壞死設(shè)備，其中，布置有所 述振蕩元件110的所述超聲振蕩器陣列10 0的形狀為圓形或正方形。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的體外HIFU壞死設(shè)備，其中，所述超聲 振蕩器陣列100的直徑或一條邊的長(zhǎng)度處于15至30 cm的范圍內(nèi)。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的體外HIFU壞死設(shè)備，其中所述超聲振蕩元件110為環(huán)形，以及具有不同尺寸的多個(gè)所述環(huán)形超聲振蕩元件110 ^皮i殳置 在同心圓上。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的體外HIFU壞死設(shè)備，其中，所述振蕩 元件110包括壓電材料、磁致伸縮傳感器或電容式微加工超聲 傳感器(CMUT)。
6. —種通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)4于控制而實(shí)現(xiàn)的體外HIFU壞死i殳備， 包括超聲振蕩器陣列100，包括超聲振蕩元件110，所述超聲 振蕩元件固定在平面上并朝向生命體；延遲電路120,分別連接至所述振蕩元件110，用于使超 聲振蕩延遲一個(gè)延遲時(shí)間；超聲振蕩器，包括控制裝置150,所述控制裝置用于控制 所述延遲時(shí)間，以〗吏超聲束聚焦；以及3-D圖像診斷裝置170,用于測(cè)量所述生命體內(nèi)靶組織30 的形狀，并將所測(cè)得的形狀以3-D圖4象形式輸出，其中，所述控制裝置150基于所述3-D圖像的位置數(shù)據(jù) 控制所述延遲電路120的延遲時(shí)間，以將所述超聲束聚焦到所 述把組織30上。
7. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的體外HIFU壞死設(shè)備，其中，所述3-D 圖像診斷裝置170包括核磁共振成像(MRI)裝置、計(jì)算機(jī)體 層攝影(CT)裝置以及超聲圖像診斷裝置中的一種。
8. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的體外HIFU壞死設(shè)備，還包括放大裝 置140，用于對(duì)施加至所述超聲振蕩器陣列IOO的信號(hào)進(jìn)行力文 大。
9. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的體外HIFU壞死設(shè)備，還包括多路復(fù) 用器130，用于選擇性地向所述超聲振蕩器陣列IOO施加信號(hào)。
10. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的體外HIFU壞死設(shè)備，在所述3-D圖像 診斷裝置170和所述控制裝置150之間還包括壞死設(shè)計(jì)裝置 160，用于基于所述3-D圖4象指定壞死順序，其中，所述控制裝置150基于由所述壞死設(shè)計(jì)裝置160 指定的壞死順序來(lái)控制所述延遲電路120的延遲時(shí)間，以將所 述超聲束聚焦到所述革巴組織30上。
11. 一種4吏用通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)4于控制而實(shí)現(xiàn)的體外HIFU壞死 i殳備的方法，所述方法包4舌以下步驟步驟(S100 )，使3-D圖像診斷裝置170測(cè)量生命體內(nèi)的 輩巴組織30的形狀，并將測(cè)得的形狀以3-D圖^f象形式輸出；步驟(S140)，使控制裝置150基于所述3-D圖像的位置 遲時(shí)間；步驟(S180)，使所述控制裝置150對(duì)所述超聲振蕩器陣 列100進(jìn)4亍才展蕩；以及步驟(S200),通過(guò)根據(jù)所述延遲時(shí)間的不同而將振蕩超 聲波聚焦到所述耙組織30上，以^使所述靶組織30壞死。
12. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，在輸出所述3-D圖像的步驟(S100)之后，還包括設(shè)計(jì)步驟(S120)，基于所述3-D圖 像指定所述靶組織30的壞死順序以及超聲束的強(qiáng)度。
13. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，控制所述延遲時(shí)間的步 驟(S140)還包括步驟(S150),放大所述控制裝置150的 信號(hào)，并通過(guò)控制放大率來(lái)控制超聲功率。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，在控制所述超聲功率的步驟 (S150)之后，還包括步驟(S160)，選擇發(fā)射超聲束的振 蕩元件，并通過(guò)控制所述放大率來(lái)控制焦點(diǎn)處的超聲波的聲強(qiáng)
全文摘要
本發(fā)明涉及一種通過(guò)對(duì)電子信號(hào)進(jìn)行控制而實(shí)現(xiàn)的體外HIFU壞死設(shè)備及采用其的方法，該設(shè)備包括多個(gè)振蕩元件，用于產(chǎn)生多個(gè)超聲束；超聲振蕩器陣列，其包括固定在一個(gè)平面上并被定向?yàn)槌蛏w的多個(gè)振蕩元件；多個(gè)延遲電路，分別連接至各振蕩元件，用于使超聲振蕩延遲一個(gè)延遲時(shí)間；以及控制裝置，用于控制延遲時(shí)間，以使超聲束聚焦。根據(jù)本發(fā)明，具有不同方向和曲率的波面可以使用設(shè)置在一個(gè)平面上的若干個(gè)振蕩元件和若干個(gè)延遲電路形成并可以在任意期望位置形成焦點(diǎn)。因此，具有安裝方便、可以不損害正常組織地使作為靶組織的諸如腫瘤的組織壞死。此外，除了靶組織外，不會(huì)損害正常組織。因此，具有可以加快病人恢復(fù)速度、可以減輕恢復(fù)后的癥狀等的優(yōu)點(diǎn)。
文檔編號(hào)A61N7/00GK101541378SQ200680056456
公開日2009年9月23日 申請(qǐng)日期2006年12月4日 優(yōu)先權(quán)日2006年11月22日
發(fā)明者尹容玹, 趙文載, 鄭成洙, 金浩哲, 金龍?zhí)?申請(qǐng)人:韓國(guó)標(biāo)準(zhǔn)科學(xué)研究院