專利名稱：包括具有能調節(jié)的焦點的電容微機械超聲換能器的導管的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及用于利用超聲能量加熱受檢者的目標體積的導管，具體而言，本發(fā)明涉及用于生成超聲的電容微機械超聲換能器的使用，以及涉及用于控制所生成的超聲的焦點的醫(yī)學成像的使用。
背景技術：
前列腺的高強度聚焦超聲(HIFU)消融傳統(tǒng)地由經直腸探頭通過直腸壁來進行?；蛘撸谝材軌蛴山浤虻捞筋^通過尿道壁來進行。經尿道方式相比于經直腸方式具有若干涉及安全性的優(yōu)勢。因為，尿道的位置是已知的(探頭在尿道內)，這更容易避免可能增加失禁風險的對尿道的無意熱損傷。而且，由于沒有通過直腸壁進行聲波處理，因此也顯著降低了損傷這種敏感結構的風險。經尿道方式的主要劣勢是針對換能器的可用空間相比于經直腸方式顯著減少。如果采用傳統(tǒng)壓電陶瓷或壓電復合材料換能器，這基本上將導管換能器的設計限制在一維相控陣列，由此也限制了能夠使用的可行聲波處理方法。出于實踐的原因，常規(guī)換能器由于以排布置的、即布置為線性(一維)陣列的相對少數量的大元件而隆起。在 Ergun 等人在 IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, andFrequency Control,第52卷,第2242-2258頁(2005)上的文章中回顧了用于成像的電容微機械超聲換能器的制造和使用。美國專利申請US2008/0221448提到了一種導管，所述導管具有電容微機械超聲換能器的環(huán)形陣列，用于通過·針對組織消融的HIFU裝置進行實時前視聲學成像。

發(fā)明內容
本發(fā)明在獨立權利要求中提供了一種導管、一種醫(yī)學成像系統(tǒng)、一種計算機程序產品以及一種方法。在從屬權利要求中給出了實施例。本發(fā)明所述的導管配備有一個或多個電容微機械換能器陣列的換能器模塊。根據本發(fā)明，所述換能器模塊是至少部分能變形的。具體針對經尿道HIFU消融，電容微機械超聲換能器(CMUT)提供了壓電復合材料換能器的感興趣的替代。CMUT允許換能器直徑的實質性的減小，同時由于元件非常小的尺寸，仍允許二維相控陣列。所述二維相控陣列也允許焦點的形成，這繼而允許更準確和更安全的消融流程，因為能夠更謹慎地跟隨目標組織的邊界。然而，垂直于導管的元件的數量少，這導致在那個方向上相對寬的焦點。所以，在X和Y上的分辨率或波束尺寸是不相等的。此外，CMUT比傳統(tǒng)壓電陶瓷或壓電復合材料換能器更便宜而且能夠不含鉛地制造，這允許這些CMUT是一次性的。針對使用腔內換能器的HIFU治療，這是顯著有利的，對于經尿道前列腺消融和經直腸前列腺消融都是這樣的。另外，硅換能器能夠制造成柔性的，然而，傳統(tǒng)壓電晶體不是柔性的。亦即，所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列的至少一部分是柔性的。前列腺的HIFU消融主要使用經直腸超聲探頭來進行，因為這給出了在換能器設計中更大的自由度。然而，整個前列腺腺體的消融是困難的(特別是前壁)，并且諸如尿道和直腸壁的非目標組織的保護也是具有挑戰(zhàn)性的。如在本文中所使用的“電容微機械超聲換能器”(CMUT)涵蓋電容超聲換能器，所述電容超聲換能器使用微機械技術制造。微機械技術為薄膜制造技術；通常使用與那些用于制造集成電路的工藝相同或相似的工藝執(zhí)行所述微機械技術。最近的發(fā)展帶來這樣的前景:醫(yī)學超聲換能器能夠通過半導體加工工藝制造。這些工藝可以是與用于生產超聲探頭所需的電路的工藝相同的工藝，諸如CMOS工藝。這些發(fā)展已經生產了微機械超聲換能器或MUT。MUT已經以兩種設計方式制造，一種使用具有壓電性質的半導體層(PMUT)，而另一種使用具有表現(xiàn)出電容效應的電極板的隔板和基底(CMUT)。CMUT換能器為具有電極的微小的類隔板裝置，其將所接收的超聲信號的聲音振動轉換為調制電容。為了發(fā)射，調制應用于電極的電容電荷以使所述裝置的隔板振動，并且因此發(fā)射聲波。因為這些裝置是通過半導體工藝制造的，所述裝置通常具有10-200微米范圍的尺寸，但是能夠將范圍增大至300-500微米的裝置直徑。許多這樣的個體CMUT能夠連接在一起并且作為單個換能器元件聯(lián)合工作。例如，四到十六個CMUT能夠耦合在一起以作為單個換能器元件聯(lián)合作用。典型的二維換能器陣列目前可以具有2000-3000個壓電換能器元件。當制造為CMUT陣列時，可以使用超過一百萬個CMUT單元。令人驚訝的是，早期結果已經指示，來自半導體加工廠的·這種尺寸的CMUT陣列的生產竟然顯著提高到超過針對數千換能器元件的鋯鈦酸鉛(PZT )陣列的生產。如在本文中使用的預塌陷電容超聲換能器涵蓋一般處于塌陷狀態(tài)中的電容微機械超聲換能器。開始，生產CMUT以在當今已知的“未塌陷”模式中運行。將典型的未塌陷CMUT換能器單元連同在諸如硅的基底上的多個相似鄰近單元一起制造。由絕緣支撐物在所述基底之上支撐由氮化硅制造的隔板或隔膜，所述絕緣支撐物可以由氧化硅或氮化硅制造。在所述隔膜與所述基底之間的腔可以填充空氣或氣體，或者可以完全或部分真空。諸如黃金的傳導膜或傳導層在所述隔板上形成電極，并且類似的膜或層在所述基底上形成電極。這兩個電極，由電介質腔分隔開，形成電容器。當聲信號令所述隔膜振動，能夠檢測所述電容的變化，由此將聲波轉換為相應的電信號。相反地，應用于所述電極的A.C.信號可以調制所述電容，令所述隔膜移動，并且由此發(fā)射聲信號。由于典型CMUT的微米尺寸量級，通常將多個CMUT單元緊密靠近地制造以形成單個換能器元件。獨立的單元能夠具有圓形、矩形、六邊形、或其他外周形狀。CMUT單元也可以稱為:電容微機械超聲換能器單元、電容微機械超聲換能器、CMUT元件以及電容微機械超聲換能器元件。CMUT本質為二次(quadratic)裝置，從而所述聲信號一般為應用信號的諧波，亦即，所述聲信號頻率可以為應用電信號頻率的兩倍。為了防止這種二次行為，將偏置電壓應用于所述兩個電極，其令所述隔板通過形成的庫侖力吸引至所述基底。將DC偏置電壓VB應用于終端，并且將DC偏置電壓VB通過如下路徑耦合于所述隔膜電極:所述路徑引入對A.C.信號的高阻抗Z，諸如感抗。A.C.信號從信號終端電容地耦合于所述隔膜電極以及從所述隔膜電極斷開耦合。在所述隔膜上的正電荷被在基底12上的負電荷吸引時，在所述隔膜上的正電荷令所述隔膜膨脹。當在這種偏置狀態(tài)中連續(xù)運行時，CMUT單元僅微弱地顯示出二次行為。已經發(fā)現(xiàn)，當所述隔膜膨脹從而使所述電容裝置的兩個相反充電板盡可能靠在一起時，CMUT是最敏感的。所述兩個板的緊密靠近可以引起CMUT的聲信號能量與電信號能量之間的更強的耦合。因此，期望增加偏置電壓VB直到在所述隔膜與所述基底之間的電介質間隔小到能夠在運行信號條件下維持。在創(chuàng)建的實施例中，這種間隔已經為大約一微米或更小。然而，如果應用的偏置電壓過大，所述隔膜能夠接觸所述基底，從而在所述裝置的兩個板由范德華力粘接在一起時，令所述裝置短路。當過度驅動CMUT單元時，能夠發(fā)生這種粘接，并且由于制造的容限變化，在相同偏置電壓VB下，這種粘接能夠在一個裝置與另一裝置間不同。盡管通過將裝置電極嵌入在電隔絕層(例如，氮化硅)中能夠減少永久粘接，當嘗試在最大敏感度范圍內運行非塌陷CMUT時，在塌陷狀態(tài)和非塌陷狀態(tài)間運行的非線性是固有的劣勢。甚至當將所述隔膜被偏置以造成非常小的亞微米電介質間隔時，CMUT的敏感度能夠小于期望的敏感度。這是由于這樣的事實:鑒于在所述隔膜的中心處的電荷相對靠近相反的電荷并且可以相對于相反電荷顯著移動，在所述隔膜外圍的電荷可能幾乎不移動并且因此幾乎不參與所述裝置的信號換能，其中在所述隔膜外圍由支撐物支撐所述隔膜。消除這種不同的一種方式為使用小的隔膜電極，所述小的隔膜電極不會延伸至所述支撐物。這將在所述隔膜電極上的電荷限制在所述裝置的中心，在那里，它可以強烈地參與到所述隔膜的移動中，并且因此，參與到所述裝置的換能中。另外還必須有一個或多個電導體以將偏置電壓V應用到隔膜電極20，并·將A.C.信號與所述電極耦合以及斷開耦合。這些電導體必須非常薄，具有將不期望的大的阻抗強加到所述A.C.信號上的量級會限制所述裝置的敏感度。使用經尿道方式進行前列腺HIFU消融使得更容易避開非目標組織，并且還使得更容易消融整個腺體。由于超聲應用器的尺寸限制，經尿道HIFU探頭面臨額外的困難。盡管這些挑戰(zhàn)，一維相控陣列最近已經用于在MR測溫法引導下的對前列腺的臨床經尿道HIFU消融。傳統(tǒng)平面或曲線的經尿道相控陣列換能器僅在一個方向上發(fā)射超聲，因此，需要機械旋轉以消融整個腺體。這種機械旋轉可能需要長的處置持續(xù)時間以處置整個腺體。另一個困難是這種處置方法可能造成MR偽影。發(fā)生MR偽影部分是直接由于旋轉，并且部分是由于為了旋轉以加熱整個腺體的需要而強加的長治療持續(xù)時間。也提出了使用多扇區(qū)管狀經尿道應用器的備選方式以避免或最小化對于旋轉的需求，由此大量地縮短了處置事件。然而，由于欠方向性的聲場，這些換能器具有較小加熱角度控制的問題，這繼而使得更難以避開無需加熱的結構。用于經尿道HIFU探頭的導管CMUT的使用可以是有益的。CMUT技術的利用可以允許HIFU探頭的尺寸減小，同時依然允許二維相控陣列，這繼而能夠用于獲得非常良好限定的波束輪廓。為了避免加熱諸如神經束的敏感結構從而降低陽痿風險，這是非常有用的。相比于用在傳統(tǒng)換能器中的壓電復合材料，用在CMUT中的硅的更高的熱傳導性也允許以所述應用器的更少加熱來發(fā)射更高的能量，由此降低令尿道過度加熱的風險。針對CMUT，所述換能器的厚度能夠自由選擇，即，厚度對頻率沒有影響(與壓電晶體不同)。這也使得對CMUT的冷卻更為簡單。改進的冷卻將進一步降低失禁的風險。此外，針對外部應用的HIFU (身體外換能器)，以足夠低的頻率通過CMUT制造超聲是困難的，但是針對前列腺經尿道HIFU消融所需的短穿透深度，CMUT似乎是理想的。通常在經尿道超聲中使用的頻率在5-8.5MHz之間，由于改進的波束質量和在這些穿透深度處的有效的能量吸收，針對更淺的目標需要更高的頻率。下文將進一步詳細描述所述優(yōu)勢。在傳統(tǒng)壓電陶瓷或壓電復合材料經尿道換能器中元件的有限量指示波束形成基本是不可行的。如果將換能器棒制造成曲線形，能夠獲得垂直于聲作用表面的相當良好限定的聲模式。然而，使用CMUT允許二維相控陣列并且因此允許完全波束操縱能力。這可能需要在CMOS頂部上的CMUT的完全集成，在微波束形成器頂部上的集成。這繼而允許生成聚焦點或多個聚焦點，所述聚焦點或多個聚焦點在三維中為良好限定的區(qū)域，能夠按時間切換所述聚焦點或多個聚焦點以便在最小加熱應當避開的附近組織的情況下消融整個期望體積。然而，應該注意，由于沿換能器探頭的元件的量遠大于垂直于探頭的元件的量，所述聚焦點可能是不對稱的。所述聚焦點因此可以延長，但是強度模式或者能夠分裂為沿所述探頭的方向的多個或多或少的對稱聚焦點。電波束形成和/或波束操縱的使用不僅允許更謹慎的避開諸如神經束的組織，也允許避開尿道，因為能夠在遠離尿道處生成所述焦點(或焦距)，由此減少在尿道表面的加熱。多個焦距或一個焦點的使用也可以減少加熱前列腺的期望部分所需要的能量的總量，因此，固有地更進一步地降低令敏感組織過度加熱的風險。根據本發(fā)明，所述換能器模塊為至少部分能變形的。亦即，所述換能器模塊可以是柔性的和/或能夠彎曲。例如，(一個或多個)CMUT陣列可以設置在柔性材料上，即設置在柔性基底上。在另一范例中，能夠在兩個CMUT陣列之間提供柔性元件。因為所述換能器模塊是能變形的，在其上安裝所述換能器模塊的遠端能夠變形，從而跟隨通過患者解剖結構的路徑中的窄彎曲。因此，能夠·更準確地游歷本發(fā)明所述的導管通過窄通路，諸如患者尿道。根據本發(fā)明的另一方面，通過所述換能器模塊的變形改變所述換能器模塊的超聲焦點。因此，所述能調節(jié)的焦點是至少部分由機械調節(jié)的。本發(fā)明的另一方面是能夠將包含CMUT的消融導管也制造為能變形的，從而機械地產生焦點。這不排除CMUT導管為相控陣列，并且所述技術能夠有利地結合。彎曲的半徑能夠適于作為治療計劃的部分，或者在治療過程中作為預先計劃步驟。這還改進了波束輪廓從而制定出甚至更準確的消融流程。也能夠將CMUT導管制造為柔性或部分柔性的(只有所述導管的部分是柔性的，而其余部分是剛性的)，以使得其經由尿道插入前列腺比使用壓電復合材料處置作用區(qū)域的導管更簡單。對于使用PZT換能器的傳統(tǒng)導管而言，PZT換能器的作用部分不是柔性的，但是桿(shaft)可以是柔性的。CMUT導管的高柔性可以實現(xiàn)能夠使用Flex-to-Foil技術。在Flex-to-Foil技術中，將CMUT制造在柔性基底上。這種柔性無需是被動的(passive)，但是能夠將所述導管有利地制造為能操縱的。此外，這使得聲波處理能夠從膀胱進入前列腺的高級(superior)部分，從而允許新的處置選擇。這種可能性或許能夠用于進一步輔助直接避開在前列腺高級部分之外的健康組織以及在前列腺之內的健康組織。Flex-to-Foil技術可以是柔性單片式集成電路，所述柔性單片式集成電路包括:柔性電路元件、在各所述柔性電路元件之間的連接元件以及覆蓋所述柔性電路元件和所述連接元件的柔性覆蓋層，所述柔性覆蓋層包括含有多聚物的層狀材料的至少一層，其中，所述柔性覆蓋涂層作為針對所述柔性電路元件和所述連接元件的鈍化層、平面化層以及機械支撐物。在一些實施例中，從聚酰亞胺、聚碳酸酯、碳氟化合物、聚砜、環(huán)氧化物、苯酚、三聚氰胺、聚酯或它們的共聚物的組中選擇所述多聚物。在其他實施例中，從聚酰亞胺樹脂的組中選擇所述多聚物。
此外，用在CMUT中的硅相比于用在傳統(tǒng)換能器中的壓電材料的更好的熱傳導使得其更不可能過度加熱所述換能器并且因此過度加熱尿道。這是CMUT的直接性質，但是盡管如此這對于經尿道應用器特別有用，因為這種應用器的過度加熱會直接導致尿道灼傷，繼而造成嚴重的副作用，所述副作用可以包括失禁。也能夠利用CMUT的直接有效水冷卻以進一步降低所述換能器探頭的溫度。
如上文提到的，壓電陶瓷或壓電復合材料經尿道換能器或者需要旋轉來處置整個前列腺腺體(線性或曲線換能器)，或者如果使用管狀扇區(qū)換能器，那么聲強度分布不會如優(yōu)選的那樣良好限定。相反，平面或曲線二維相控陣列CMUT的節(jié)段能夠用于覆蓋所述換能器的整個360°或僅其部分。所述換能器證明也能夠由兩個平面二維相控陣列制造，所述兩個平面二維相控陣列在背面粘合于彼此。這能夠使用Flex-to-Foil技術完成。將這與上文提到的特征組合能夠使得導管不再需要旋轉，或者至少降低旋轉的量，以維持在三維中的良好限定的波束輪廓。這種方式因此允許整個前列腺的快速消融，同時依然允許避開敏感結構。為了避免MR溫度繪圖偽影以及因為不可靠的溫度圖像可能發(fā)生的潛在副作用，這是關鍵的。這也可以減少處置時間并由此減少患者在處置過程中的不舒適感。處置時間的減少也減少了為執(zhí)行治療所需的磁共振成像系統(tǒng)時間。這可以降低治療成本并且能夠使得更多患者利用磁共振成像系統(tǒng)。
對于任何間隙超聲裝置而言，由于衛(wèi)生原因傾向于所述間隙超聲裝置是一次性的。因為CMUT能夠制造為無鉛·的，并且比傳統(tǒng)超聲換能器便宜得多，用于經尿道HIFU換能器的CMUT的使用從這點看也是非常有益的。
由于可用空間小，向經尿道導管增加其他傳感器也是困難的。將溫度、壓力和流量傳感器集成于CMUT導管中會容易得多，因為本質上能夠使用相同的信號鏈。這些額外的傳感器是有益的，因為為了降低所述換能器以及尿道的加熱，通常使用利用水的換能器表面的有效冷卻。所述換能器導管的集成的有效冷卻對于CMUT也是可行的?？刂扑髁亢蛪毫σ蔡岣吡颂幹玫陌踩裕驗檫^度流量和不足流量都是不期望的。直接監(jiān)測溫度是又一種減輕針對尿道潛在過度加熱情況的風險的方式。因此，溫度、壓力或流量傳感器能夠與CMUT集成，因為它們使用相同技術流并且能夠集成在專用ASIC頂部上。
此外，發(fā)送-接收技術也能夠并入到CMUT應用器中，因此允許超聲成像以及HIFU消融。能夠將所述導管制造為或者前視的或者側視的，或者兩者都可。然而這點已經建議用于意圖監(jiān)測電生理學干預的CMUT應用器。這可以輔助所述超聲應用器的正確定位，所述超聲應用器的正確定位通過能操縱的經尿道CMUT導管變得更加困難。這能夠使用Flex-to-Foil 技術實現(xiàn)。
Flex-to-Foil技術是實現(xiàn)許多上文提到的優(yōu)勢的關鍵。
針對前列腺HIFU消融的CMUT的潛在有益使用能夠總結為:
1、改進的波束輪廓和/或電子束操縱，以用于更良好限定的加熱輪廓，所述更良好限定的加熱輪廓實現(xiàn)更有效和更安全的處置。
2、CMUT對壓電晶體的一般優(yōu)勢:沒有“切口”，即，在兩個換能器元件之間的距離基本為零。這形成更好的波束質量以及更少的側瓣(lobe)。
3、能變形的導管進一步改進了波束輪廓并且輔助避開非目標區(qū)。能夠在處置過程中調節(jié)焦距以更好地適應靠近換能器區(qū)域的消融以及靠近前列腺邊界區(qū)域的消融。能夠通過例如使用Flex-to-Foil技術實現(xiàn)。
4、能夠將CMUT導管制造為柔性或部分柔性的。這可以用于制造被動柔性導管，所述被動柔性導管更容易插入受檢者。這種柔性也可以使得能操控的導管更好地跟隨尿道，因此使得CMUT導管探頭插入前列腺更容易。例如，通過使用Flex-to-Foil技術。
5、柔性的以及能操縱的CMUT導管也能夠實現(xiàn)從膀胱對前列腺高級部分進行聲波處理。這種用于治療的額外自由度潛在地能夠是非常有利的。例如，通過使用Flex-to-Foil技術。
6、減少的尿道加熱，因為所述換能器相比傳統(tǒng)換能器可以更有效地驅散熱量。也能夠在不影響頻率情況下改變硅片的厚度，這允許使用更薄的片從而能夠更有效地冷卻。此外，在CMUT之內的通道的有效冷卻是可行的從而甚至更進一步減少所述探頭的加熱。
7、所述換能器探頭的全360°或部分角度覆蓋，或兩側(平面換能器的頂部和底部)覆蓋，以便在與二維相控陣列設計的波束操縱能力結合時，使得所述換能器的旋轉是多余的(或最小化的)。能夠通過例如使用Flex-to-Foil技術實現(xiàn)。
8、前視和/或側視CMUT能夠輔助用于前列腺消融的所述換能器的準確定位。
9、CMUT比傳統(tǒng)壓電復合材料換能器更便宜，并且是無鉛的，并且因此能夠制造為一次性的，這使得它們對于間隙換能器是優(yōu)選的，所述間隙換能器諸如是經尿道、經直腸、經食管、血管內以及心臟內的換能器。
10、額外傳感器的簡單·集成，所述額外傳感器諸如是溫度、壓力和/或流量傳感器，以用于例如控制探頭溫度。
通常，電容微機械超聲換能器通過如下操作制造:
-犧牲蝕刻方法以制造自由懸掛隔膜。
-通常300nm的間隙(隔膜與腔的底之間的垂直距離)。
-通常的隔膜直徑為50到300微米，通常的隔膜厚度為I到2微米。
-金屬層和犧牲材料為鋁和鑰的雙層，設置在通常400度的相對低溫處。
優(yōu)勢:傾斜壁；即有利于步進覆蓋。
-AI/Mo 的典型厚度:200/50nm。
-所述電介質層為低溫PECVD氧-氮-氧(0N0)。所述0Ν0層具有有利的性質并且?guī)缀醪伙@示充電。
-熱退火:Τ< 400 度。
-0Ν0 的典型厚度 0Ν0:50/150/50nm
-蝕刻方法:干法蝕刻和濕法蝕刻兩者。
-在所述犧牲蝕刻過程中使用所謂的臨界點干燥的方法。然而，還有備選的可用的干法蝕刻方法(使用XeF2)。
當制造CMUT時，額外的考慮可以為:
-通過選擇直徑、隔膜厚度以及間隙距離的特定結合，將CMUT預塌陷。那意味著所述隔膜永久接觸所述腔底。預塌陷的CMUT比傳統(tǒng)CMUT裝置具有這樣的優(yōu)勢:沒有滯后，更容易的電子學以及更好的性能。
-僅使用在CMOS加工廠中常見的低溫步驟和材料(基本為鋁和氮化物)制造。這表明該流程是CMOS后端兼容的，并且因此CMUT能夠與在相同硅片上的其他傳感器組合，或者CMUT甚至能夠集成在專用ASIC頂部上。范例有(電容)壓力傳感器、流量或溫度傳感器或超聲微波束形成器。
-有使CMUT片(具有ASIC)薄到大約50-100微米甚至更低的多種選擇:針對超聲性質(不期望的表面波的抑制)以及這冷卻，這是良好的。
-CMUT能夠利用諸如聚對二甲苯-C的生物兼容覆蓋層涂覆以用于(電)保護。
CMUT也能夠用于監(jiān)測消融過程:RF消融過程的超聲監(jiān)測已經實現(xiàn)。這意味著“發(fā)送和接收電子學”，在那里，超聲測量與消融相結合。
在不用考慮針對HIFU流程的指導和測溫法是使用磁共振還是使用超聲的情況下，能夠使用CMUT和概述的方法。甚至在根本沒有使用監(jiān)測器件的情況下，本發(fā)明也是可應用的。
本發(fā)明的實施例也可以用于非消融HIFU，例如用于針對局部藥物遞送和基因治療的擴展高溫療法。然而，這些應用還沒有(至少沒有廣泛地)報道用于前列腺。
本發(fā)明不僅能夠用于前列腺癌，而且能夠用于良性前列腺增生以及其他所有能夠潛在通過熱消融、局部藥物遞送、局部基因治療處置的，與前列腺相關的疾病。
本發(fā)明能夠有利地用于針對HIFU消融或高溫療法的任何間隙超聲應用器。例如，所述導管CMUT能夠通·過穿刺孔插入體內(針對肝臟消融，以當前插入激光、微波以及RF應用器的方式相同的方式)，或者插入任何用于消融或高溫療法的孔口(例如通過食管的心臟消融)。
CMUT導管也能夠用于在膽管內，或者胃腸、血管或肺系統(tǒng)內各處的組織HIFU消融。CMUT能夠插入這些系統(tǒng)中并在這些系統(tǒng)中游歷(對于血管系統(tǒng)以及膽管，插入可能需要經皮)，例如通過插入靜脈并且之后能夠機械地操縱所述柔性換能器探頭到達目標組織。CMUT能夠例如用于針對治療心率失常的心臟內或經食管EP消融。這種優(yōu)勢能夠通過小尺寸的CMUT導管實現(xiàn)。這能夠與諸如“信標”的上述優(yōu)勢組合，因此允許CMUT在這些系統(tǒng)內的準確定位或導航，這繼而允許在這些系統(tǒng)內的潛在目標的準確消融。CMUT也能夠用于在這些系統(tǒng)內的超聲成像，或用于監(jiān)測消融或其他治療，雖然這已經至少部分地在已有技術中公開。
“醫(yī)學圖像數據”在本文中被定義為使用醫(yī)學成像掃描器采集的二維或三維數據。醫(yī)學成像掃描器在本文中被定義為這樣的裝置:所述裝置適于采集關于患者物理結構的信息以及構建二維或三維醫(yī)學圖像數據的組。醫(yī)學圖像數據能夠用于由醫(yī)生構建對診斷有用的可視化。這種可視化能夠使用計算機執(zhí)行。
磁共振(MR)數據在本文中被定義為在磁共振成像掃描過程中，由磁共振裝置的天線記錄的由原子自旋發(fā)射的射頻信號的測量結果。磁共振成像(MRI)圖像在本文中被定義為包含在磁共振成像數據內的解剖數據的重建的二維或三維可視化。這種可視化能夠使用計算機執(zhí)行。
在本文中所使用的“計算機可讀存儲介質”包括任何有形存儲介質，其可以存儲指令，當所述指令由計算裝置的處理器執(zhí)行。所述計算機可讀存儲介質可以稱作計算機可讀非暫時性存儲介質。所述計算機可讀存儲介質也稱作有形計算機可讀存儲介質。在一些實施例中，計算機可讀存儲介質也可以能夠存儲能夠由計算裝置的處理器訪問的數據。計算機可讀存儲介質的范例包括，但不局限于:軟盤、磁硬盤驅動器、固態(tài)硬盤、快閃存儲器、USB拇指驅動器、隨機存取存儲(RAM)存儲器、只讀存儲(ROM)存儲器、光盤、磁光盤、以及處理器的寄存器文件。光盤的范例包括壓縮盤(⑶)以及數字多功能盤(DVD)，例如⑶-ROM、CD-RW、CD-R、DVD-ROM、DVD-RW或DVD-R盤。術語計算機可讀存儲介質也指代多種類型的能夠由計算機裝置經由網絡或通信鏈接訪問的記錄介質。例如，可以在調制解調器上、在互聯(lián)網上、或在局域網上檢索數據。
“計算機存儲器”或“存儲器”為計算機可讀存儲介質的范例。計算機存儲器為能夠直接訪問處理器的任何存儲器。計算機存儲器的范例包括，但不局限于:RAM存儲器、寄存器以及寄存器文件。
“計算機儲存器”或“儲存器”為計算機可讀存儲介質的范例。計算機儲存器為任何非易失計算機可讀存儲介質。計算機儲存器的范例包括，但不局限于:硬盤驅動器、USB拇指驅動器、軟盤驅動器、智能卡、DVD、⑶-ROM以及固態(tài)硬盤驅動器。在一些實施例中，計算機儲存器也可以為計算機存儲器，反之亦然。
如在本文中所使用的“計算裝置”包括含有處理器的任何裝置。處理器為電子部件，其能夠執(zhí)行程序或機器可執(zhí)·行指令。包括“處理器”的計算裝置的參考應該解釋為可以包含不止一個處理器。數據計算裝置也應該解釋為可以指代每個都包括處理器的多個計算裝置的集合或網絡。許多程序都有它們這樣的指令:所述指令由多個處理器執(zhí)行，所述多個處理器可以在相同的計算裝置內，或甚至可以跨過多個計算裝置分布。
如在本文中所使用的“用戶接口”為這樣的接口:所述接口允許用戶或操作者與計算機或計算機系統(tǒng)交互。用戶接口可以向操作者提供信息或數據和/或從操作者接收信息或數據。在顯示器上或圖形用戶接口上的數據或信息的顯示是向操作者提供信息的范例。通過鍵盤、鼠標、跟蹤球、觸摸板、指示桿、圖形輸入板、手柄、游戲板、網絡攝像機、頭盔、控制桿、操縱輪、踏板、有線手套、跳舞板、遙控裝置以及加速器接收數據都是從操作者接收信息或數據的范例。
在一個方面中，本發(fā)明提供了一種導管，所述導管包括具有遠端和近端的桿。所述遠端包括電容微機械超聲換能器的至少一個陣列，其具有能調節(jié)的焦點以能控制地加熱目標區(qū)。所述導管還包括在所述近端處的連接器，所述連接器用于向所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列供給電能以用于控制所述能調節(jié)的焦點。電容微機械超聲換能器的使用針對這樣的導管是有利的。這是因為所述電容微機械超聲換能器可以以比傳統(tǒng)壓電換能器更小的尺寸和比例創(chuàng)建。這意味著，針對這樣的導管，多數量的電容微機械超聲換能器可以組合于單個導管中。以這樣多數量的換能器，能夠將超聲直接聚焦到或控制到所述目標區(qū)。這可以以若干種不同方式實現(xiàn)。所述電容微機械超聲換能器可以物理地聚焦從而改變它們的排列以使超聲聚集于目標區(qū)并且加熱所述目標區(qū)。
在另一實施例中，至少部分地機械調節(jié)所述能調節(jié)的焦點。在一些實施例中，存在電容微機械超聲換能器的多個陣列，并且通過機械地調節(jié)在所述電容微機械超聲換能器的多個陣列間的相對位置，至少部分地調節(jié)所述能調節(jié)的焦點。在一些實施例中，通過屈曲或彎曲所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列，至少部分地控制所述能調節(jié)的焦點。
在電容微機械超聲換能器的另一實施例中，控制向他們供給的電能的相位和/或幅度。這實現(xiàn)了對所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列的電控制。在一些實施例中，既有超聲的機械聚焦又有超聲的電聚焦。
在另一實施例中，通過對所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列的電控制至少部分地調節(jié)所述能調節(jié)的焦點。如在本文中所使用的，術語電控制包括向電容微機械換能器供給的交流電能的相位和/或幅度的控制。這可以包括控制對于電容微機械超聲換能器的具體陣列的幅度和/或相位。它可以包括控制對于組成電容微機械超聲換能器的一個陣列的獨立電容微機械換能器的相位和/或幅度。如果使用足夠多數的電容微機械超聲換能器，那么，能夠移動所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列的焦點。這可以通過控制向所述換能器供給的交流電能的相位和/或幅度實現(xiàn)。
在另一實施例中，所述遠端包括至少一個集成電路以用于向所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列供能。在一些實施例中，可以使用不止一個集成電路以用于向所述電容微機械超聲換能器的一個或多個陣列供能。
在另一實施例中，所述遠端包括至少一個集成電路以用于向所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列供能并且用于向所述能調節(jié)的焦點提供電控制。所述導管還包括在所述至少一個集成電路與所述連接器之間的數據總線。這一實施例是特別有利的，因為如果有數百個不同的電容微機械超聲換能器，具有將每個換能器連接至所述連接器的引線是不實際的。這使得所述導管大到不能接受。能夠使用這樣的集成電路:所述集成電路能夠驅動獨立電容微機械超聲換能器或者能夠用于驅動電容微機械超聲換能器的組或陣列。能夠經由在所述近端處的所述連接器向所述集成電路供給外部電能，并且也能夠有數據線，所述數據線用于向所述集成電路發(fā)送和從所述集成電路接收信息。例如，能夠將用于使用所述導管執(zhí)行聲波處理的編碼的指令發(fā)送至所述集成電路。在一些實施例中，供能線纜和所述數據總線包含·在一起。例如，在一些實施例中可以沿所述數據總線供給DC電能。能夠沿相同的線傳送更高頻率的數據。
在另一實施例中，所述至少一個集成電路包括用于在加熱目標區(qū)的同時使用所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列執(zhí)行超聲成像的電路。所述超聲成像在一些實施例中可以在所述集成電路的板上執(zhí)行。在其他實施例中，從所述電容微機械超聲換能器采集的數據可以在數據總線上發(fā)送出去。用于執(zhí)行超聲成像的所述電路在一些實施例中可以簡單地用于執(zhí)行數據采集。在執(zhí)行超聲成像過程中從所述導管采集的數據的重建或解釋可以由處理器或外部計算機系統(tǒng)重建。在一些實施例中，所述聲波處理和所述超聲成像同時發(fā)生。一些電容微機械超聲換能器能夠以第一頻率驅動以用于執(zhí)行所述聲波處理，并且其他超聲換能器能夠以第二頻率驅動以用于執(zhí)行成像。通過這種方式，對所述目標區(qū)的成像和加熱或聲波處理能夠同時執(zhí)行。在其他實施例中，對所述目標區(qū)的成像和加熱以交替進行這兩者的方式執(zhí)行。這種實施例是特別有利的，因為超聲成像可以用于測量對目標區(qū)加熱的有效性，并且也可以用于向算法提供輸入以用于控制所述導管加熱哪里。
在另一實施例中，所述遠端具有長度伸展部。所述遠端具有長度伸展部和尖端。所述尖端為所述導管的末端，并且沿所述桿的軸將通過所述尖端的部分。所述長度伸展部是所述遠端的區(qū)域，其形成圍繞沿所述桿的軸的表面?；蛘撸鲩L度伸展部可以描述為所述遠端的側面部分或區(qū)域?！⑺鲭娙菸C械超聲換能器的至少一個陣列的至少一部分進行取向從而使得目標區(qū)鄰近長度伸展部定位?；蛘?，將所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列進行取向從而使得所述導管側面的區(qū)域被加熱。在另一實施例中，所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列的至少一些形成圍繞所述桿的環(huán)?；蛘哒f，所述電容微機械超聲換能器的至少一些形成圍繞所述長度伸展部的路徑或線路。這使得所述導管能夠加熱目標區(qū)或圍繞所述導管的環(huán)。這可以用于在圍繞所述導管的360度環(huán)中同時加熱，其也能夠使得所述導管插入受檢者并且之后選擇性地決定在哪個方向上進行加熱。例如，僅向所述電容微機械超聲換能器的一部分供給能量。這能夠用于控制加熱受檢者的哪個區(qū)域。例如，所述導管能夠插入受檢者，并且之后電控制所述導管加熱的方向。這消除了機械轉向所述導管以加熱特定區(qū)域的需求。超聲輻射的側向發(fā)射的能力使得圍繞所述導管遠端的寬的角度范圍能夠在無需移動或旋轉所述導管的情況下被照射。所述側向發(fā)射的特征由于所述電容微機械超聲換能器的陣列的柔性獨立地起作用。在另一實施例中，所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列的至少一部分是柔性的。在這一具體的實施例中，所述電容微機械超聲換能器的陣列在柔性材料上形成。這是十分有利的，因為所述導管可以更容易地插入受檢者。這也通過機械系統(tǒng)實現(xiàn)了所述導管的彎曲或屈曲以機械地將生成的超聲能量聚焦于位于目標區(qū)中的焦點。在另一實施例中，所述導管包括所述電容微機械超聲換能器的至少兩個陣列。所述導管還包括在所述電容微機械超聲換能器的至少兩個陣列之間的柔性元件。這一實施例是有利的，因為它允許所述導管是柔性的。較大數量的電容微機械超聲換能器可以包含于導管中，因為所述導管是柔性·的。如果導管過于剛性，在一些情況中，它可能不能夠插入到受檢者體內。另一優(yōu)勢是，柔性元件的包含允許所述電容微機械超聲換能器的至少兩個陣列將超聲引導至不同的方向。這能夠實現(xiàn)機械系統(tǒng)的使用，以用于致動相對于彼此的所述電容微機械超聲換能器的至少兩個陣列。這可以實現(xiàn)能調節(jié)的焦點，以用于經由機械器件控制所述目標區(qū)的加熱。在另一實施例中，所述導管還包括機械致動器以用于通過屈曲所述遠端至少部分地調節(jié)所述能調節(jié)的焦點。這種實施例可以應用于這樣的實施例:在那里，所述導管包括電容微機械超聲換能器的至少兩個陣列，在它們兩個之間具有柔性元件；也可以應用于這樣的實施例:在那里，所述電容微機械超聲換能器的陣列是柔性的。這種實施例也應用于這種情況:當存在柔性元件，并且所述電容微機械超聲換能器的陣列是柔性的。這種實施例是特別有利的，因為所述機械致動器的使用實現(xiàn)了所述能調節(jié)的焦點的調節(jié)。在另一實施例中，所述連接器包括在所述近端處的流體冷卻入口。所述導管適于從所述流體冷卻入口向所述遠端供給冷卻流體。在一些實施例中，所述冷卻流體排出所述導管。在其他實施例中，使用管道將加熱的冷卻流體引導回所述連接器。這種實施例是特別有利的，因為所述冷卻流體可以用于防止將所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列加熱到這樣的點:在那里，它們可能造成受檢者的組織損傷。例如，在聲波處理前列腺腺體的過程中，過多加熱尿道可能導致失禁。冷卻流體的使用可以防止這點。同時，使用冷卻流體允許所述電容微機械超聲換能器以更高的功率比使用。在另一實施例中，所述導管還包括用于測量在所述遠端中冷卻流體壓力的壓力傳感器。這種實施例可以是有利的，因為所述壓力傳感器可以用于測量在所述遠端處的冷卻流體流量，并且，它也可以用于保證所述冷卻流體不會造成太大的壓力。例如，如果所述冷卻流體排出所述導管的尖端，那么保證不會由于所述冷卻流體而在受檢者中造成過高的壓力是有利的。
在另一實施例中，所述導管還包括用于測量冷卻流體流量的流量傳感器。這種實施例是有利的，因為直接測量在所述尖端處的所述冷卻流體流量，并且可以用于保證冷卻適當地行使功能。
在另一實施例中，所述導管還包括壓力傳感器和流量傳感器兩者。當流體傳感器包含于所述導管中時，它可以包含于所述尖端處或在所述桿內。
在另一實施例中，所述導管還包括溫度傳感器。一個或多個溫度傳感器可以包含于所述導管中。如果使用冷卻流體，在入口和出口處的針對所述冷卻流體的溫度傳感器可以用于在所述導管中測量驅散的熱量。可以測量和控制這種熱量驅散的測量結果。能夠通過外部計算機或控制系統(tǒng)，或者通過集成電路或集成在所述導管內的控制器執(zhí)行控制。
在另一實施例中，所述導管還包括用于監(jiān)測所述遠端溫度的溫度傳感器。這種實施例是特別有利的，因為可以直接測量在所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列附近區(qū)域的溫度。這可以用于保證受檢者不被由所述超聲換能器造成的過高溫度損傷或傷害。所述溫度傳感器可以為集成在所述遠端中的單獨的傳感器。在其他實施例中，所述溫度傳感器可以直接構建在與將所述電容微機械超聲換能器制造在其中的基底相同的基底中。例如，熱敏電阻能夠直接包含于在制造所述電容微機械超聲換能器的過程中使用的工藝流程中。這樣的實施例是有利的，因為多個溫度傳感器能夠直接包含于所述超聲換能器定位的區(qū)域中。這還保證了甚至是所述超聲換能器的區(qū)域也不會被過度加熱。
對于任意上文提到的傳感器，所述傳感器在一些實施例中可以連接至集成電路。在所述集成電路與所述連接器之間的任何數據總線之后也可以用于傳遞從傳感器接收的數據。
在另一實施例中，所述桿包括機械操縱設備以用于操縱所述遠端。這種實施例是有利的，因為機械系統(tǒng)可以包含·于所述導管中，這允許經由所述機械操縱設備調節(jié)所述導管的位置。所述機械操縱設備可以例如包括這樣的元件:所述元件用于扭曲所述遠端的位置和/或用于在特定方向上彎曲或屈曲，因為所述導管可以包含樞軸，并且可以有連接所述導管的剛性元件或半剛性元件的一個或多個柔性元件。線纜或細線系統(tǒng)之后可以用于操控所述遠端并且用于使用所述機械操縱設備操縱所述遠端。
在另一實施例中，所述電容微機械超聲換能器為預塌陷的電容微機械超聲換能器。
在另一方面中，本發(fā)明提供了用于從成像區(qū)采集醫(yī)學圖像數據的醫(yī)學成像系統(tǒng)。所述醫(yī)學成像系統(tǒng)包括導管接口，所述導管接口用于連接至根據本發(fā)明的實施例的導管的連接器。所述醫(yī)學成像系統(tǒng)還包括處理器，所述處理器用于控制所述醫(yī)學成像系統(tǒng)以及用于控制所述導管的能調節(jié)的焦點。所述醫(yī)學成像系統(tǒng)還包括存儲器，所述存儲器包含用于由所述處理器執(zhí)行的機器可執(zhí)行指令。所述指令的執(zhí)行令所述處理器通過控制所述醫(yī)學成像系統(tǒng)來采集醫(yī)學圖像數據。所述指令的執(zhí)行還令所述處理器在所述醫(yī)學圖像數據中配準所述導管遠端的位置。所述指令的執(zhí)行還令所述處理器根據配準的在所述遠端處的位置生成焦點控制信號。所述指令的執(zhí)行還令所述處理器根據所述焦點控制信號，使用所述導管接口控制所述焦點。
所述醫(yī)學成像系統(tǒng)可以為多種不同類型系統(tǒng)中的一種。例如，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)可以為磁共振成像系統(tǒng)。所述醫(yī)學成像系統(tǒng)也可以為計算機斷層攝影或CT系統(tǒng)。所述醫(yī)學成像系統(tǒng)也可以為診斷超聲系統(tǒng)。所述位置的配準的形式可以依賴從特定醫(yī)學成像系統(tǒng)采集的醫(yī)學圖像數據的類型。在一些實施例中，在所述醫(yī)學圖像數據中配準所述導管遠端的位置的步驟可以包括從所述醫(yī)學圖像數據重建醫(yī)學圖像以及之后在所述醫(yī)學圖像中配準所述位置。之后可以使用標準圖像識別或配準技術在所述醫(yī)學成像數據中配準所述導管遠端的位置。這種實施例是尤其有利的，因為所述醫(yī)學成像數據可以用于指導由所述導管進行的對所述目標區(qū)的加熱。所述導管接口可以向所述導管供能以令所述導管行使功能。另外，所述處理器可以能夠發(fā)送控制信號或控制所述導管接口，從而由所述處理器控制所述能調節(jié)的焦點。作為范例，這樣的導管，在那里所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列形成繞所述桿的環(huán)，可以插入受檢者。醫(yī)學圖像數據之后可以用于確定向所述電容微機械超聲換能器中的哪些供能以執(zhí)行具體治·療。在另一實施例中，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)為磁共振成像系統(tǒng)。在另一實施例中，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)為計算機斷層攝影系統(tǒng)。在另一實施例中，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)為診斷超聲系統(tǒng)。在另一實施例中，所述指令還令所述處理器根據所述醫(yī)學圖像數據配準受檢者的目標區(qū)。配準所述目標區(qū)的步驟可以包括從所述醫(yī)學圖像數據重建一幅或多幅醫(yī)學圖像。可以使用已知的圖像配準技術配準所述目標區(qū)。例如，可以在所述醫(yī)學圖像或醫(yī)學圖像數據中，或者在諸如能變形模型的模型中找到特定解剖界標。所述指令還令所述處理器生成焦點控制信號，從而控制所述焦點，從而使用所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列加熱所述目標區(qū)。這種實施例是有利的，因為由所述醫(yī)學成像系統(tǒng)選擇并瞄準了具體目標區(qū)。在一些實施例中，可以使用處置計劃或其他計劃數據以提前指定所述目標區(qū)。在另一實施例中，所述指令的執(zhí)行還令所述處理器使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)采集熱成像數據。如在本文中所使用的熱成像數據包括可以用于測量或推斷受檢者不同解剖區(qū)域的溫度的醫(yī)學圖像數據。所述熱成像數據可以與所述醫(yī)學圖像數據是相同的或者不同的。針對一些醫(yī)學成像模態(tài)，所述熱成像數據和所述醫(yī)學圖像數據可以是相同的。在其他情況下，所述醫(yī)學圖像數據可以包括解剖數據，并且所述熱成像數據可以包括用于創(chuàng)建熱地圖(map)的初級數據。所述指令的執(zhí)行還令所述處理器使用所述熱成像數據重建熱地圖。如在本文中所使用的熱地圖包括定位特定溫度或溫度的描述。例如，熱地圖可以疊加在另一醫(yī)學圖像上以指示不同解剖區(qū)域的溫度。根據所述熱地圖生成所述焦點控制信號。亦即，可以使用所述熱成像數據和/或所述醫(yī)學圖像數據生成所述焦點控制信號。所述焦點控制信號因此能夠用于將受檢者的內部解剖結構和/或不同解剖區(qū)域的溫度考慮進去。這例如可以用于保證在特定閾值溫度以上加熱特定解剖區(qū)域并且在這一溫度維持一段預先確定的時間量。這可以用于誘導細胞的壞死或者也可以用于激活熱敏感藥物或造影劑?？梢允褂么殴舱駵y溫法測量受檢者的溫度。在磁共振測溫法中，采集磁共振測溫法數據。在一些實施例中，磁共振測溫法數據為熱成像數據。磁共振測溫法數據在本文中被定義為在磁共振成像掃描過程中由磁共振裝置的天線記錄的由原子自旋發(fā)射的射頻信號的測量結果，所述測量結果包含能夠用于磁共振測溫法的信息。磁共振測溫法通過測量溫度敏感參數的變化行使功能。在磁共振測溫法過程中可以測量的參數的范例有:質子共振頻移、擴散系數、或Tl和/或T2弛豫時間的變化，這些可以用于使用磁共振測量溫度。所述質子共振頻移是依賴溫度的，因為獨立質子，氫原子感受的磁場依賴于周圍分子結構。由于溫度影響氫鍵，溫度的增長降低分子篩選。這導致質子共振頻率的溫度依賴性。
計算機斷層攝影也可以用于確定受檢者的溫度，并且因此用于采集熱成像數據。計算機斷層攝影例如可以用于檢測區(qū)域的亨斯菲爾德單位的變化。這可以與溫度相關。例如，可以將加熱的區(qū)域識別為在圖像中的低密度區(qū)域。也可以使用計算機斷層攝影檢測由氣穴化誘導的氣泡。
超聲也可以用于確定溫度以及采集熱成像數據。這可以通過若干種方式實現(xiàn)。例如，超聲可以用于通過測量如下參數來確定溫度:由于組織熱膨脹和聲速變化導致的超聲偏移、衰減系數的變化和/或來自組織不均一性的反向散射能的變化。
在另一方面中，本發(fā)明也提供了計算機程序產品，所述計算機程序產品包括機器可執(zhí)行指令，所述機器可執(zhí)行指令由用于從成像區(qū)采集醫(yī)學圖像數據的醫(yī)學成像系統(tǒng)的處理器執(zhí)行。所述醫(yī)學成像系統(tǒng)包括導管接口，所述導管接口用于連接至根據本發(fā)明實施例的導管的連接器。所述指令的執(zhí)行令所述處理器在所述醫(yī)學成像系統(tǒng)中采集醫(yī)學圖像數據。所述指令的執(zhí)行還令所述處理器在所述醫(yī)學圖像數據中配準所述導管遠端的位置。所述指令的執(zhí)行還令所述處理器根據配準的所述遠端的位置生成焦點控制信號。所述指令的執(zhí)行還令所述處理器根據所述焦點控制信號，使用所述導管接口控制所述焦點。所述指令的執(zhí)行還令所述處理·器根據所述焦點控制信號，使用所述導管接口控制所述焦點。
所述計算機程序產品也提供了計算機可讀存儲介質。所述計算機程序產品或機器可執(zhí)行指令可以存儲在計算機可讀存儲介質上。
在另一方面中，本發(fā)明提供了一種操作用于從成像區(qū)采集醫(yī)學圖像數據的醫(yī)學成像系統(tǒng)的方法。所述醫(yī)學成像系統(tǒng)包括導管接口，所述導管接口用于連接至根據本發(fā)明實施例的導管的連接器。所述方法包括使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)采集醫(yī)學圖像數據的步驟。所述方法還包括在所述醫(yī)學圖像數據中配準所述導管遠端的位置的步驟。所述方法還包括根據配準的所述遠端的位置生成焦點控制信號的步驟。所述方法還包括根據所述焦點控制信號，使用所述導管接口控制所述焦點的步驟。
此外，所述方法可以通過計算機系統(tǒng)或處理器實施。本發(fā)明因此也提供了計算機實施的方法。


在下文中，僅通過舉例的方式，并且參考附圖，將會描述根據本發(fā)明的優(yōu)選的實施例，在附圖中:
圖1示出了圖示根據本發(fā)明實施例的方法的流程圖2示出了圖示根據本發(fā)明另一實施例的方法的流程圖3示出了根據本發(fā)明實施例的導管；
圖4對若干種類型的電容微機械超聲換能器陣列與傳統(tǒng)壓電換能器進行了比較；
圖5a到5b示出了根據本發(fā)明另一實施例的導管；
圖6a到6b不出了根據本發(fā)明另一實施例的導管；
圖7示出了根據本發(fā)明另一實施例的導管；
圖8示出了根據本發(fā)明另一實施例的導管；
圖9示出了根據本發(fā)明另一實施例的導管；
圖10示出了根據本發(fā)明另一實施例的導管；
圖11示出了根據本發(fā)明另一實施例的導管；
圖12圖示了根據本發(fā)明實施例的醫(yī)學成像系統(tǒng)；以及
圖13圖示了根據本發(fā)明另一實施例的醫(yī)學成像系統(tǒng)。
參考標記列表
300 頂視圖
302 側視圖
304 導管
306 平面表面
308 電容微機械超聲換能器的陣列
310 線纜
400 壓電元件
402 電容微機械超聲換能器的陣列
404 電容微·機械超聲換能器的陣列
406 電連接
408 第一電連接
410 第二電連接
412 陣列402的放大圖
414 電容微機械超聲換能器
416 第一電連接組
418 第二電連接組
420 陣列404的放大圖
422 電容微機械超聲換能器的陣列
424 第一電連接
426 第二電連接
500 具有電容微機械超聲換能器陣列的基底
502 基底
504 用于流體流的通道
506 散熱片
508 生成的超聲波束方向
510 厚度
512 具有電容微機械超聲換能器的陣列的基底
514 基底
516 微機械微通道
518 流體流
600 具有電容微機械超聲換能器的陣列的第一基底
602第一基底
604具有電容微機械超聲換能器的陣列的第二基底
606第二基底
608通道
610溫度傳感器
612流量或壓力傳感器
700導管的遠端
702前視環(huán)陣列
704側視環(huán)陣列
705桿
706電連接
708孔
800導管
802電容微機械超聲換能器的陣列
803柔性元件
804超聲路徑
806目標區(qū)
808遠端
810桿
812管道
814線纜·
816線纜行進方向
900導管
902前列腺
904膀胱
906遠端
907電容微機械超聲換能器的陣列
908機械致動器
910線纜
1000導管
1002桿
1004遠端
1006近端
1008電容微機械超聲換能器的陣列
1010電連接
1010’數據總線和電源
1012連接器
1014目標區(qū)
1100導管
1102處理器
1104流量或壓力傳感器
1106溫度傳感器
1108流體冷卻入口
1110管道
1112出口
1114封閉部
1200醫(yī)學成像系統(tǒng)
1202成像區(qū)
1204導管接口
1206導管
1207受檢者
1208遠端
1210目標區(qū)
1212硬件接口
1214計算機系統(tǒng)
1216處理器
1218用戶接口
1220計算機儲存器
1222計算機存儲器
1224處置計劃·
1226醫(yī)學圖像數據
1228醫(yī)學圖像
1230焦點控制信號
1232遠端位置
1234目標區(qū)位置
1236熱成像數據
1238熱地圖
1240控制模塊
1242圖像重建模塊
1244熱繪圖模塊
1246焦點控制信號生成模塊
1300磁共振成像系統(tǒng)
1302磁體
1303磁體膛孔
1304磁場梯度線圈
1306磁場梯度線圈電源
1308天線
1310收發(fā)器
1312受檢者支撐物具體實施方式
在這些圖中類似編號的元件或者為等要元件或者執(zhí)行相同的功能。如果功能是等效的，之前已經討論的元件不必要在之后在進行論述。
圖1示出了圖示了根據本發(fā)明實施例的方法的流程圖。在步驟100中，采集醫(yī)學圖像數據。在步驟102中，在所述醫(yī)學圖像數據中配準所述導管遠端的位置?？梢允褂脠D像識別技術識別所述導管遠端。例如，可以在受檢者外部識別所述導管的部分，并且所述導管在特定醫(yī)學成像模態(tài)中可以具有特定表現(xiàn)。例如，所述導管可以由這樣的材料制造:所述材料在特定成像模態(tài)中具有特別大或者低的對比度。所述導管也可以具有在所述醫(yī)學圖像數據中容易識別的形狀或包含在所述醫(yī)學圖像數據中容易識別的區(qū)域。步驟102也可以包括將所述醫(yī)學圖像數據重建為一幅或多幅醫(yī)學圖像的步驟。在這種情況中，可以在所述醫(yī)學圖像中配準所述位置。
在沒有執(zhí)行圖像配準的情況中，使用通過所述醫(yī)學成像系統(tǒng)的成像模態(tài)能夠簡單識別的標記或標識對所述遠端的位置進行識別，這種識別可以被利用。例如，如果所述成像模態(tài)為超聲，所述遠端可以具有用于識別的超聲信標。針對磁共振成像，可以使用在采集磁共振數據過程中激勵的共振RF線圈識別所述遠端的位置。
接下來在步驟104中，根據配準的所述遠端的位置，生成焦點控制信號。接下來在步驟106中，根據所述焦點控制信號，使用所述導管接口控制所述焦點。這可以采取若干種不同形式。如果有用于直接聚焦所述導管接口的機械系統(tǒng)，那么所述焦點控制信號可以令所述接口致動所述導管的這樣的部分:所述部分控制所述焦點的機械方面。如果由所述接口控制獨立的電容微機械超聲換能器，那么所述焦點控制信號可以包括用于控制傳送至所述微機械超聲換能器的能量的指令。如果所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列由集成電路驅動，那么所述焦點控制信號可以簡單地包含經由數據總線傳送至所述集成電路的指令?！?br> 圖2示出了圖示根據本發(fā)明另一實施例的方法的流程圖。在步驟200中，采集醫(yī)學圖像數據。在步驟202中，采集熱成像數據。在一些實施例中，所述醫(yī)學圖像數據和所述熱成像數據可以同時采集或從相同數據重建。在步驟206中，在所述醫(yī)學圖像數據中配準所述導管遠端的定位。如之前討論的，步驟204也可以包含從所述醫(yī)學圖像數據重建醫(yī)學圖像的動作。在步驟206中，在所述醫(yī)學圖像數據中配準目標區(qū)。在一些實施例中，首先可以在處置計劃或傳送至所述醫(yī)學成像系統(tǒng)的計劃數據中識別所述目標區(qū)。在步驟208中，從所述熱成像數據重建熱地圖。在步驟210中，根據配準的所述遠端的位置、配準的目標區(qū)以及所述熱地圖，生成焦點控制信號。在步驟212中，根據所述焦點控制信號，使用所述導管接口控制所述焦點。在所述流程圖中，有從框圖212返回至框圖200的箭頭。這指示了所述方法的這些步驟可以重復執(zhí)行。例如，在加熱所述目標區(qū)過程中，受檢者可能移動，或者可能具有這樣的需求:監(jiān)測所述目標區(qū)的溫度和圍繞所述目標區(qū)的受檢者部分的溫度。在加熱過程中測量的熱地圖能夠用于所述處置的閉環(huán)反饋以保證預先確定的加熱量不會超過預先確定的加熱閾值水平。雖然步驟200-212的所有的步驟都顯示在循環(huán)中，在一些實施例中，不是所有這些步驟都在每個循環(huán)中執(zhí)行。例如，如果受檢者沒有移動，僅期望在每個循環(huán)中重復采集熱成像數據。而且，如果所述目標區(qū)的溫度沒有快速變化，但是有受檢者的內部移動或外部移動，相比所述熱成像數據，更頻繁地采集所述醫(yī)學成像數據是有益的。最終，在完成加熱所述目標區(qū)后，所述方法在步驟214中結束。
圖3示出了根據本發(fā)明實施例的導管304的頂視圖300和側視圖302。在圖3示出的范例中，僅示出了所述導管的遠端。在這種設計中，具有平面表面306，平面表面306具有電容微機械超聲換能器的陣列310。在這一范例中，有十個陣列308。底視圖302沒有顯示出在頂視圖300中示出的所有陣列308。在這一實施例中，陣列308中的每個連接至各自的電纜310。
在圖4中，示出了傳統(tǒng)壓電元件400。壓電元件400的旁邊是電容微機械超聲換能器的兩個陣列402、404。壓電元件400具有用于驅動元件400的兩個電連接406。
電容微機械超聲換能器陣列402具有第一電連接408和第二電連接410。陣列402是有線的，從而使其以電壓元件400起作用的方式起到單個換能器元件的作用。這闡明了陣列402如何可以用作整個壓電元件400的代替。圖412示出了陣列402的放大。能夠看見個體電容微機械超聲換能器414。能夠看出，換能器414的每個被連接至第一電連接408和第二電連接410。電容微機械超聲換能器的陣列404被布置為線性陣列。針對換能器的每排，都有第一電連接組416和第二電連接組418。圖420為陣列404的放大細節(jié)。能夠將個體的電容微機械超聲換能器422顯示為連接于第一電連接424和第二電連接426。連接424和426是從第一電連接組416和第二電連接組418中選擇的。
除了將所述電容微機械超聲換能器有線連接于大塊陣列中或連接于線性陣列中夕卜，個體的電容微機械超聲換能器也可以由它們各自的源獨立驅動。
圖5a和5b圖不了冷卻電·容微機械超聲換能器的一種方法。在圖5a中，存在基底500，其中，電容微機械超聲換能器的陣列構建在基底500中。這形成在基底502上。基底502例如可以為硅基底。在其下，箭頭504指示了用于冷卻具有陣列的基底500的流體流的通道。存在散熱片506，散熱片506方便熱能從基底500和502轉移至冷卻流體。相比于壓電換能器，由電容微機械超聲換能器生成的頻率不依賴其厚度。因此，極低頻率的電容微機械超聲換能器相比于類似的壓電晶體可以很薄。距離510指示了電容微機械超聲換能器500和基底502結合的厚度。
圖5b示出了制造這樣的實施例的變更的方法。在圖5b中，存在電容微機械超聲換能器陣列的基底512。具有陣列的基底512安裝在基底514上?；?14也可以由硅制造。在基底514內側有微通道516，將微通道516微機械地制造在所述基底中。箭頭518指示流體流通過微通道516的方向。
圖6a和6b示出了根據本發(fā)明實施例的導管的具有兩面的遠端。圖6a圖示了創(chuàng)建過程，并且圖6b示出了裝配好的構件。在這一范例中，上半部具有第一基底600，第一基底600具有附接至另一第一基底602的電容微機械超聲換能器陣列。第一基底602也可以由硅制成。存在第二基底604，第二基底604具有在第二基底606上的電容微機械超聲換能器陣列。第二基底606可以由硅制成。在基底602和606中，存在被切斷的通道608。它們例如可以使用標準的硅微機械處理切斷，諸如化學蝕刻或等離子蝕刻?；?02和606可以使用諸如BCB的合適的粘著劑粘合在一起。在圖6b中，兩個半部裝配在一起。在圖6b中額外示出的是顯示在基底600表面上的溫度傳感器610，以及測量在通道608的一個中的流量或壓力的壓力傳感器612。
圖7示出了根據本發(fā)明實施例的導管的遠端700。在這一實施例中，存在前視環(huán)陣列702。存在圍繞孔708的電容微機械超聲換能器陣列。在環(huán)陣列702之后的是側視環(huán)陣列704的嵌板。陣列704形成圍繞所述導管的桿的環(huán)。在這幅圖中示出的是多種電連接706。前視環(huán)陣列702可以用于如提供三維成像這樣的目的。側視陣列704可以用于超聲消融和監(jiān)測。個體的電容微機械超聲換能器能夠用于在超聲消融過程中的波束操縱。這一實施例的益處可以包括:可以沒有針對所述導管的旋轉的需求，或者具有針對所述導管的旋轉的最小需求。孔708能夠用于額外的儀器或用于水灌輸。在圖7中示出的實施例能夠在多個方向上聚焦，從而針對如消融前列腺這樣的目的，圍繞探頭的整個360度可以同時執(zhí)行。這可以導致更少的處置時間，并且因此也降低了成本。
圖8示出了導管800，在那里機械地調節(jié)焦點。所述導管具有電容微機械超聲換能器的陣列802。在這一實施例中，所述的陣列可以為柔性的，或者它們可以為剛性的。示出的是在每個陣列802之間的柔性元件803。線804追蹤了由陣列802生成的超聲的一般路徑。超聲804聚集在目標區(qū)806中。陣列802的所有都位于導管800的桿810的遠端808上。存在在遠端808上的彎曲。這令陣列802的集合將它們的超聲聚焦在目標區(qū)806中。能夠機械地調節(jié)這樣的布置。例如，位于在所述導管內的能夠是管道812，管道812剛性或半剛性地安裝于桿810。在管道812內的能夠是線纜814。所述線纜能夠從管道812延伸通過導管800的遠端808。遠端808能夠，例如，具有彈性材料，或者被預施壓。這可以造成遠端808的自然彎曲。當所述線纜在方向818上拉動或移動，這令線纜814縮短從而令遠端808伸直。這改變了導管800的焦點?！ぞ€纜814也能夠用于操作連接。在一些實施例中，這個導管的機械調節(jié)可以用于活躍地操縱或指導所述導管。換言之，針對所述焦點的機械調節(jié)可以用于機械地調節(jié)所述遠端的位置。
圖9示出了根據本發(fā)明的實施例的導管900，導管900用于處置前列腺902。導管900已經通過尿道插入到膀胱904中。在這一實施例中，導管900的遠端906具有電容微機械超聲換能器的陣列907。存在機械致動器908，其將遠端906屈曲。存在用于控制機械致動器908的線纜910。在圖9中示出的實施例能夠顯示為是有利的，因為導管900可以插入到膀胱中，并且之后機械致動器908用于將電容微機械超聲換能器的陣列907定位，從而能夠對前列腺902進行聲波處理。這一實施例的益處是，導管900可以實現(xiàn)從膀胱對前列腺進行聲波處理。在膀胱中增加的機械自由度可以輔助有效地定位所述導管并且降低損傷健康組織的風險。
圖10示出了根據本發(fā)明實施例的導管1000的又一實施例。導管1000具有桿1002，桿1002具有遠端1004和近端1006。在遠端1004處，存在電容微機械超聲換能器的多個陣列1008。陣列1008中的每個都具有其連接至在近端1006處的連接器1012的各自的連接1010。當供給了電能，陣列1008在鄰近桿1002或在桿1002側面的目標區(qū)1014中沉積超聲能量。
圖11示出了根據本發(fā)明實施例的導管1100的又一實施例。在圖11中示出的實施例類似于在圖10中示出的實施例，但是增加了若干特征。在這一實施例中，個體的陣列1008連接于集成電路1102，而不是直接連接至連接器1012。集成電路1102通過數據總線1010’連接于連接器1012，數據總1010’起供給能量和數據連接的作用。經由數據總線1010’，集成電路1102接收如何驅動個體的陣列1008的指令。集成電路1102也顯示為連接于在近端1004的尖端處的壓力或流量傳感器1104。集成電路1102也顯示為連接于安裝在各陣列1008間的溫度傳感器1106。根據所述實施例，陣列1008和集成電路1102能夠用于消融和/或用于執(zhí)行診斷超聲。在一些實施例中，陣列1008中的一些可以用于執(zhí)行消融，而一些可以用于同時執(zhí)行超聲診斷。在連接器1012處也有流體冷卻入口 1108。流體冷卻入口 1008連接于管道1110，管道1110適于將冷卻流體輸送至近端1004以用于將近端1004冷卻。在近端1004的尖端處有出口 1112。近端1004由封閉部1114封鎖，從而使來自管道2010的冷卻水或冷卻流體被迫通過出口 1112流出。在其他實施例中，可以存在返回管以及在連接器1012處的流體冷卻出口。
圖12示出了根據本發(fā)明實施例的醫(yī)學成像系統(tǒng)1200的實施例。在這幅圖中的醫(yī)學成像系統(tǒng)可以代表許多不同種類的醫(yī)學成像系統(tǒng)。例如，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)可以為磁共振成像系統(tǒng)、計算機斷層攝影系統(tǒng)或診斷超聲系統(tǒng)。醫(yī)學成像系統(tǒng)1200適于在醫(yī)學成像區(qū)1202中執(zhí)行醫(yī)學成像。醫(yī)學成像系統(tǒng)1200也包括導管接口 1204。在這幅圖中示出的導管1206經由其連接器連接至導管接口 1204。導管1206已經插入受檢者1207。遠端1208在成像區(qū)1202之內。由導管1206加熱的目標區(qū)1210也顯示為在成像區(qū)1202之內。醫(yī)學成像系統(tǒng)1200和導管接口 1204都顯示為連接至計算機系統(tǒng)1214的硬件接口 1212。所述計算機系統(tǒng)還包括用于執(zhí)行機器可執(zhí)行指令的處理器1216。所述處理器顯示為連接至硬件接口 1212以及用戶接口 1218。硬件接口 1212允許處理器1216控制醫(yī)學成像系統(tǒng)1200和導管接口 1204的功能。處理器1216也顯示為連接至計算機儲存器1220以及計算機存儲器1222。
計算機儲存器1220顯示·為包含處置計劃1224。所述處置計劃可以包含用于處置目標區(qū)1220的細節(jié)指令。所述處置計劃也可以包含解剖標記，所述解剖標記之后用于配準目標區(qū)1210和/或遠端1208的位置。計算機儲存器1220還顯示為包含從成像區(qū)1202采集的醫(yī)學圖像數據1226。計算機儲存器1220還顯示為包含從醫(yī)學圖像數據1226重建的醫(yī)學圖像1228。計算機儲存器1220還顯示為包含焦點控制信號1230。焦點控制信號1230包含這樣的信號:處理器1216能夠使用所述信號經由導管接口 1204控制導管1206。同時，在計算機儲存器1220內有遠端1232的位置和目標區(qū)1234的位置。位置1232、1234都已經由配準醫(yī)學圖像1228確定。計算機儲存器1220還顯示為包含熱地圖1238。熱地圖1238從熱成像數據1236重建，熱成像數據1236也存儲在計算機儲存器1220中。
計算機存儲器1222顯示為包含用于操作醫(yī)學成像系統(tǒng)1200的機器可執(zhí)行指令。包含在計算機存儲器1222中的指令也可以存儲在計算機存儲1220中。計算機存儲器1222顯示為包含控制模塊1240。控制模塊1240包含用于控制醫(yī)學成像系統(tǒng)1200的功能和操作的機器可執(zhí)行指令。計算機存儲器1222還顯示為包含圖像重建模塊1242。圖像重建模塊1242為任選的模塊，其可以用于從醫(yī)學圖像數據1226重建醫(yī)學圖像1228。計算機存儲器1222還顯示為包含熱繪圖模塊1244。熱繪圖模塊1244包含用于從熱成像數據1236重建熱地圖1238的指令。計算機存儲器1222還顯示為包含焦點控制信號生成模塊1246。焦點控制信號生成模塊1246用于生成焦點控制信號1230。所述焦點控制信號可以使用處置計劃1224、遠端的位置1232、目標區(qū)的位置1234、所述熱地圖或它們的結合以生成焦點控制信號1230。
在使用這樣的醫(yī)學成像系統(tǒng)1200中，醫(yī)生可以將導管1206插入到受檢者1207中。之后將受檢者1207放置為使目標區(qū)1210處在成像區(qū)1202之內。成像系統(tǒng)1200之后能夠識別遠端1208和目標區(qū)1210的位置。因為導管1206的焦點是能調節(jié)的，處理器1216能夠向導管接口 1204發(fā)送命令從而由導管1206加熱目標區(qū)1210。所述目標區(qū)由導管1206能控制地加熱并且由計算機系統(tǒng)1214自動地控制。
圖13示出了根據發(fā)明實施例的成像系統(tǒng)的另一實施例。所述成像系統(tǒng)為磁共振成像系統(tǒng)1300。所述磁共振成像系統(tǒng)包括磁體1302。磁體1302為圓柱類型超導磁體。所述磁體具有液氦冷卻的低溫保持器，所述低溫保持器具有超導線圈。也可以使用永磁體和常導磁體。不同類型磁體的使用也是可以的，例如，可以使用分裂圓柱磁體和所謂的開放磁體兩者。分裂圓柱磁體類似于標準圓柱磁體，除了所述低溫保持器分裂為兩部分以允許接近所述磁體的相同平面，這樣的磁體例如可以配合帶電離子束治療使用。開放磁體具有兩個磁體部分，一個在另一個上方，其間具有間隔，所述間隔對于接收受檢者足夠大:兩個部分區(qū)域的布置與亥姆霍茲線圈的布置類似。開放磁體是受歡迎的，因為受檢者被更少地限制。在所述圓柱磁體的低溫保持器內部，存在超導線圈的集合。在所述圓柱磁體膛孔內，存在成像區(qū)，在那里，磁場是足夠強和足夠均勻的，從而執(zhí)行磁共振成像。
在磁體的膛孔1303之內，存在磁場梯度線圈1304，磁場梯度線圈1304由磁場梯度線圈電源1306提供電流。磁場·梯度線圈1304用于在采集磁共振數據過程中，在所述磁體的成像區(qū)之內，空間地編碼磁自旋。磁場梯度線圈1304意為有代表性的。通常，磁場梯度線圈包含線圈的三個獨立的集合，以用于在三個正交的空間方向上空間地編碼。將向磁場線圈1304供給的電流作為時間的函數控制，并且可以將向磁場線圈1304供給的電流蔓延或搏動。
在磁體的膛孔1303內為成像區(qū)1202，在那里，磁場是足夠均勻的，以執(zhí)行磁共振成像。鄰近成像區(qū)1202的是天線1308。天線1308連接至收發(fā)器1310。射頻天線1308用于操控在成像區(qū)1202內的磁自旋的取向，并且用于接收也在所述成像區(qū)之內的來自自旋的無線電發(fā)射。所述射頻天線可以包含多個線圈元件。所述射頻天線也可以稱作信道。所述射頻線圈連接于射頻收發(fā)器131 0。射頻線圈1308和射頻收發(fā)器1310可以由獨立的發(fā)射和接收線圈，以及獨立的發(fā)射器和接收器代替。所述射頻天線也意為表示專用的發(fā)射天線和專用的接收天線。而且，收發(fā)器1310也可以表示獨立的發(fā)射器和接收器。
受檢者1207顯示為靜置在受檢者支撐物1312上。如在圖12中，導管1206已經插入受檢者1207。收發(fā)器1310、梯度線圈電源1306以及導管接口 1204都顯示為連接于計算機系統(tǒng)1214的硬件接口 1212。在圖13中的計算機系統(tǒng)1214等效于在圖12中的計算機系統(tǒng)1214。在計算機存儲器1222中的多種軟件成分和計算機存儲1220的內容在兩幅圖中是等效的。在圖13中示出的實施例中，醫(yī)學成像數據1226為磁共振數據。熱成像數據1236為磁共振測溫法數據。
盡管在附圖和之前的描述中詳細地圖示和描述了本發(fā)明，然而這樣的圖示和描述被認為是說明性或示范性的，而不是限制性的；本發(fā)明不局限于公開的實施例。
在本領域技術人員在實踐本聲明的發(fā)明中，通過研究附圖、公開和所附權利要求，能夠理解和產生對于公開實施例的其他變化。在權利要求中，詞語“包括”不排除其他元件或步驟，并且不定冠詞“一”或“一個”不排除多個。單個處理器或其他單元可以執(zhí)行在權利要求中列舉的若干項目的功能。事實是，在相互不同的從屬權利要求中列舉的特定措施不指示這些措施的結合不能有利地利用。計算機程序可以存儲/分配在合適的介質上，諸如與其他硬件共同提供，或作為其他硬件部分的光學存儲介質或固態(tài)介質，但是也可以以其他形式分配，諸如 經由互聯(lián)網，或者其他有線或無線的通信系統(tǒng)。在權利要求中的任何參考符號不應解釋為限制范圍。
權利要求
1.一種導管(700、800、1206)，包括: -具有遠端(808、906、1004、1208)和近端(1006)的桿，其中，所述遠端包括具有電容微機械超聲換能器的至少一個陣列(308、402、404、500、512、600、604、802、1008)的換能器模塊，其具有能調節(jié)的焦點以能控制地加熱目標區(qū)(806、1014、1210);以及 -位于所述近端處的連接器(1012)，其用于向所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列供給電能，并且用于控制所述能調節(jié)的焦點，其中，所述換能器模塊是至少部分柔性的。
2.根據權利要求1所述的導管，其中，所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列被設置在柔性材料上。
3.根據前述權利要求中的任一項所述的導管，其中，所述換能器模塊包括電容微機械超聲換能器的至少兩個陣列，并且其中，所述導管還包括位于至少兩個電容微機械換能器之間的柔性元件(803)。
3.根據權利要求1或2所述的導管，其中，所述導管還包括機械致動器(812、814)，用于通過使所述換能器模塊變形來至少部分地調節(jié)所述能調節(jié)的焦點。
4.根據前述權利要求中的任一項所述的導管，其中，所述遠端具有長度伸展部，并且其中，電容微機械超聲換能器的至少一個陣列的至少一部分被取向為使得所述目標區(qū)與所述長度伸展部鄰近地定位。
5.根據權利要求4所述的導管，其中，所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列的至少一些形成環(huán)(704)，所述環(huán)圍繞所述桿并且沿包繞所述桿的所述長度伸展部的路徑進行取向。
6.根據權利要求1所述的 導管，其中，所述遠端包括至少一個集成電路(1102)，其用于向所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列供能并且用于提供對所述能調節(jié)的焦點的電控制，并且其中，所述導管還包括位于所述至少一個集成電路與所述連接器之間的數據總線(1010，)。
7.根據權利要求6所述的導管，其中，所述至少一個集成電路包括用于在能控制地加熱所述目標區(qū)的同時使用所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列執(zhí)行超聲成像(1102)的電路。
8.根據前述權利要求中的任一項所述的導管，其中，所述連接器包括位于所述近端處的流體冷卻入口( 1108)，并且其中，所述導管適于從所述流體冷卻入口向所述遠端供給冷卻流體。
9.根據權利要求8所述的導管，其中，所述導管還包括如下中的任一個:用于測量所述遠端中的冷卻流體壓力的壓力傳感器(612、1112)、用于測量冷卻流體流量的流量傳感器(612、1112)或者其組合。
10.根據前述權利要求中的任一項所述的導管，其中，所述導管還包括溫度傳感器(610、1106)。
11.根據前述權利要求中的任一項所述的導管，其中，所述桿包括用于操縱所述遠端(906)的機械操縱設備(908、910)。
12.根據前述權利要求中的任一項所述的導管，其中，所述電容微機械超聲換能器為預塌陷的電容微機械超聲換能器。
13.一種用于從成像區(qū)(1202)采集醫(yī)學圖像數據(1226)的醫(yī)學成像系統(tǒng)(1200、1300)，其中，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)包括: -導管接口(1204)，其用于連接至根據前述權利要求中的任一項所述的導管的連接器； -處理器(1216)，其用于控制所述醫(yī)學圖像系統(tǒng)并且用于控制所述導管的所述能調節(jié)的焦點； -存儲器(1222)，其包含用于由所述處理器執(zhí)行的機器可執(zhí)行指令(1240、1242、1244、1246)，其中，所述指令的執(zhí)行令所述處理器執(zhí)行如下操作: -使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)采集(100、200)所述醫(yī)學圖像數據(1226); -在所述醫(yī)學圖像數據中配準(102、204)所述導管的所述遠端的位置(1232)； -根據經配準的所述遠端的位置生成(104、210)焦點控制信號(1230);并且-根據所述焦點控制信號使用所述導管接口，通過使所述換能器模塊變形以至少部分地調節(jié)所述能調節(jié)的焦點，來控制(106、212 )所述焦點。
14.根據權利要求13所述的醫(yī)學成像系統(tǒng)，其中，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)是如下中的任一個:磁共振成像系統(tǒng)(1200、1300)、計算機斷層攝影系統(tǒng)(1200)以及診斷超聲系統(tǒng)(1200)；其中，所述指令還令所述處理器根據所述醫(yī)學圖像數據配準(206)受檢者(902、904、1207)的目標區(qū)(806、1014、1210);并且其中，所述指令還令所述處理器生成(210)焦點控制信號以控制所述焦點，從而使用所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列加熱所述目標區(qū)。
15.根據權利要求14所述的醫(yī)學成像系統(tǒng)，其中，所述指令的執(zhí)行還令所述處理器執(zhí)行如下操作: -使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)采集(202)熱成像數據(1236);以及 -使用所述熱成像數據重建(208 )熱地圖(1238 )，其中，根據所述熱地圖生成焦點控制信號。
16.一種計算機程序產品，其包括用于由醫(yī)學成像系統(tǒng)(1200、1300)的處理器(1216)執(zhí)行的機器可執(zhí)行指令，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)(1200、1300)用于從成像區(qū)(1202)采集醫(yī)學圖像數據(1226)，其中，所述醫(yī)學成像系統(tǒng)包括用于連接至根據權利要求1到14中的任一項所述的導管(700、800、1206)的連接器的導管接口( 1204);并且其中，所述指令的執(zhí)行令所述處理器執(zhí)行如下操作: -使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)采集(100、200)所述醫(yī)學圖像數據， -在所述醫(yī)學圖像數據中配準(102、204)所述導管的所述遠端的位置(1232)， -根據經配準的所述遠端的位置生成(104、210)焦點控制信號(1230)， -根據所述焦點控制信號使用所述導管接口，通過使所述換能器模塊變形以至少部分地調節(jié)所述能調節(jié)的焦點，來控制(106、212 )所述焦點。
全文摘要
一種導管(700、800、1206)，包括具有遠端(808、906、1004、208)和近端(1006)的桿，其中，所述遠端包括電容微機械超聲換能器的至少一個陣列(308、402、404、500、512、600、604、802、008)，其具有能調節(jié)的焦點以能控制地加熱目標區(qū)(806、1014、1210)；以及在所述近端處的連接器(1012)，所述連接器(1012)用于向所述電容微機械超聲換能器的至少一個陣列供給電能以及用于控制所述能調節(jié)的焦點。
文檔編號A61B19/00GK103221093SQ201180055010
公開日2013年7月24日 申請日期2011年11月15日 優(yōu)先權日2010年11月18日
發(fā)明者M·O·科勒, P·迪克森, S·索卡, R·德克爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司