本發(fā)明涉及放射治療操作，尤其涉及使用超聲波成像來引導(dǎo)這類操作。

背景技術(shù)：

在準(zhǔn)備放射治療或放療中，需獲取治療靶標(biāo)(腫瘤)的醫(yī)用診斷圖像以規(guī)劃操作。在規(guī)劃操作中，需考慮腫瘤的位置(深度)和周圍健康組織結(jié)構(gòu)的存在兩者。這些考慮導(dǎo)致選擇放射劑量的強(qiáng)度和聚焦、腫瘤中將被輸送治療分次(treatmentfraction)的位置和穿過周圍健康組織的放射波束的路徑。通常，規(guī)劃圖像是靶標(biāo)區(qū)域的ct圖像，稱為模擬ct掃描?；赾t圖像，規(guī)劃的結(jié)果是發(fā)送至治療輸送裝置的一組指令，該治療輸送裝置通常是線性加速器。所述指令定義患者體內(nèi)的放射輸送路徑和規(guī)劃的劑量分布。因?yàn)樵撘?guī)劃圖像是在治療開始之前獲取的，所以治療靶標(biāo)(腫瘤)和周圍結(jié)構(gòu)(健康組織)被精確地定位成如同它們在每一治療分次之前出現(xiàn)在模擬ct掃描中一樣是至為重要的；否則，將不能安全地并且正確地輸送劑量。因此，患者定位變得日益引人關(guān)注，以便獲得預(yù)期的治療結(jié)果。

可用于放療的圖像引導(dǎo)中的模態(tài)之一是超聲成像，其具有一些獨(dú)特的特性。超聲已廣泛地用于癌癥的診斷。它相對便宜并且易于使用，并且在圖像質(zhì)量日益改良的情況下，其具有能夠與mri或ct成像相比的診斷價值。靶標(biāo)的二維(2d)超聲圖像比作常規(guī)上用于放療規(guī)劃的對應(yīng)的ct投影。類似于mri，超聲成像是良性的，并且不將過度的不希望的放射劑量施加至患者，并且超聲成像通常是非侵入式的成像模態(tài)。因此，超聲成像是用于治療分次之間的器官運(yùn)動監(jiān)測的良好候選者，這是用于適應(yīng)性應(yīng)用的先決條件。

超聲在放療中的最初使用緊隨著超聲多平面重建的典型使用，以使靶標(biāo)的兩個垂直平面可視化。超聲的這種第一次應(yīng)用僅用于前列腺癌的治療并且表現(xiàn)出許多限制，這已在文獻(xiàn)中記載。參見langen等人，“用于圖像引導(dǎo)放療的基于超聲的前列腺定位的評估(evaluationofultrasound-basedprostatelocalizationforimage-guidedradiotherapy)”，int.j.radiat.oncol.biol.physics，第57卷(2003)，第635頁至第644頁；和vandenheuvel等人，“基于超聲的圖像引導(dǎo)的放射治療的獨(dú)立驗(yàn)證，使用電子射野成像和植入的金標(biāo)記物(independentverificationofultrasoundbasedimage-guidedradiationtreatment,usingelectronicportalimagingandimplantedgoldmarkers)”，med.phys.，第30卷(2003)，第2878頁至第2887頁。目前，僅前列腺癌治療已在臨床上使用機(jī)械掃掠式換能器實(shí)現(xiàn)，該機(jī)械掃掠式換能器在照射期間經(jīng)會陰連續(xù)地掃描靶標(biāo)。前列腺的位置比作在用于治療規(guī)劃的操作開始之前獲取的經(jīng)會陰超聲圖像中的前列腺的位置。在針對每一治療分次設(shè)置患者期間，超聲引導(dǎo)確定靶標(biāo)和處于風(fēng)險中的附近器官的位置。靶標(biāo)的當(dāng)前位置可用來重新計算劑量，并且在必要時在適應(yīng)性應(yīng)用中重新規(guī)劃患者的治療。參見abramowitz等人，“使用經(jīng)會陰超聲方案的非侵入式實(shí)時前列腺追蹤(noninvasivereal-timeprostatetrackingusingatransperinealultrasoundapproach)”，in’lj.rad.,oncol.,biol.&physics，第84卷(2012)，第s133頁，和court等人，“用于具有顯著形狀變化的靶標(biāo)的自動在線適應(yīng)性放射治療技術(shù)：可行性研究(automaticonlineadaptiveradiationtherapytechniquesfortargetswithsignificantshapechange:afeasibilitystudy)”，phys.med.biol.，第51卷(2006)，第2493頁至第2450頁。

用于放射治療引導(dǎo)的超聲應(yīng)用中固有的問題之一是需要使超聲探針與患者身體維持良好的聲學(xué)聯(lián)接。典型的超聲探針具有手柄，所述手柄由臨床醫(yī)師抓握并且用來保持探針并按壓探針而與患者皮膚形成良好的聲學(xué)接觸。這在放療中引起的問題是由于按壓探針抵靠患者所需要的穩(wěn)固壓力而使腫瘤和鄰近以及介入組織和器官移位。因此，超聲自身的使用成為患者解剖結(jié)構(gòu)從規(guī)劃圖像中所示的位置重新定位的根源，從而需要治療重新規(guī)劃且因此需要治療輸送系統(tǒng)的重新編程。因此，希望能夠?qū)⒊曈糜诜暖焾D像引導(dǎo)，但以不破壞安全和有效的放療操作所必需的器官和組織的不變位置的方式。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

根據(jù)本發(fā)明的原理，描述了一種超聲診斷成像系統(tǒng)和成像探針，所述超聲診斷成像系統(tǒng)和成像探針在放療期間用于圖像引導(dǎo)，且沒有使在治療規(guī)劃階段期間觀察的組織和器官的位置出現(xiàn)移位。該成像探針是壓電換能器和控制微波束成形器形成的薄構(gòu)造的矩陣(二維)陣列，所述壓電換能器和控制微波束成形器與常規(guī)的超聲探針的其它部件實(shí)體脫開聯(lián)接。這種薄的、極簡化的探針構(gòu)造能使探針通過醫(yī)療級的粘性膠帶或綁帶而維持在與患者的聲學(xué)接觸中，從而使探針維持在與患者聲學(xué)接觸中所需要的壓力數(shù)量和所產(chǎn)生的組織移位問題最小化。矩陣陣列的使用能使成像探針作為三維相控陣列來操作，所述三維相控陣列可使成像波束在身體的包括治療靶標(biāo)區(qū)域的體積區(qū)域上轉(zhuǎn)向。因此，可實(shí)時地(在沒有移動部件的情況下)以電子方式進(jìn)行治療部位的三維成像。綁帶或粘性帶用于維持成像探針與患者的聲學(xué)接觸避免了需要操作員在具有放射生成系統(tǒng)的室內(nèi)保持探針，并且消除了對比如機(jī)械臂系統(tǒng)的復(fù)雜或昂貴探針保持裝置的需要。最后，極簡化的探針的薄構(gòu)造減少了與治療波束的干涉問題。

附圖說明

在附圖中：

圖1示出在通過本發(fā)明的超聲成像探針實(shí)時地可視化治療靶標(biāo)的同時使用線性加速器進(jìn)行放療操作的患者。

圖2示出適于與本發(fā)明的成像探針一起使用的超聲成像系統(tǒng)。

圖3是本發(fā)明的成像探針的底部平面圖。

圖4示出在放療期間使用本發(fā)明的成像探針對腫瘤進(jìn)行3d成像。

具體實(shí)施方式

在放療中，在每一治療分次之前、在每一治療分次之后并且也可能在每一治療分次期間，需要與在放療治療規(guī)劃的準(zhǔn)備期間使用的靶標(biāo)位置相關(guān)地評估患者體內(nèi)的治療靶標(biāo)的位置。目前，所提出的用于在掃描期間將換能器保持在與患者聲學(xué)接觸中的可選方案包括人類操作員或機(jī)器人/機(jī)械臂系統(tǒng)。這樣做的主要原因是缺乏針對放療應(yīng)用專門設(shè)計的探針。用于外部使用的常規(guī)的診斷成像探針通常由技術(shù)人員或醫(yī)師來操作，并且具有成形為具有手柄的殼體，該殼體封裝換能器晶體和電子部件。但是，對于放療操作期間的超聲圖像引導(dǎo)來說，理想地探針必須遠(yuǎn)程地操作并且在不需要治療室內(nèi)的人類操作員的情況下工作。本發(fā)明包括探針，該探針被專門設(shè)計成用于放療使用，其中壓電陣列元件及其微波束成形器與通常包括在超聲探針中的其它電子部件脫開聯(lián)接，壓電元件排列成二維矩陣以用于實(shí)時的電子三維成像，元件和微波束成形器組裝于平坦且輕的殼體中，并且任何其它的電子部件包括在線纜中，或優(yōu)選地包括在探針線纜的端部處的連接器中。因此，該探針的有源成像元件可定位在患者身上并且使用粘接性部件或綁帶保持于適當(dāng)位置。

首先參照圖1，示出進(jìn)行放療治療的患者8。線性加速器12定位在患者上方并且以稱為治療分次的間隔將放射波束輸送至患者體內(nèi)的靶標(biāo)解剖結(jié)構(gòu)。在這個示例中，治療波束被導(dǎo)向患者的肝臟以用于向肝臟腫瘤輸送治療。通過粘接性膠帶或綁帶附接至患者腹部的是本發(fā)明的超聲波成像探針。探針線纜14將通過該探針獲取的成像信號傳輸至超聲波成像系統(tǒng)，如圖2中所描述的。探針在操作期間進(jìn)行腫瘤的成像，使得當(dāng)正在輸送治療時遠(yuǎn)程操作者可觀察患者的任何運(yùn)動。探針也對治療分次之間的腫瘤區(qū)域成像，使得可在重新開始治療之前與規(guī)劃圖像相關(guān)地評估腫瘤的位置?？煽闯?，對于成像探針來說不需要操作員與患者一起在治療室內(nèi)，并且探針的薄設(shè)計極少阻礙放射治療的輸送。

圖2以框圖形式示出根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)造的超聲系統(tǒng)。在這個實(shí)施方式中，探針10包括二維陣列換能器500和微波束成形器502。微波束成形器包括控制施加至陣列換能器500的成組元件(“片(patch)”)的信號的電路，并且對由每一組的元件接收的回波信號進(jìn)行一些處理以產(chǎn)生部分波束成形的信號。探針中的微波束成形有利地減少了探針與超聲系統(tǒng)之間的線纜503中的導(dǎo)體數(shù)目，并且在美國專利no.5,997,479(savord等人)和在美國專利no.6,436,048(pesque)中予以描述。

探針10連接至超聲系統(tǒng)的掃描儀子系統(tǒng)310。該掃描儀包括波束成形器控制器312，該波束成形器控制器響應(yīng)于用戶控制60并且將關(guān)于發(fā)射波束的時序、頻率、方向和聚焦的控制信號提供給微波束成形器502以指示探針。該波束成形器控制器也通過聯(lián)接至模數(shù)(a/d)轉(zhuǎn)換器316和波束成形器116來控制所接收的回波信號的波束成形。由探針接收的回波信號通過掃描儀中的前置放大器和tgc(時間增益控制)電路314放大，隨后通過a/d轉(zhuǎn)換器316數(shù)字化。數(shù)字化的回波信號隨后通過波束成形器116形成完全相干波束。選擇性地，來自所述陣列的元件或送至所述陣列的元件的信號可僅利用波束成形器進(jìn)行波束成形?；夭ㄐ盘栍蓤D像處理器318處理，該圖像處理器執(zhí)行數(shù)字濾波、b模式檢測和多普勒處理，并且也可以進(jìn)行其它信號處理，如諧波分離、通過頻率復(fù)合的散斑減少和其它預(yù)期的圖像處理。

由掃描儀子系統(tǒng)310產(chǎn)生的回波信號聯(lián)接至數(shù)字顯示子系統(tǒng)320，該數(shù)字顯示子系統(tǒng)處理回波信號以用于以預(yù)期的圖像格式顯示?；夭ㄐ盘柾ㄟ^圖像線處理器322處理，該圖像線處理器能夠?qū)夭ㄐ盘柌蓸?，將波束片段拼接成完整的線信號，并且對線信號求平均值以用于信噪比改良或流持續(xù)。圖像線通過掃描轉(zhuǎn)換器324被掃描轉(zhuǎn)換成所需要的圖像格式，該掃描轉(zhuǎn)換器執(zhí)行如本領(lǐng)域中已知的r-θ轉(zhuǎn)換。掃描轉(zhuǎn)換器也可以通過內(nèi)插法填充所接收的波束之間的圖像區(qū)域。單獨(dú)的圖像或圖像序列在圖像循環(huán)捕獲期間存儲于電影存儲器(cinememory)326中。存儲器中的圖像還和將要與所述圖像一起顯示的圖形重疊，所述圖形由圖形生成器330生成，所述圖形生成器響應(yīng)于例如用于輸入患者識別信息或光標(biāo)移動的用戶控制。

對于實(shí)時體積成像來說，顯示子系統(tǒng)320還包括體積呈現(xiàn)器328，該體積呈現(xiàn)器接收3d數(shù)據(jù)集合或空間分離的2d圖像的集合并且將所述集合呈現(xiàn)為實(shí)時三維圖像。所掃描的解剖結(jié)構(gòu)的3d圖像顯示在顯示器150上。用戶界面60包括用于控制通過二維陣列探針掃描的體積區(qū)域的定向的控制件62-66。用戶可選擇通過控制件66控制的功能，如被掃描的區(qū)域的定向。用戶隨后使用操縱桿或軌跡球62來定位掃描區(qū)域。一旦掃描區(qū)域已被設(shè)定，用戶按下控制件64以鎖定于所述設(shè)置中。波束成形器控制器312、波束成形器116和微波束成形器502響應(yīng)于這些設(shè)置的變化在于通過利用二維陣列500的元件進(jìn)行的相控傳輸而沿預(yù)期方向發(fā)射波束，隨后使所接收的波束沿同一方向轉(zhuǎn)向，以在整個正掃描的體積區(qū)域獲取一系列接收波束。這些接收波束被處理成3d空間中的掃描線，隨后通過體積呈現(xiàn)而呈現(xiàn)為所掃瞄的體積的3d圖像。因此，在不移動探針中的元件的情況下，體積區(qū)域被重新定位和掃描。這些控制件的操作效果在圖4中示出。

圖3是本發(fā)明的成像探針10在從患者接觸側(cè)觀察時的平面圖。該探針包括例如由pzt陶瓷制成的壓電換能器元件形成的二維(矩陣)陣列16。壓電元件與微加工換能器元件(mut)相比，由于所述壓電元件的較好聲學(xué)發(fā)射能量和靈敏度而是優(yōu)選的，這改善了探針在如圖1中所示的腹部應(yīng)用中的性能。矩陣陣列由微波束成形器專用集成電路支持，該微波束成形器專用集成電路控制所述陣列的元件的操作，并且產(chǎn)生從所述矩陣陣列的成片的元件經(jīng)線纜14的同軸導(dǎo)體到達(dá)超聲系統(tǒng)的部分波束成形的信號。線纜的導(dǎo)體聯(lián)接至微波束成形器集成電路的連接墊。在探針的側(cè)視圖中可見的蓋子覆蓋線纜連接件。矩陣陣列和微波束成形器組件安裝于平坦的聚合物框架18中，從而給予探針一個低的、大致上平坦的外觀。探針將通常具有小于其寬度或長度(圖3中所見)的厚度或高度(圖1和圖4中所見)，從而使其能夠牢固地用膠帶或綁帶固定至患者。存在著這種薄探針的額外優(yōu)點(diǎn)。應(yīng)變消除件(strainrelief)20幫助并且保護(hù)線纜14到探針的主體和框架的附接。在限定數(shù)目的部件的幫助下，探針的大致上平坦的構(gòu)造允許探針牢固地用膠帶或綁帶固定到患者的皮膚并且在整個放療操作期間保持靜止。

在所述矩陣陣列的面上通常使用其它的常規(guī)使用的材料，比如換能器元件16的面上的匹配層和覆蓋層(透鏡)。散熱元件可設(shè)置于微波束成形器的背部上。比如阻抗匹配元件和用于所接收信號的前置放大器的其它電子部件沿線纜14設(shè)置成直線或設(shè)置于線纜端部處的連接器中，探針通過該連接器插入超聲系統(tǒng)中。

圖4示出本發(fā)明的成像探針10的以電子方式轉(zhuǎn)向的成像波束如何使探針能夠被附接并使用，且不妨礙治療波束輸送至患者體內(nèi)的靶標(biāo)區(qū)域。該圖示出患者的肝臟40中的腫瘤42。成像探針10被附接至患者的皮膚表面6，并且以圓錐形圖案22掃描超聲波束以用于成像。在這個示例中，可看出，成像探針沒有直接附接在靶標(biāo)區(qū)域的上方，而是鄰近于該靶標(biāo)區(qū)的側(cè)面。用戶控制件60被操縱以使圓錐形掃描區(qū)域22相對于探針10的所述側(cè)面轉(zhuǎn)向一角度，使該圓錐形掃描區(qū)域涵蓋靶標(biāo)區(qū)域42。這能使治療波束向下筆直地導(dǎo)向患者的身體中，從而穿過身體行進(jìn)短的路徑或最短路徑以到達(dá)腫瘤42。因此，最少的健康組織受治療波束的影響?？煽闯?，在何處導(dǎo)向治療波束上存在著靈活性；該治療波束可被重新定位到進(jìn)入身體中的其它進(jìn)入點(diǎn)并且重新定位至靶標(biāo)區(qū)域，而沒有來自探針的干涉。這能使治療波束30被最有效地導(dǎo)向腫瘤，并且根據(jù)需要進(jìn)行定位以避免損傷治療部位周圍的健康器官和組織。根據(jù)該示例，按照本發(fā)明構(gòu)造的超聲探針的附加優(yōu)點(diǎn)變得更明顯。二維陣列能使波束在鄰近于探針的區(qū)域內(nèi)轉(zhuǎn)向，并且極簡化的(緊湊的)探針的薄構(gòu)造減少了與治療波束的干涉。這增加了治療規(guī)劃操作中的靈活性，使得可減少治療波束路徑，并且使治療波束路徑能接近探針，而不會導(dǎo)致與探針的電子部件干涉。