多频超声换能器的制作方法

多频超声换能器
相关申请
1.本技术要求2018年1月5日提交的美国临时专利申请no.62/613,890的权益和优先权，其全部内容通过引用并入本文。
技术领域
2.总体上，本发明涉及超声系统。特别地，各种实施例针对能够以多个频率发射波的超声换能器。


背景技术：

3.聚焦超声(即，具有大于约20khz的频率且可以聚焦到空间中的一点的声波)可用于成像或治疗患者体内的体内组织。例如，超声波可用于消融肿瘤，无需使患者承受侵入性手术。为此，可以将压电陶瓷换能器放置在患者外部，但紧邻要消融的组织(“靶”)。换能器将电子驱动信号转换成机械振动，从而产生声波的发射。换能器可以定形使得发射的波会聚在聚焦区域中。通常，换能器在沿着声发射方向的振动模式下运行。在某些情况下，声发射可以包括以剪切模式传播的剪切波。单板换能器往往具有50％-60％的功率传输效率和大约中心频率的
±
10％的带宽。单换能器设计具有诸如低成本和高效功率传输的优点。但是在换能器元件的线性尺寸大于发射的波的波长的情况下，聚焦区转向角将非常有限。
4.替代地，换能器可以由均匀定形的压电换能器元件的二维栅格形成，压电换能器元件可以经由聚合物基体胶合到匹配的导电基板上。例如，每个元件可以是单个“杆”或已经连接在一起的多个“杆”。通常，每个换能器元件沿杆伸长方向发射声波，并且可以单独或成组地被驱动；因此，换能器元件的相位可以独立地控制。这样的“相控阵列”换能器通过调节换能器元件之间的相对相位和/或通过对换能器元件进行分组同时生成多个聚焦来治疗多个靶部位，从而有助于将传输的能量聚焦到聚焦区域中以及将聚焦转向不同的位置。相控阵列换能器可以具有中心频率的30％-40％的带宽，但由于聚合物基体的热稳定性差和导热性低，因此无法进行大功率传输(与单板换能器相比)。另外，由于换能器共振频率在三次谐波处的强度可能会被聚合物基体所衰减，因此高带宽相控阵列换能器通常无法在高于基谐波的频率下传输足够的功率。
5.已知在换能器的两个电极层之外没有功能层的具有多层结构的换能器(即，“空气背面换能器(air-backing transducer)”)可以提供高功率传递效率。然而，这些换能器具有窄频率带宽(例如，小于中心频率的
±
5％或
±
10％)。宽带宽在超声治疗应用中是特别优选的，因为它提供了大范围的频率，可以针对组织中的不同深度进行优化，有助于在不同靶区域处进行治疗。因此，需要一种提供用于治疗的高功率超声输出同时保持治疗不同靶区域的能力的方法。


技术实现要素：

6.本发明的实施例提供一种超声系统，其能够将具有两个或更多个频率(例如
1.2mhz和3mhz)的高功率输出传递到靶体积。在各种实施例中，靶体积被分为多个区域；换能器将具有不同频率的超声波引导至靶体积的不同区域。例如，具有高频(例如，3mhz)的波可以被引导至与短聚焦长度相对应的近侧靶区域，而具有低频(例如，1.2mhz)的波可以被引导至与长聚焦长度对应的远侧靶区域。因为对施加到每个靶区域的超声波的频率进行了优化以在其中的聚焦区域中获得最大的功率吸收，所以利用不同的频率来治疗不同的靶区域可以有利地优化靶处的整体超声治疗效果。通常，随着聚焦深度增大，路径区域(即，声束传播到靶通过的区域)中的声功率的吸收会增加；结果，在传播通过路径区域之后到达聚焦区域的功率减小，因此聚焦区域中的功率吸收也减小。考虑到组织中的聚焦深度以及路径区域和聚焦区域中的功率吸收，通过调整施加的波的频率来对聚焦区域处减小的功率吸收进行补偿。在一些实施例中，基于在靶和/或非靶区域处测量的温度和/或其他特征的实时反馈，超声频率可以改变。例如，可以首先利用高频来开始治疗；当在近场中的非靶区域处检测到过热时，系统可以切换到低频模式进行治疗，从而避免对非靶组织的损伤。因此，超声频率的调节可以允许在靶体积的动态选择的区域中有效地吸收声功率，从而优化治疗并避免对非靶组织的不期望的损伤。
7.超声频率的变化也可以改变聚焦区域的尺寸，从而影响其中的峰值声强度。通常，在给定的聚焦深度处，增大超声频率会减小聚焦区域的尺寸，从而又会增大聚焦区域处的峰值强度。因此，在一定的聚焦长度处，所施加的波的超声频率可以反映出在路径区域中的声功率吸收、在靶处的功率吸收与在聚焦区域处的峰值强度之间的折衷。因此，在一些实施例中，基于组织的解剖特征(例如，组织类型、尺寸、位置、组织结构、厚度、密度、血管化等)对与靶体积中的每个靶区域相关联的超声频率进行优化，从而达到期望的治疗效果。例如，高血管组织可能具有较低的吸收系数；在这种情况下，组织将耐受高能量水平，能够使用高超声频率以便增加在远侧靶区域处的吸收，而不会对近侧靶区域周围的组织产生不利影响。
8.此外，可以通过调节超声频率来调节超声束的转向(steering)能力。如下面更详细描述的那样，通过对换能器元件发射的相位调整，利用从不同元件传播的波之间的相长和相消干涉，使超声波束转向。通常，较高的频率对应于更准确但更受限制的(就最大角度偏转而言)转向能力。因此，在一个实施例中，当期望高度精确的转向并且相应的受限的转向能力(例如，转向角《
±
10
°
)是可接受的时，采用高频波进行治疗。当优选或需要较大的转向角(例如，转向角》
±
30
°
)时，可以利用低频波。因此，通过调节超声频率，据此的换能器可以提供针对特定超声程序定制的转向能力。该方法可以有利地消除对在常规超声治疗系统中实现的机械转向机构或电子和机械转向的组合的需要。
9.因此，在一个方面，本发明涉及一种用于治疗具有多个靶区域的靶体积中的靶组织的系统。在各种实施例中，所述系统包括超声换能器，用于发射具有两个或更多个频率的超声波；以及控制器，配置为使超声换能器将具有第一频率的第一系列超声波发射到靶区域中的第一个；以及使超声换能器将具有与第一频率不同的第二频率的第二系列超声波传输到与靶区域中的第一个不同的靶区域中的第二个，以上所述基于靶区域种的第一个和第二个之间的一个或多个不同的解剖特征。在一个实施例中，第一频率高于第二频率，且解剖特征是相对位置；第一靶区域的位置对应于换能器的聚焦深度比第二靶区域的短。在另一个实施例中，第一频率高于第二频率，且解剖学特征是血管化(vascularization)；第一靶
区域具有比第二靶区域更高的血管质(vascularity)。
10.在各种实施例中，所述系统进一步包括用于测量与一个或多个靶区域和/或非靶区域相关联的解剖特征(例如，组织的类型、尺寸、位置、性质、结构、厚度、密度和/或血管化)的监测系统(例如，mri设备)。另外，所述系统可以进一步包括用于存储治疗计划的存储器，治疗计划至少部分地基于所述解剖特征指定与用于传输第一系列和第二系列超声波的超声换能器相关联的解剖特征和参数值(例如，频率、相位、振幅和/或超声持续时间)。所述控制器可以进一步配置为将测量的解剖特征与治疗计划中指定的相应的解剖特征进行比较；以及根据比较结果改变与超声换能器相关联的一个或多个参数值。在一个实施方式中，所述控制器进一步配置为在两个或多个频率之间改变与超声换能器相关联的频率。
11.在一些实施例中，超声换能器包括多个换能器元件；所述控制器进一步配置为将换能器元件分组为多个换能器组，每组包括换能器元件的至少其中一些且与其他组不同。一个或多个换能器组的换能器元件可以在连续区域上延伸。另外，所述控制器可以进一步配置为使得换能器组中的第一个发射具有第一频率的第一系列超声波，并且使换能器组中的与第一个不同的第二个发射具有第二频率的第二系列超声波。在一个实施方式中，换能器组的第一个和第二个中的每个换能器元件形成离散的区域。另外，第一和第二换能器组中的至少一些离散区域是散置的。
12.在各种实施例中，换能器包括多个换能器元件；所述控制器进一步配置为使第一和第二系列超声波从相同或不同的换能器元件基本上同时、顺序地或循环地发射。另外，所述控制器可以进一步配置为使超声换能器发射能量水平高于预定水平的第一系列和第二系列超声波以用于靶治疗。在一个实施例中，解剖特征包括组织声学参数(例如，组织吸收和/或组织阻抗)及其由第一系列和第二系列超声波引起的变化。
13.在另一方面，本发明涉及一种治疗在具有多个靶区域的靶体积中的靶组织的方法。在各种实施例中，所述方法包括使具有第一频率的第一系列超声波被传输到靶区域中的第一个；以及使具有与第一频率不同的第二频率的第二系列超声波被传输到与靶区域中的第一个不同的靶区域中的第二个，以上所述基于靶区域中的第一个和第二个之间不同的一个或多个解剖特征。在一个实施例中，第一频率高于第二频率，且解剖特征是相对位置；第一靶区域的位置对应于换能器的聚焦深度比第二靶区域的短。在另一个实施例中，第一频率高于第二频率，且解剖学特征是血管化(vascularization)；第一靶区域具有比第二靶区域更高的血管质(vascularity)。
14.在各种实施例中，所述方法进一步包括测量与一个或多个靶区域和/或非靶区域相关联的解剖特征(例如，组织的类型、尺寸、位置、特性、结构、厚度、密度和/或血管化)。另外，所述方法可以进一步包括存储治疗计划，所述治疗计划至少部分地基于所述解剖特征指定与用于传输第一系列和第二系列超声波的超声换能器相关联的解剖特征和参数值(例如，频率、相位、振幅和/或超声持续时间)。所述方法可以进一步包括将测量的解剖特征与治疗计划中指定的相应的解剖特征进行比较；以及基于比较结果改变与超声换能器相关联的参数值。在一个实施方式中，所述方法进一步包括在两个或更多个频率之间改变与超声换能器相关联的频率。
15.在一些实施例中，第一系列和第二系列超声波从包括多个换能器元件的超声换能器传输；所述方法进一步包括将换能器元件分组为多个换能器组，每组包括换能器元件中
的至少一些且与其他组不同。一个或多个换能器组的换能器元件可以在连续区域上延伸。另外，具有第一频率的第一系列超声波可以从换能器组中的第一个传输，并且具有第二频率的第二系列超声波可以从换能器组的与第一个不同的第二个传输。在一个实施方式中，换能器组的第一个和第二个中的每个换能器元件形成离散的区域。另外，第一和第二换能器组中的至少一些离散区域是散置的。
16.在各种实施例中，第一系列和第二系列的超声波从包括多个换能器元件的超声换能器传输；所述方法进一步包括使第一和第二系列超声波从相同或不同的换能器元件基本上同时、顺序地或循环地传输。另外，所述方法可以进一步包括使超声换能器发射能量水平高于预定水平的第一系列和第二系列超声波以用于靶治疗。在一个实施例中，解剖特征包括组织声学参数(例如，组织吸收和/或组织阻抗)及其由第一系列和第二系列超声波引起的变化。
17.本发明的另一方面涉及一种用于治疗靶区域中的靶组织的系统。在各种实施例中，所述系统包括超声换能器，用于发射具有多个频率的超声波；以及控制器，配置为确定在所述靶区域处的超声波束的两个或更多个最大角转向范围；计算与两个或更多个最大角转向范围相关联的超声波的两个或更多个频率；使超声换能器生成具有计算出的频率中的第一个的第一超声束；以及使所述超声换能器生成具有与所述计算出的频率中的第一个不同的计算出的第二个的第二超声束，以改变所述超声束的最大角度转向范围。
18.在一些实施例中，所述控制器进一步配置为以一个方向、两个方向或三个方向来使第一和/或第二超声束转向。另外，所述系统可以进一步包括成像系统(例如，mri设备)，用于获取与靶区域相关联的解剖特征(例如，组织的类型、尺寸、位置、性质、结构、厚度、密度和/或血管化)；所述控制器进一步配置为至少部分地基于所获取的解剖特征来确定最大角转向范围。在各种实施例中，超声换能器包括多个换能器元件；所述控制器进一步配置为将换能器元件分组为多个换能器组，每组具有换能器元件的至少其中一些且与其他组不同。另外，一个或多个换能器组的换能器元件可以在连续区域上延伸。在一些实施例中，所述控制器进一步配置为使换能器组中的第一个传输第一超声束，并且使换能器组中的与第一个不同的第二个传输第二超声束。在一个实施方式中，换能器组的第一个和第二个中的每个换能器元件形成离散的区域。另外，第一和第二换能器组中的至少一些离散区域是散置的。
19.在各种实施例中，换能器包括多个换能器元件；所述控制器进一步配置为使第一和第二超声束从相同或不同的换能器元件基本上同时、顺序地或循环地发射。另外，所述控制器可以进一步配置为使超声换能器传输能量水平高于预定水平的第一和第二超声束用于靶治疗。
20.在另一方面，本发明涉及一种治疗靶区域中的靶组织的方法。在各种实施例中，所述方法包括确定在所述靶区域处的超声束的两个或更多个最大角转向范围；计算与两个或更多个最大角转向范围相关联的超声波的两个或更多个频率；使超声换能器生成具有计算出的频率中的第一个的第一超声束；以及使所述超声换能器生成具有与所述计算出的频率中的第一个不同的计算出的第二个的第二超声束，以改变所述超声束的最大角度转向范围。
21.在一些实施例中，所述方法进一步包括以一个方向、两个方向或三个方向使第一
和/或第二超声束转向。另外，所述方法可以进一步包括获取与靶区域相关联的解剖特征(例如，组织的类型、尺寸、位置、特性、结构、厚度、密度和/或血管化)；最大角转向范围至少部分地基于获取的解剖特征来确定。在各种实施例中，超声换能器包括多个换能器元件；所述方法进一步包括将换能器元件分组为多个换能器组，每组具有换能器元件的至少其中一些且与其他组不同。另外，一个或多个换能器组的换能器元件可以在连续区域上延伸。在一些实施例中，所述方法进一步包括使换能器组中的第一个传输第一超声束，并且使换能器组中的与第一个不同的第二个传输第二超声束。在一个实施方式中，换能器组的第一个和第二个中的每个换能器元件形成离散的区域。另外，第一和第二换能器组中的至少一些离散区域是散置的。
22.在各种实施例中，换能器包括多个换能器元件；所述方法进一步包括使第一和第二超声束从相同或不同的换能器元件基本上同时、顺序地或循环地发射。另外，所述方法可以进一步包括使超声换能器传输能量水平高于预定水平的第一和第二超声束用于靶治疗。
23.如本文所用，术语“基本上”是指
±
10％，在一些实施例中，为
±
5％。在整个说明书中，对“一个示例”、“一示例”、“一个实施例”或“一实施例”的引用是指结合该示例所描述的特定特征、结构或特性包括在本发明技术方案的至少一个示例中。因此，在整个说明书中各处出现的短语“在一个示例中”、“在一示例中”、“一个实施例”或“一实施例”不一定都指的是同一示例。此外，术语“聚焦深度”和“聚焦长度”在本技术中可互换使用。此外，特定特征、结构、例程、步骤或特性可以在本发明技术方案的一个或多个示例中以任何合适方式组合。本文提供的标题仅是为了方便起见，并不旨在限制或解释所要求保护的技术的范围或含义。
附图说明
24.在附图中，不同视图中相同的附图标记通常代表相同的部件。而且，附图不一定按比例绘制，而是通常将重点放在说明本发明的原理上。在下文描述中，参考以下附图描述本发明的各种实施例，其中：
25.图1a-1c示意性地示出根据各种实施例的示例性聚焦超声系统；
26.图2a示出根据各种实施例，用于将具有不同频率的超声波引导至靶体积的不同区域的换能器元件的示例性配置；
27.图2b和2c为示出根据各种实施例，用于将具有不同频率的超声波施加到靶体积的不同区域的示例性方法的流程图；
28.图3a示出根据各种实施例，基于实时热反馈对换能器设置的调整；
29.图3b为示出根据各种实施例，用于执行和修改治疗计划的示例性方法的流程图；
30.图4为示出根据各种实施例，用于优化超声处理的一个或多个参数用于治疗靶体积中的一个或多个靶区域的示例性方法的流程图；
31.图5a示出根据各种实施例，具有多个换能器元件的二维平面换能器阵列的电子转向的原理；
32.图5b示意性地示出根据各种实施例，通过调整换能器设置来对声束进行侧转向；以及
33.图5c为示出根据各种实施例，用于提供具有期望的转向角和转向精度的声束的示
例性方法的流程图。
具体实施方式
34.图1a为示例性聚焦超声系统100的简化示意图，所述超声系统用于生成聚焦声能束102并将其传递至患者106中的靶体积104。系统100采用超声换能器108，超声换能器108的几何形状和相对于患者106的物理位置是为了将超声能量束102聚焦在位于靶体积104内的三维聚焦区域处。所述系统可以以各种方式定形超声能量，例如产生点聚焦、线聚焦、环形聚焦或同时产生多个聚焦。换能器108可以是基本刚性的、半刚性的或基本柔性的，并且可以由多种材料制成，例如陶瓷、塑料、聚合物、金属和合金。换能器108可以制造为单个单元，或者替代地，可以由多个部件(单元)组装而成。尽管所示换能器108具有“球冠”形状，但是可以采用多种其他几何形状和配置来传递聚焦声束，包括其他非平面以及平面(或线性)配置。取决于应用，换能器的尺寸可以在毫米至几十厘米之间变化。
35.在各种实施例中，换能器108传递具有期望的传输和接收频率响应曲线的高功率输出。例如，换能器108可以生成具有多个工作频率的超声波；用于制造和配置换能器以提供多个频率和高功率输出的系统和方法在例如美国专利公开第2016/0114193号中有所描述，其全部公开内容通过引用并入本技术。在各种实施例中，换能器108包括以一维、二维或三维阵列或其他规则方式或以随机方式布置的大量换能器元件110。这些元件110将电子驱动信号转换为机械运动，并且因此转换为声波。它们可以例如由压电陶瓷或压电复合材料制成，并且可以安装在硅橡胶或适合于阻尼元件110之间的机械耦合的另一种材料中。换能器元件110经由电子驱动信号通道112连接至控制设备114，控制设备114驱动各个换能器元件110，使得它们共同产生聚焦的超声束。更具体地，控制设备114可以包括波束形成器116，其设置通道12中的驱动信号的频率和/或相对幅度和相位。在包含n个换能器元件的常规聚焦超声系统中，波束形成器116通常包含n个放大器118和n个相位控制电路120，每对驱动换能器元件110中的一个。波束形成器116从频率发生器122接收射频(rf)输入信号，通常在0.1mhz至5mhz的范围内。输入信号可以分成n个通道，用于波束形成器116的n个放大器和相位电路118、120。因此，在典型的系统中，射频发生器122和波束形成器116配置为以相同的频率但不同的相位和不同的振幅来驱动换能器108的各个元件110，使得换能器元件110共同形成相控阵列。在各种实施例中，由波束形成器116施加的振幅和相移在控制器124中计算。
36.在某些实施例中，系统100进一步包括成像器130，例如磁共振成像(mri)设备、计算机断层摄影(ct)设备、正电子发射断层摄影(pet)设备、单光子发射计算机断层摄影(spect)设备或超声波扫描设备，用于获取靶和/或非靶组织的图像。获取的图像可以由与成像设备相关联的控制器132(或者，在一些实施例中，为换能器控制器124)进行处理，以使用合适的图像处理技术在其中自动识别靶和/或非靶组织的位置。另外，控制器132/124可以处理图像以确定靶/非靶组织的解剖特征(例如，类型、性质、结构、厚度、密度等)。成像器130提供一组二维(2d)图像，适合于重建靶和/或非靶组织的三维(3d)图像，从中可以推断出其解剖特征；或者，图像采集可以是三维的。在一些实施例中，控制器124/132基于聚焦长度(即，在到达靶区域前，超声波束传播通过组织以及位于换能器108与患者106之间的间隔材料的距离)将靶体积104计算地划分为多个3d区域；换能器元件110然后可以将具有不同
频率的超声波引导到靶体积的不同区域，如下文进一步所述。
37.在一些实施例中，多频超声波是由换能器元件的多个区域产生的。例如，参照图1b，控制设备114可以将换能器元件110动态地分组为多个组132；每个组132包括换能器元件110的一维或二维阵列(即，行或矩阵)，或由其组成。换能器组132可以是能够单独控制的，即，它们各自能够以与其他组132的频率、幅度和/或相位无关的频率、幅度和/或相位发射超声波。例如，参照图2a，控制设备114可以选择一组134以共同将高频超声束传输至与短聚焦深度相对应的靶区域202之一，另一组136共同将低频超声束传输至与长聚焦深度相对应的靶区域204之一。再次参照图1b，在一个实施例中，每个换能器组中的元件110可以在连续区域上延伸，且由不同组覆盖的区域可以重叠或可以不重叠。在另一实施例中，参照图1c，每组中的元件110可以形成彼此散置的多个离散区域。例如，将高频超声束传输到靶区域202的换能器组134可以形成离散区域140-146，而将低频超声束传输到靶区域204的组136可以形成离散区域150-156。应当注意，本技术提供的换能器组的配置仅用于说明，本发明不限于这种配置。本领域的普通技术人员将理解，许多变型是可能的，且因此在本发明的范围内。
38.再次参照图1a，从换能器元件110发射的声波形成声能束102。通常，换能器元件110被驱动，使得波在靶体积104中的聚焦区域会聚。在聚焦区域内，束102的声功率(至少部分地)被组织吸收，从而产生热量并使组织的温度升高到细胞变性和/或消融的程度。对于在组织中的传播长度的超声吸收程度是频率的函数，由下式给出：p
t
＝p0×
(1-10
‑∝
fr
)10
‑∝fꢀꢀꢀ
式(1)，其中p0表示从换能器108发射的超声束的初始声功率，f表示超声的频率(以mhz为单位)，α表示相关频率范围内的吸收系数(以cm-1
·
mhz-1
为单位)且可以从已知文献中获取，r表示聚焦长度(以cm为单位)，p
t
表示靶体积104处的声功率。因此，随着聚焦深度r增大，聚焦区域中的声功率p
t
的吸收减小。在一些实施例中，减小的功率吸收通过减小超声波的频率f来补偿，如下文进一步所述。
39.聚焦超声治疗的目标通常是使靶104处吸收的声功率最大化，同时使靶周围的健康组织以及沿着在换能器与靶104之间的波束路径的组织的暴露最小。为了实现该目标，参照图2a，靶体积104可以被划分为多个区域；然后，换能器可以基本上同时、顺序地或循环地将具有不同频率的超声波引导至靶的不同区域。在一个实施方式中，具有高频(例如，3mhz)的超声波被引导至对应于相对较短的聚焦长度的区域202，而具有低频(例如，1.2mhz)的超声波可以被引导至对应于相对较长的聚焦长度的区域204。结果，在高频下，声功率基本上在区域202中被吸收；在低频下，声功率基本上在区域204中被吸收，同时限制了在区域202中的功率吸收。因此，通过基于靶体积104中的靶区域的聚焦长度来改变超声波的频率，可以在靶体积的各个区域中最佳地吸收声功率，同时避免使特定区域(可以是靶或非靶区域)过热。
40.图2b和2c示出据此用于将具有不同频率的超声波引导至靶体积104的不同区域的示例性方法220、230。在第一步骤222中，激活成像设备以获取目标区域内患者的解剖结构的图像。所述图像可以是3d图像或适于重建目标解剖区域的3d图像的一组2d图像切片。在第二步骤224中，图像由与成像设备相关联的控制器处理，以使用适当的图像处理技术在其中自动识别靶和/或非靶体积的位置。在第三步骤226中，控制器可以基于其相关联的聚焦
长度将识别的靶体积计算地划分为多个区域。该步骤可以涉及确定靶体积相对于超声换能器的位置和定向。在一个实施例中，利用不同的成像形式。例如，靶体积中的多个区域的空间特征可以使用mri来获取，而换能器元件的方向和位置可以使用例如超声系统中的飞行时间方法来获取。结果，在计算与靶体积中的每个区域相关联的聚焦长度之前，可能有必要在不同的成像形式中配准坐标系。示例性的配准方法例如在美国专利号9,934,570中提供，其全部公开内容通过引用并入本技术。
41.在第四步骤228中，换能器控制设备114可以如上所述将换能器元件110分组为多个组，并且随后确定每组中的元件的频率、相对相位和/或振幅设置，使得具有相对较高频率(例如，3mhz)的声束聚焦在与相对较短的聚焦长度相对应的靶区域处，而具有相对较低频率(例如，1.2mhz)的声束聚焦在与相对较长的聚焦长度相对应的靶区域处。另外，控制设备114可以操作一组或更多组换能器元件以顺序地、循环地或基本同时地生成具有两个不同频率的声束。替代地，换能器可以不分组地操作。例如，参照图2c，控制设备114可以激活至少一些换能器元件110以将具有相对较高频率(例如，3mhz)的声束引导至与相对较短聚焦长度相对应的靶区域(在步骤238中)；随后，控制设备114可以降低超声处理频率并调节激活的换能器元件的相对相位和/或幅度，以便在与相对较长的聚焦长度相对应的靶区域处生成具有降低的频率的新声束(在步骤240中)。步骤238和240可以迭代地执行，直到在靶区域处实现期望的治疗效果为止。
42.在各种实施例中，在治疗之前，治疗计划基于例如靶组织和/或非靶组织的解剖特征(例如，类型、尺寸、位置、特性、结构、厚度、密度、血管化等)确定。治疗计划可以包括，例如，用于在靶体积104中的一个或多个区域处生成一个或多个聚焦的超声波的参数(例如，振幅、相位、频率和/或超声处理持续时间)、对应于靶体积104中的区域的一个或多个靶温度和/或非靶组织的最高温度。例如，在美国专利公开号2015/0359603和国际申请号pct/ib2018/000834(2018年6月29日提交)和pct/ib2017/001689(2017年12月13日提交)中提供了基于靶/非靶组织的解剖特征来计算地生成治疗计划的方法，其全部公开内容通过引用并入本技术。
43.在治疗期间，根据治疗计划激活并操作超声系统。另外，监测系统(例如，mri设备130)可以实时地测量靶和/或非靶区域处的温度，并将测量的温度提供给控制设备114。然后，控制设备114可以基于实时反馈来更新治疗计划，并且使超声系统100根据更新的治疗计划进行操作，从而优化对靶区域的治疗效果并避免对非靶区域的损伤。例如，参照图3a，可以首先引导高频波以在第一靶区域302处开始治疗。当检测到位于近场区域并且可能是靶或非靶组织的第二区域304中的温度超过治疗计划中指定的预定阈值时，超声系统100可以切换到低频模式进行治疗，以避免使第二区域304过热。
44.图3b示出了在各种实施例中用于据此执行(并且，在一些实施例中，修改)治疗计划的示例性方法310。如图所示，在治疗程序期间，控制器124可以访问存储治疗计划的存储器，并基于此操作换能器元件110(在步骤312中)。例如，换能器元件110可以根据治疗计划中指定的参数值被激活，以传输聚焦在一个或多个靶区域处的高频超声波/脉冲用于治疗(例如，热消融)。在第二步骤314中，监测系统可以在治疗期间测量与超声换能器、靶组织和/或非靶组织相关联的一个或多个参数值。例如，监测系统可以包括成像器，用于响应于超声处理测量靶和/或非靶组织的组织特征(例如，温度、尺寸、形状或位置)。在第三步骤
316中，基于测量的参数值，控制设备114可以修改治疗计划(例如，施加的超声波的频率)以提高治疗效率和/或避免对非靶组织的损伤。随后，可以根据修改的治疗计划来调整换能器元件110的操作(步骤318)。步骤314-318可以在整个治疗程序中迭代地执行。
45.超声频率的变化也可能会改变靶组织处的聚焦区域的面积，以下式给出：其中a表示用于圆形换能器的聚焦区域的面积，λ表示超声的波长(λ＝2π/f)，d表示换能器元件的直径，r表示聚焦长度。此外，聚焦区域a与聚焦区域中的峰值声强i负相关，满足：i
×
a＝p
t
ꢀꢀꢀ
式(3)因此，在给定的聚焦深度下，增大超声频率可能会使聚焦区域处的峰值声强增大，然后使温度升高。因此，在给定的聚焦深度处选择超声频率反映出在路径区域中的声功率吸收、靶处的功率吸收与聚焦区域处的峰值强度之间的权衡。因此，在各种实施例中，与靶体积104中的每个区域相关联的超声频率基于其中的组织的解剖特征(例如，类型、尺寸、位置、性质、结构、厚度、密度、血管化等)来优化。例如，如果靶区域包括具有低吸收系数的高度血管组织，则可以向其施加高超声频率，以增大聚焦区域处的峰值强度，而不会显著降低其中的声功率吸收。例如，在美国专利申请16/233,744(2018年12月27日提交)中提供了确定用于治疗靶组织的最佳频率的方法，其全部公开内容通过引用并入本技术。附加地或替代地，可以调节超声处理的其他参数(例如，能量水平、超声处理的持续时间等)以优化靶区域处的治疗效果。例如，高功率超声处理可能需要持续时间短的超声应用(例如，短的超声处理时间)。在一些实施例中，当确定用于治疗每个靶区域的最佳频率以及治疗靶体积中的靶区域的顺序时，可以考虑组织声学参数(例如组织阻抗和/或吸收)及其由于组织与声束的相互作用而产生的其变化。例如，由于凝结组织的声吸收相对高于非凝结组织，因此可能需要更高的超声处理频率以有效地治疗包括相对大量的非凝结组织的靶区域。相反，较低的超声处理频率可能足以增大靶区域的温度用于治疗，该靶区域包括相对较大量的凝结组织。同样地，当相对较大量的凝结组织位于波束路径区域中时，可以施加较低的超声处理频率以避免波束路径区域中的非靶组织过度吸收能量。因此，通过调节超声波的频率和/或其他参数，本发明在超声程序中适应组织的可变性，从而允许在各种类型的靶区域中最佳地和有效地吸收声功率。
46.图4示出根据本发明，用于优化超声处理的一个或多个参数(例如，频率)以治疗靶体积中的一个或多个靶区域的示例性方法400。在第一步骤402中，激活成像设备以获取目标区域内患者的解剖结构的图像。在第二步骤404中，图像由与成像设备相关联的控制器处理，以使用适当的图像处理技术在其中自动识别靶和/或非靶体积的位置。在可选的步骤406中，控制器可以基于其相关联的聚焦长度将识别的靶体积计算地划分为多个区域。同样，该步骤可能涉及不同的成像形式，因此，以不同的成像形式配准坐标系可能是有必要的(并且可以按常规方式实现)。在步骤408中，可以分析获取的图像以获取靶体积和/或非靶体积的每个区域中的组织的解剖特征(例如，类型、尺寸、性质、结构、厚度、密度、血管化等)。另外，控制设备114可以分析获取的图像以确定组织的声学参数(例如，阻抗和/或吸收)以及由在靶体积的每个区域中和/或非靶区域中的声束产生的变化。在步骤410中，基于
解剖特征，控制设备114可以确定超声处理的最佳频率和/或其他参数(例如，能量水平、超声处理的持续时间等)，用于治疗靶体积的每个区域以及治疗靶区域的顺序。
47.声束102的聚焦区域的位置、形状和强度至少部分地由换能器元件110的物理布置、换能器108相对于靶体积104的物理定位、沿着换能器108和靶体积104之间的波束路径的组织的结构和声学材料特性和/或驱动信号的频率、相移和/或幅度来确定。如上所述，波束102的“电子转向”通过设置驱动信号来实现，以将声能聚焦在期望位置处。图5a示出包括多个换能器元件502的二维平面换能器阵列的电子转向的原理。特别地，阵列的任何一个换能器元件的“转向角”为第一聚焦轴504与第二聚焦轴508之间的角度α，第一聚焦轴504从该元件大体上正交地延伸至“未转向”聚焦区域506，在“未转向”聚焦区域506处，元件502贡献最大的可能功率，第二聚焦轴508从换能器元件502延伸至位于靶体积处的“转向至的”聚焦区域510。换能器阵列的“转向能力”被定义为转向角α，以该转向角α，传递到转向至的聚焦区域510的能量下降至传递到未转向聚焦区域506的最大功率的一半。显然，相控阵列的每个换能器元件的转向角α可以不同，但是随着从元件到聚焦区域的距离增大，阵列元件的各个转向角接近相同的值。实际上，因为换能器阵列与靶体积之间的距离比换能器元件之间的距离足够长，所以可以认为与阵列中的换能器元件相关联的转向角是相同的。通常，波束102的转向角α取决于波的频率。这是因为基于换能器元件110的形状和尺寸以及超声波的波长来确定声束在靶/非靶区域处的干涉图案。通常，干涉图案包括主瓣和具有高方向性的旁瓣——瓣的强度在转向角处降至零：α＝
±
1.22
×
λ/d度(在圆形换能器的情况下)。因此，高频超声波可能具有更准确但受限的转向能力(例如，α《
±
10
°
)；而低频超声波可能具有更大的转向能力(例如，α》
±
30
°
)。
48.在各种实施例中，使用能够生成多频波的换能器，消除了对在常规超声系统中实现的机械转向机构的需求，或者降低了其需要的能力。例如，参照图5b，控制设备114可以驱动换能器元件110以生成聚焦在靶体积104处的超声束512，并且有利于在垂直于波束传播的方向(例如，沿z轴)上波束的横向转向。如果期望大转向角(例如，θ》
±
30
°
)(例如，当靶跨越大体积时)，则控制设备114可以驱动换能器元件110以生成低频超声束。然而，如果优选更精确的转向(例如，当靶体积周围的组织是热敏感的和/或重要器官时)，则控制设备114可以驱动换能器元件110生成具有高频率的超声束。通常，波束可以以一维、二维或三维(例如，沿x轴、z轴和/或y轴)电子转向。在一个实施例中，波束仅在一个维度(例如，沿x轴)电子转向，且机械转向机构用于在另一个维度(例如，沿y轴)使波束转向。不管换能器108提供一维、二维还是三维转向(通过调整超声频率)，换能器108都能够生成超声波束以期望的转向能力和精度来使靶体积104的各个区域转向。
49.图5c示出根据各种实施例，用于提供具有期望的转向角和转向精度的声束的示例性方法520。在第一步骤522中，激活成像设备以获取目标区域内患者的解剖结构的图像。在第二步骤524中，图像由与成像设备相关联的控制器处理，以使用合适的图像处理技术在其中自动识别靶和/或非靶体积的解剖特征(例如，位置、尺寸和/或组织类型)。在第三步骤526中，基于靶/非靶体积的解剖特征，控制设备114可以确定声束的期望的最大角度转向角和/或转向精度。例如，当靶跨越大体积时，较大的转向角可能是优选的。此外，如果靶体积周围的组织是热敏感的或重要器官，则可能需要更高的转向精度。在第四步骤528中，基于确定的最大角度转向角/转向精度，控制设备114可以确定元件110的频率(以及其他超声参
数，例如相对相位和/或振幅设置)，用于生成靶体积处的聚焦区域。另外，控制设备114可以可选地基于治疗条件(例如，靶体积的尺寸的改变或靶体积中的聚焦区域与非靶组织之间的距离的改变)在超声程序期间更新聚焦束的期望的最大角度转向角和/或转向精度(步骤530)。随后，控制设备114可以调节元件110的频率(和其他超声参数)用于生成具有更新的、期望的最大角度转向角和/或转向精度的聚焦(步骤532)。
50.通常，用于将具有两个或更多个频率的高功率声输出传递到靶体积和/或调节声束的转向角的功能可以在以硬件、软件或以下两者组合实现的一个或多个模块中构造，无论是集成在超声系统100和/或监测系统130的控制器中，还是由单独的外部控制器或其他一个或多个计算实体提供。这样的功能可以包括例如分析使用成像器130获取的靶和/或非靶体积的成像数据，确定靶/非靶体积的位置和/或解剖特征(例如组织类型、尺寸、位置、组织结构、厚度、密度、血管化等)，根据靶体积的相关联的聚焦长度将靶体积计算地划分成多个区域，将换能器元件分为多个组，确定在每个换能器组中的元件的频率、相对相位和/或幅度设置以在对应于相对较短聚焦长度的靶区域处产生具有相对较高频率的声束并在对应于相对较长聚焦长度的靶区域处产生具有相对较低频率的声束，检索存储在存储器中的治疗计划，使监测系统在治疗过程中测量一个或多个与超声换能器、靶组织和/或非靶组织相关联的参数值，基于测量的参数值修改治疗计划，根据修改的治疗计划调整换能器元件的操作，基于靶体积的每个区域的解剖特征确定超声处理的最佳频率和/或其他参数，基于靶和/或非靶组织的位置、尺寸和/或组织类型确定声束的期望的最大角度转向角和/或转向精度，基于期望的最大角度转向角/转向精度确定元件的频率、相对相位和/或幅度设置，基于治疗条件更新聚焦波束的期望的最大角度转向角和/或转向精度，以及基于更新的角度转向角/转向精度调整元件的频率、相对相位和/或幅度设置，如上所述。
51.用于在靶体积104的各个靶区域中聚焦和/或转向声束的超声参数(例如，频率、相对相位和/或振幅)的值在控制器124的控制模块中确定，控制器124可以与超声控制设备114是分开的或者可以与超声控制设备114组合成集成系统控制设备。另外，超声控制设备114和监测系统控制器132可以在单个的、集成的控制设备中实现，或者形成两个或更多个在它们之间进行通信的独立设备。此外，超声控制模块和/或控制设备114可以包括以硬件、软件或两者的组合实现的一个或多个模块。对于其中功能作为一个或多个软件程序提供的实施例，所述程序可以用许多高级语言中的任何一种来编写，例如python、fortran、pascal、java、c、c++、c#、basic、各种脚本语言和/或html。另外，软件可以用指向驻留在目标计算机上的微处理器的汇编语言来实现；例如，如果软件配置为在ibm pc或pc克隆上运行，则可以用in tel 80x86汇编语言实现。所述软件可以实施在制品上，包括但不限于软盘、闪存盘、硬盘、光盘、磁带、prom、eprom、eeprom、现场可编程门阵列或cd-rom。可以使用例如一个或多个fpga、cpld或asic处理器来实现使用硬件电路的实施例。
52.另外，本技术中使用的术语“控制器”、“控制设备”或“控制模块”广泛地包括用于执行如上所述的任何功能的所有必要的硬件组件和/或软件模块；所述控制器可以包括多个硬件组件和/或软件模块，并且功能可以在不同的组件和/或模块之间传播。
53.本文使用的术语和表达用作描述性的术语和表达而非限制性，并且在使用这些术语和表达时，无意排除所示出和所描述的特征或其一部分的任何等同体。另外，已经描述了本发明的某些实施例，对于本领域普通技术人员将显而易见的是，在不脱离本发明的精神
和范围的情况下，可以使用结合本文公开的概念的其他实施例。因此，所描述的实施例被认为是仅在所有方面对本发明进行说明，而非限制。