CN101810913A

CN101810913A - 一种超声换能器

Info

Publication number: CN101810913A
Application number: CN200910004441A
Authority: CN
Inventors: 周晓东; 弗洛里安·斯坦迈耶; 倪成
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2009-02-25
Filing date: 2009-02-25
Publication date: 2010-08-25
Anticipated expiration: 2029-02-25
Also published as: US20100249668A1; CN101810913B

Abstract

本发明公开了一种超声换能器，包括至少两组换能器单元，每组换能器单元中的换能器单元具有相同的焦点位置，并且各组换能器单元的焦点位置不相同。由于本发明的各组超声换能器单元的焦点分布在较大的空间范围内，那么在磁共振成像设备狭小有限的空间内，能够增加超声治疗的范围。

Description

一种超声换能器

技术领域

本发明涉及超声换能器领域，特别是一种多焦点超声换能器。

背景技术

在磁共振(MR)监控的高强度聚焦超声(HIFU)治疗过程中，利用磁共振成像(MRI)设备可以对HIFU设备加热区域进行温度测量及解剖图监控。通过超声换能器(治疗头)的机械三维运动能够使得超声换能器的焦点覆盖一定体积的治疗区域。由于磁共振成像设备的孔径通常比较狭小，使得超声换能器的运动范围变得非常有限。对于治疗体积较大的肿瘤，很难仅仅通过超声换能器的运动来对整个治疗体积进行加热治疗，这使得对体积较大的肿瘤进行治疗变得比较复杂和困难。

可以用如下几种方法来解决上述问题。其中，一种方法是使用相控阵列式超声换能器。由于相控阵列式超声换能器的焦点位置可以在一定的范围内移动，从而可以在一定程度上增加了超声换能器的治疗范围。但是，为了保证超声换能器焦点的形态合适，只能在非常有限的范围内改变焦距。换言之，该方法对治疗范围的增加非常有限。

另一种方法是使用声透镜技术产生多个超声聚焦点，从而由多个超声聚焦点形成稍大的可加热区域。然而，在声透镜产生的多个超声焦点中，每个超声焦点的超声输出不能独立控制。而实际中为了治疗肿瘤，并同时避免对正常组织的加热，需要独立控制每个焦点的功率输出，以及独立控制每个焦点的打开/关闭。

再一种方法是将病人重新摆位，进行多次治疗。例如，通过增加垫子来改变超声换能器与肿瘤的位置，从而增加治疗范围。由于这种方法需要重新对病人进行摆位，增加了治疗的时间和治疗的复杂性。

发明内容

有鉴于此，本发明提出了一种多焦点的超声换能器，用以增加超声治疗的范围。

本发明提供了一种超声换能器，包括至少两组换能器单元，每组换能器单元中的换能器单元具有相同的焦点位置，并且各组换能器单元的焦点位置不相同。

优选地，各组换能器单元具有一个独立的功率驱动单元。

在任一方向上最远的两个焦点之间的距离小于等于所述超声换能器在该方向上的运动范围。

各组换能器单元组的焦点位于同一条直线上。

进一步，各组换能器单元的焦点位于所述超声换能器的轴线上。

相邻换能器单元的衔接处呈连续布置。或者，相邻换能器单元的衔接处呈跳跃布置。

在一种实施方式中，所述换能器单元沿超声换能器的径向划分。

进一步，在该实施方式中，各组换能器单元在超声换能器的圆周切向上间隔布置。

在另一种实施方式中，所述换能器单元同轴布置。

进一步，在该实施方式中，各组超声换能器间隔布置。

在再一种实施方式中，所述换能器单元任意布置。

进一步，在该实施方式中，所述换能器单元具有任意的形状。

从上述方案中可以看出，由于本发明超声换能器的换能器单元分为多个组，每组换能器单元具有相同的焦点位置，而各组的焦点位置不相同，这些焦点分布在较大的空间范围内，那么在磁共振成像设备狭小有限的空间内，能够增加超声治疗的范围。多组换能器单元可以同时输出功率对不同的位置进行治疗，提高治疗的效率，减少治疗时间。由于本发明的超声换能器能够对较大空间范围进行加热，所以能够简化大肿瘤治疗方案，病人一次摆位即可完成整个肿瘤的治疗。本发明不限于用在磁共振监控的HIFU设备上，对于其它机械空间狭小的HIFU设备同样适用。

另外，本发明的超声换能器不仅可以用于桶形的超导磁体，而且还适用于其他类型的磁体设计，如C形的永磁体设计。并且，本发明不局限于圆形超声换能器设计，可以应用于任意形状的超声换能器设计。

附图说明

图1为根据本发明的一种超声换能器中换能器单元的布置示意图，其中，该超声换能器包括两组换能器单元E1和E2，E1由D11、D21、D31、D41组成，E2由D12、D22、D32、D42组成。

图2为根据本发明的另一种超声换能器中换能器单元的布置示意图，其中，该超声换能器包括两组换能器单元E1和E2，E1由D11、D21组成，E2由D12、D22组成。

图3为根据本发明的再一种超声换能器中换能器单元的布置示意图，其中，该超声换能器包括三组换能器单元E1、E2和E3，E1由D1、D3、D7组成，E2由D2、D5、D8组成，E3由D4、D6组成。

图4为相邻换能器单元衔接处具有跳跃的示意图。

图5和图6为在坐标系X0Y中的两个相邻换能器单元D1和D2，其中，在图5中D1位于中心，在图6中D1和D2均不在中心。

图7为显示了多个功率驱动单元的示意图。

图8为具有两组换能器单元的超声波换能器的加热区域的示意图，其中，110表示磁体腔，120表示病人身体，130表示待被加热的肿瘤，140表示水，150表示处于最上端位置的超声波换能器，150’表示处于最下端位置的超声波换能器。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，以下举实施例对本发明进一步详细说明。

传统的单焦点超声换能器的几何形状为凹球面，球心为超声换能器的几何焦点，球的曲率半径为焦距。本发明所提出的超声换能器并不局限于凹球面的形状，可以为任意形状。但是，为了易于描述本发明的技术方案，在下面的描述中主要以凹球面形状为例。

本发明实施例将超声换能器分成n(n≥2)组换能器单元，每组换能器单元都是凹球面设计，并且同一组换能器单元具有相同的焦点位置，但是不同组换能器单元具有不同的焦点位置。不妨将换能器单元的组记为E1，E2，...，En，优选地，各组换能器单元的焦点位于同一条直线上，例如都位于超声换能器的轴线上，这样会便于设计和使用，但是各组的焦点不是必须在一条直线上。每组换能器单元具有一个独立的功率驱动单元，可以保证每组换能器单元功率单独输出。

通过机械装置的驱动，超声换能器可以沿超声换能器的轴向运动，设d为超声换能器轴向运动范围，对于单焦点的超声换能器，其治疗范围在轴向为d。而对于本发明所提出的超声换能器设计方案，要求焦点相邻的任意两组换能器单元的焦点位置之间的间距小于等于d。这样可以保证治疗区域的连续性，避免存在不可治疗的间隙。那么本发明的超声换能器的治疗范围在轴向为：d+ΔL，其中，d为超声换能器轴向运动范围，ΔL为在轴向上距离最远的两个焦点的间距。

举例来说，对于超声换能器中换能器单元组的结构，可以有下面几种方式。

方式1：超声换能器中的换能器单元沿超声换能器的径向划分。

沿超声换能器的径向划分有m×n个换能器单元(其中m≥1，n≥2)，不妨以顺时针方向按顺序将这些换能器单元记为D11，D12，...，D1n，D21，D22，...，D2n，...，Dm1，Dm2，...，Dmn。

将这m×n个换能器单元分组成上文所述的n组，例如分组方法如下：

组E1包括D11，D21，D31，...，Dm1；

组E2包括D12，D22，D32，...，Dm2；

……

组En包括D1n，D2n，D3n，...，Dmn。

图1显示了采用方式1的一个包括两组换能器单元的具体例子。如图1所示，超声换能器沿径向划分为两组换能器单元E1和E2，E1包括换能器单元D11、D21、D31、D41，E2包括换能器单元D12、D22、D 32、D42。每组换能器单元具有单独的功率驱动单元，例如E1具有功率驱动单元PD1(图中未显示)，E2具有功率驱动单元PD2(图中未显示)。如前所述，E1的焦点F1的位置与E1的焦点F2的位置不同。

方式2：换能器单元同轴布置。

沿超声换能器的轴向同轴划分为m×n个换能器单元(m≥1，n≥2)，不妨由中心向外按顺序记为D11，D12，...，D1n，D21，D22，...，D2n，...，Dm1，Dm2，...，Dmn。

组E1包括D11，D21，D31，...，Dm1；

组E2包括D12，D22，D32，...，Dm2；

......

组En包括D1n，D2n，D3n，...，Dmn。

图2显示了采用方式2的一个包括两组换能器单元的具体例子。如图2所示，同轴划分为两组换能器单元E1和E2，E1包括换能器单元D11、D21，E2包括换能器单元D12、D22。每组换能器单元具有单独的功率驱动单元，例如E1具有功率驱动单元PD1(图中未显示)，E2具有功率驱动单元PD2(图中未显示)。如前所述，E1的焦点F1的位置与E1的焦点F2的位置不同。

方式3：换能器单元任意布置。

将超声换能器按照设计需要划分为m个换能器单元(m≥2)D1，D2，...，Dm，每个换能器单元的形状可以根据实际的需求和设计的需要设计为定为任意的形状，然后组合成上文所述的n组换能器单元。

图3显示了采用方式3的一个包括三组换能器单元的具体例子。如图3所示，按照设计需求划分为三组换能器单元E1、E2、E3，其中E1包括换能器单元D1、D3、D7，E2包括换能器单元D2、D5、D8，E3包括换能器单元D4、D6。每组换能器单元具有单独的功率驱动单元，例如E1具有功率驱动单元PD1(图中未显示)，E2具有功率驱动单元PD2(图中未显示)，E3具有功率驱动单元PD3(图中未显示)。如前所述，E1的焦点F1的位置、E1的焦点F2的位置、以及E3的焦点F3的位置各不不同。

由于各组换能器单元的焦点位置不同，要求各组换能器单元的曲率半径不同，可能会使得相邻各组换能器单元衔接处出现跳跃。

如图4所示，举例说明一种同轴划分超声换能器衔接处具有跳跃的结构。在图4中，两组换能器单元分别具有焦距R1、R2。处于中心的换能器单元抬起，有助于减少整个超声换能器体积，充分利用焦距范围。

另外，本发明进一步提出一种方案，可以避免在同轴划分的超声换能器设计中出现衔接跳跃。

如上述同轴划分方案所描述的m×n组换能器单元，如图5和图6所示，过超声换能器轴线做一切面，并建立坐标系统XOY，轴线与换能器的交点为坐标原点O，换能器的径向为X轴，轴向为Y轴，所有组的焦点都在Y轴上。在m×n个换能器单元当中，对任意两个相邻换能器单元距离中心O由近至远记为D1、D2，它们焦点的位置分别为(0，F1)和(0，F2)。它们的曲率半径可以通过下面方法得到：

设A、B、C三点的坐标分别为(x_a，y_a)、(x_b，y_b)、(x_c，y_c)，如果区域D1处于中心(如图5所示)，那么D1的曲率半径R₁为F1，D2的曲率半径R₂为如果D1和D2都不在中心(如图6所示)，那么D1的曲率半径R₁为D2的曲率半径R₂为

R_{2} = \sqrt{x_{b}^{2} + {(F_{2} - y_{b})}^{2}} .

在较佳情况下，如图7所示，每组换能器单元分别由独立的功率驱动单元PD1，PD2，...，PDn支持。各个功率驱动单元的输出功率大小和输出频率是相互独立的，可以独立的进行调节。

对于比较大的肿瘤或治疗区域，现有的单焦点超声换能器不能将其覆盖。对于本发明提出的多焦点超声换能器，每组换能器单元具有不同的焦点位置，即具有不同的治疗范围。那么，在治疗过程中，首先将治疗区域按照各组换能器单元的治疗范围进行划分；然后，利用各自的功率驱动单元，对焦点处于治疗区域的那组或那些组换能器单元输出超声功率，而焦点处于治疗区域之外的那组或那些组换能器单元关闭。

图8所示的是两组换能器单元(两个焦点)的治疗示意图。在保持超声换能器机械运动装置不变的情况下，治疗的范围由长焦距的治疗范围和短焦距的治疗范围组合而成。如果仅使用单组焦点，长焦距换能器单元的治疗范围和短焦距换能器单元的治疗范围均不能覆盖较大的肿瘤，而根据本发明将两组焦距的治疗范围联合就可以覆盖整个肿瘤。

以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims

1.一种超声换能器，包括至少两组换能器单元，每组换能器单元中的换能器单元具有相同的焦点位置，并且各组换能器单元的焦点位置不相同。

2.根据权利要求1所述的超声换能器，其特征在于，各组换能器单元具有一个独立的功率驱动单元。

3.根据权利要求1所述的超声换能器，其特征在于，在任一方向上最远的两个焦点之间的距离小于等于所述超声换能器在该方向上的运动范围。

4.根据权利要求1所述的超声换能器，其特征在于，各组换能器单元组的焦点位于同一条直线上。

5.根据权利要求4所述的超声换能器，其特征在于，各组换能器单元的焦点位于所述超声换能器的轴线上。

6.根据权利要求1所述的超声换能器，其特征在于，相邻换能器单元的衔接处呈连续布置。

7.根据权利要求1所述的超声换能器，其特征在于，相邻换能器单元的衔接处呈跳跃布置。

8.根据权利要求1-7中任一项所述的超声换能器，其特征在于，所述换能器单元沿超声换能器的径向划分。

9.根据权利要求8所述的超声换能器，其特征在于，各组换能器单元在超声换能器的圆周切向上间隔布置。

10.根据权利要求1-7中任一项所述的超声换能器，其特征在于，所述换能器单元同轴布置。

11.根据权利要求10所述的超声换能器，其特征在于，各组超声换能器间隔布置。

12.根据权利要求1-7中任一项所述的超声换能器，其特征在于，所述换能器单元任意布置。

13.根据权利要求12所述的超声换能器，其特征在于，所述换能器单元具有任意的形状。