CN102548616B - 用于超声换能器的超声电源 - Google Patents

用于超声换能器的超声电源 Download PDF

Info

Publication number
CN102548616B
CN102548616B CN201080046288.6A CN201080046288A CN102548616B CN 102548616 B CN102548616 B CN 102548616B CN 201080046288 A CN201080046288 A CN 201080046288A CN 102548616 B CN102548616 B CN 102548616B
Authority
CN
China
Prior art keywords
ultrasonic
volume
temperature
predetermined threshold
temperature measurement
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201080046288.6A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102548616A (zh
Inventor
B·I·拉朱
S·周
S·索卡
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN102548616A publication Critical patent/CN102548616A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102548616B publication Critical patent/CN102548616B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N7/02—Localised ultrasound hyperthermia
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
    • A61B2017/00022—Sensing or detecting at the treatment site
    • A61B2017/00084—Temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
    • A61B2017/00022—Sensing or detecting at the treatment site
    • A61B2017/00084—Temperature
    • A61B2017/00092—Temperature using thermocouples
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00642—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00666—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A61B2090/374—NMR or MRI
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/04—Protection of tissue around surgical sites against effects of non-mechanical surgery, e.g. laser surgery
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0078—Ultrasound therapy with multiple treatment transducers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N7/02—Localised ultrasound hyperthermia
    • A61N7/022—Localised ultrasound hyperthermia intracavitary

Abstract

一种超声电源(100)，适于供应用于驱动与受试者(208)接触的超声换能器(202，702)的电功率，其中，所述超声电源包括：‑通信接口(102)，适于接收所述受试者的第一体积(211，318)的第一温度测量结果和所述受试者的第二体积(214，320)的第二温度测量结果；‑控制器(108)，适于调制用于驱动所述超声换能器的电功率的输出，使得经由所述超声换能器的超声加热：a.所述第一温度测量结果维持在第一预定阈值以上；b.所述第一温度测量结果维持在第二预定阈值以下；以及c.所述第二温度测量结果维持在第三预定阈值以下；并且其中，所述第一预定阈值在所述第三预定阈值以上。

Description

用于超声换能器的超声电源
技术领域
本发明涉及超声系统的控制，特别是用于驱动超声换能器的电功率的调制。
背景技术
癌处理中的进展包括，与无投药相比，能够减小对患者的全身性(systemic)副作用的局部化学疗法。一个该方法是诸如阿霉素的细胞毒素药物的脂质体(liposomal)胶囊化(encapsulation)。最近的研究导致了对针对病理学并且温度敏感的脂质体的研发。温度敏感的脂质体(TSL)能够是传统地在42℃至45℃的范围内触发的脂质体，或是低温敏感脂质体(LTSL)，该低温敏感脂质体在39.5至42℃的范围中释放它们的有效载荷。各种方法可用于提供激活TSL的温度增高。这些包括射频、微波和超声。
超声迅速地变为用于特定治疗介入的期望的途径。特别是，高强度聚焦的超声的使用当前用作用于子宫纤维瘤的热治疗介入的途径并且已经针对肝、脑、前列腺和其它癌损害的处理中的可能使用对其进行了检查。用于组织消融的超声治疗通过以高强度超声声穿透感兴趣的组织来工作，该高强度超声被吸收并转换为热，提升了组织的温度。随着温度升高到55℃以上，组织的凝结坏疽发生，导致立即的细胞死亡。用于治疗中的换能器能够在身体外部或被插入到身体中，例如通过血管、尿道、直肠等。通过合适地调整功率和声处理的持续时间，相同换能器能够用于产生仅数度的非消融温度上升，这使得能够使用TSL来投递药物。
美国专利5323779公开了脉冲热产生装置，该装置选择性地加热患者内毁坏组织的特定组织中的区域。在一个实施例中，脉冲热产生装置是聚焦超声换能器，该聚焦超声换能器将超声能量聚集在特定组织内的焦点。
发明内容
本发明在独立权利要求中提供超声电源、超声系统、计算机程序产品和操作超声电源的方法。在从属权利要求中给出了实施例。
使用放置在尿道中的具有超声换能器元件的阵列的声极(applicator)，此发明的实施例可以对前列腺癌处理的癌治疗有用，但是也可以用于身体的其它部分的癌，例如乳房、肝、脑、骨。频繁地在朝向较晚区域的囊周围附近发现前列腺癌。诸如神经血管束的重要(critical)结构经常位于靠近肿瘤区域并且需要保护。
在前列腺治疗的情况下，在保护例如神经束的附近的组织的同时，激活包含肿瘤的区域中的LTSL是有利的。可以需要维持肿瘤区域处的治疗温度(39.5℃至42℃)达实质量的时间，例如30分钟，以便由于循环而补充具有药物有效载荷的脂质体。如果在此时段期间使用连续声处理方案，则将导致位于处理区域外部且在附近的重要结构中的不想要的治疗温度上升。该问题对聚焦和未聚焦换能器均存在，其中，重要结构在处理地点附近，例如在前列腺处理的情况下，神经束在肿瘤附近。
以前，已经在现有技术中描述了使用经尿道的超声声极的前列腺的处理，其中，单个元件换能器被插入到尿道中以声穿透其前面的区域，并且有时被旋转以覆盖整个横截面。由于简单和低成本设计，这些换能器相对于聚焦换能器是有利的。经尿道的设计是有利的，因为其提供对前列腺的直接的声访问，而无介入组织的影响。在实践中，数个换能器元件沿尿道轴放置，以覆盖3D体积。能够借助于使用磁共振成像(MRI)的图像引导、超声或其它技术来执行整个治疗处理。MRI特别具有提供关于空间区域中组织的温度上升的信息的能力。也采用该声极使用热敏感脂质体来投递药物。
本发明的实施例可以使得能够将处理区域维持在通过LTSL进行药物投递所需的温度，同时维持在外部但在附近的区域在低于此阈值的温度水平。治疗从而真实地是局部的并且可以减小不需要的副作用。
本发明提供一种超声电源，所述超声电源适于供应用于驱动与受试者接触的超声换能器的电功率。应当理解，与受试者接触可以意指超声换能器与受试者直接接触和超声换能器可以经由超声传导介质与受试者接触。于此使用的未聚焦超声换能器定义为发射能够加热受试者的体积，但是未聚焦至特定点的超声的超声换能器。未聚焦超声换能器可以具有多个超声换能器元件，但是它们未聚焦。通过控制逐个超声换能器元件的相位和幅度，可以小程度地调整未聚焦超声换能器贮存的超声能量的体积。多个超声换能器的使用也可以容许在更均匀的体积上分布超声。未聚焦超声换能器可以为超声换能器元件的线阵列的形式，并且也可以被封装以使得它们能够被插入到受试者的孔中。于此使用的聚焦超声换能器是将超声能量拒交至焦点区域的超声换能器。
超声电源包括通信接口，通信接口适于接收所述受试者的第一体积的第一温度测量结果和所述受试者的第二体积的第二温度测量结果。计算机通信接口可以以各种方式来实施，并且可以取决于用于进行第一体积和第二体积的温度测量的方法。通信接口因此可以采取各种形式。例如，通信接口能够是数字接口，其能够是网络连接，其能够是单个仪器内的内部总线或接口，或者其甚至可以是模拟接口。例如，供应电压或电流的热偶可以用于向通信接口发送第一温度测量结果和第二温度测量结果。可以存在用于接收第一温度测量结果的分开的通信接口和接收第二温度测量结果的分开的通信接口。替代地，也可以组合用于第一和第二温度测量结果的通信接口。
超声电源还包括控制器，所述控制器适于调制用于驱动所述超声换能器的电功率的输出，使得经由所述超声换能器的超声加热，所述第一温度测量结果维持在第一预定阈值以上且在第二预定阈值以下。所述第二温度测量结果维持在第三预定阈值以下。所述第一预定阈值等于所述第三预定阈值或在所述第三预定阈值以上。第一体积可以是超声换能器与第二体积之间的体积。此实施例是有益的，因为能够将第一体积加热至可以对受试者具有特定影响的温度。例如，第一预定阈值能够是药物释放发生时的温度。第三预定阈值能够是一温度，在该温度以下，对受试者的第二体积没有影响或持久的影响。此实施例是有益的，因为一些温度激活的药物在预定温度范围内具有最高化学反应性。
在另一实施例中，所述超声换能器是未聚焦超声换能器。所述第一体积在所述超声换能器与所述第二体积之间。
在另一实施例中，超声换能器是聚焦超声换能器。在另一实施例中，控制器适于通过选通所述电功率的输出来调制所述电功率的输出。可以通过调制至构成超声换能器的所有超声换能器元件的电功率的输出来实现电功率的此调制。替代地，能够对构成超声换能器的超声换能器元件的子选择选通电功率。此途径的另一改变是作为时间的函数改变占空比。例如，为增大功率，能够增大占空比，并且为了降低功率，能够减小占空比。
在另一实施例中，所述控制器适于通过连续提供(bearing)供应至所述超声换能器的功率来调制所述电功率的输出。这是有利的，因为代替简单地选通功率，供应至超声换能器的功率可以增大或降低。供应至超声换能器的电功率可以随时间成斜坡形式。此实施例是有利的，因为第一和第二体积中的温度可以比简单地开通和关断至超声换能器的功率时更稳定。可以相对于彼此改变超声换能器的逐个超声换能器元件之间的幅度，以更改超声功率随时间的分布。
在另一实施例中，所述第一体积和所述第二体积以0.25mm与5mm之间的直线距离分开。这是有利的，因为受试者的第一体积能够加热至第一预定阈值以上，而不会损伤受试者的第二体积。
在另一实施例中，所述第一温度测量结果维持在所述第一预定阈值与所述第二预定阈值之间，并且所述第二温度测量结果维持在所述第三预定阈值以下达10秒与1小时之间的时间段。
在另一实施例中，所述第一预定阈值为39.5摄氏度，所述第二预定阈值为42摄氏度。此实施例是有利的，因为存在能够用于在这些温度释放药物有效载荷的温度敏感的脂质体。
在另一实施例中，第一预定阈值为42摄氏度，第二预定阈值为45摄氏度。此实施例是有利的，因为存在能够用于在这些温度释放药物有效载荷的温度敏感的脂质体。
在另一方面，本发明提供超声系统。所述超声系统包括根据本发明的实施例的超声电源。所述超声系统还包括：适于测量所述第一体积和所述第二体积的温度的温度测量系统。所述超声系统还包括超声换能器。可以以各种不同方式来实施温度测量系统。可以使用侵入性技术或可以使用医学成像方法。侵入性技术的范例将是使用通过针插入到第一体积和第二体积中的热偶。将使用超声技术来在第一体积和第二体积中测量温度。替代地，可以使用磁共振测温法来测量第一体积和第二体积中的温度。
在另一实施例中，所述超声系统还包括磁共振成像系统。所述超声电源适于从所述磁共振成像系统接收所述第一和第二温度测量结果。所述磁共振成像系统包括磁体，所述磁体适于生成用于对位于成像体积内的受试者的核磁自旋(magnetic spins of nuclei)进行定向的磁场。所述成像包括所述第一体积和所述第二体积。所述第一体积和所述第二体积在所述成像体积内。所述磁共振成像系统还包括射频系统，所述射频系统包括适于获取磁共振成像数据的线圈。该线圈可以是分开的发送和接收线圈或者线圈可以具有集成的功能并且用于从射频系统发送和接收信号。于此使用的磁共振成像数据是磁共振成像系统获取的并且可以用于重建图像的数据或在磁共振成像系统操作时获取的诸如温度图的其它信息。磁共振成像系统还包括磁场梯度线圈，所述磁场梯度线圈适于对所述成像体积内的所述核磁自旋进行空间编码。所述磁共振成像系统还包括磁场梯度线圈电源，所述磁场梯度线圈电源适于向所述磁场梯度线圈供应电流。所述磁共振成像系统还包括计算机系统，所述计算机系统适于根据所述磁共振成像数据来构建图像，并用于控制所述磁共振成像系统的操作。
所述计算机系统适于使用所述磁共振成像数据来计算所述第一体积和所述第二体积中的温度。所述计算机系统也可以用于引导超声系统。所述超声电源的控制器也可以是计算机系统。在一些实施例中，计算机系统的功能性不限于磁共振成像系统。于此使用的计算机系统是适于执行机器可执行指令的机器。计算机系统的范例可以是单个计算机系统、嵌入式控制器、微控制器、计算机网络、或控制器。此实施例是特别有利的，因为第一和第二体积的温度测量不是侵入性的，并且磁共振成像系统的成像能力可以用于引导超声系统。在另一实施例中，所述温度测量系统使用热偶来测量所述第一体积和所述第二体积的温度。如前面所提到的，热偶可以插入到受试者的第一体积和第二体积中。
在另一实施例中，温度测量系统使用超声来测量第一体积和第二体积的温度。此实施例是有利的，因为其是非侵入性的。
在另一实施例中，所述超声系统还包括适于将温度敏感的脂质体注射到所述受试者中的注射器。此实施例是有利的，因为温度敏感的脂质体能够用于基于区域的温度来控制药物的投递。通过控制第一体积的温度，温度敏感的脂质体能够优选地投递到第一体积而不投递到第二体积。
在另一实施例中，所述超声系统还包括适于移动和/或旋转所述超声换能器的超声换能器致动器。所述超声换能器适于从所述超声电源接收控制信号。所述超声电源适于通过旋转和/或移动所述超声换能器来控制所述第一体积和所述第二体积的温度。
本发明提供一种计算机程序产品，所述计算机程序产品包括由用于超声电源的控制器来执行的机器可执行指令，所述超声电源适于供应用于驱动与受试者接触的超声换能器的电功率。所述计算机程序产品包括用于执行以下步骤的指令：接收所述受试者的第一体积的第一温度测量结果和所述受试者的第二体积的第二温度测量结果。所述计算机程序产品还包括以下步骤：调制驱动所述超声换能器的电功率的输出，使得所述第一温度测量结果维持在第一预定阈值以上，并且在第二预定阈值以下。所述第二温度测量结果维持在第三预定阈值以下。所述第一预定阈值在所述第三预定阈值以上。所述第一体积可以在所述超声换能器与所述第二体积之间。
在另一实施例中，从磁共振成像系统接收所述第一温度测量结果和所述第二温度测量结果。取决于实施例，所述计算机程序产品也可以在计算机系统上执行。计算机程序产品也可以在多个控制器或计算机上分布。
在另一方面，本发明提供一种操作超声电源的方法，所述超声电源适于供应用于驱动与受试者接触的超声换能器的电功率。所述方法包括：接收来自所述受试者的第一体积的第一温度测量结果和来自所述受试者的第二体积的第二温度测量结果。所述方法还包括调制驱动所述超声换能器的电功率的输出，使得将所述第一温度测量结果维持在第一预定阈值以上并且在第二预定阈值以下。所述第二温度测量结果维持在第三预定阈值以下。所述第一预定阈值等于或在所述第三预定阈值以上。所述第一体积可以在所述超声换能器与所述第二体积之间。
根据本发明的实施例的超声系统可以用于执行用于受试者的超声介导的药物投递的方法。所述方法包括访问受试者的处理计划数据的步骤。处理计划数据描述受试者的解剖体并且可以包括诸如受试者的处理区的磁共振图像的图像。该方法还包括将超声换能器与处理区相邻放置。该方法还包括监视第一体积和第二体积的温度。第一和第二体积可以标识于处理计划数据中。可以以各种方式监视温度：可以使用超声、磁共振成像、或热偶。在磁共振成像的情况下，可以使用磁共振成像测温法。所述第一体积可以在所述超声换能器与所述第二体积之间。该方法还包括将温度敏感的脂质体经静脉或直接注射到处理区中。该方法还包括使用超声换能器来将第一体积的温度维持在第一预定阈值以上并且在第二预定阈值以下。所述方法还包括将第二体积的温度维持在第三预定阈值以下。通过控制驱动超声换能器的电功率，所述第二体积的温度保持在第三预定阈值以下。可以通过选通驱动超声换能器的电功率来调制该功率。替代地，可以连续地改变至超声换能器的电功率，以调节第一和第二体积的温度。
附图说明
以下，将参照附图仅通过范例方式描述本发明的优选实施例，其中：
图1示例超声电源的实施例；
图2示例根据本发明的实施例的超声系统；
图3示例根据本发明的实施例的具有集成磁共振成像系统的超声系统；
图4示例根据本发明的方法的实施例；
图5示例内部具有尿道的前列腺的几何结构；
图6示出了声和生物热仿真的结果；
图7示例根据本发明的另一实施例的具有集成磁共振成像系统的超声系统；以及
图8示例对受试者的超声介导的药物投递的方法。
具体实施方式
这些图中类似的标号的元件是等同的元件或执行相同功能。如果功能等同，在在后面的图中将不必讨论先前已经讨论的元件。
图1示出了超声电源100的实施例。超声电源100具有通信接口102和用于超声换能器104的附属装置。用于超声换能器104的附属装置连接至电压生成器106。电压生成器适于产生用于驱动超声换能器元件的电压。图1中也示出了控制器108。控制器108从通信接口102接收第一温度测量结果和第二温度测量结果。控制器108适于生成用于控制电压生成器106的命令。这能够通过数字信号或通过生成模拟控制信号来实现。控制器108包括适于执行机器可执行指令的中央处理单元110。在易失性或非易失性计算机内存(memory)内或在计算机可读介质上包含有计算机程序产品112。计算机程序产品112包含中央处理单元110用来生成用于控制电压生成器106的命令的指令。
图2示例根据本发明的实施例的超声系统。图2中示出的是超声电源100。用于未聚焦超声换能器的附属装置104联接至未聚焦超声换能器202。此图中示例的未聚焦超声换能器202是长圆柱换能器。存在填充有诸如环氧树脂的超声介质的腔206。在腔206内是超声换能器元件204的线阵列。通过移动或旋转未聚焦超声换能器来控制未聚焦超声换能器202产生的超声的方向性。
能够通过控制施加至每一个超声换能器元件204的电功率的相位和/或幅度来调整未聚焦超声换能器202生成的超声的模式。未聚焦超声换能器202插入到受试者208的孔210中。此图中示例的是通过未聚焦超声换能器202产生的超声加热的第一体积211。线212示出了从换能器202至第一体积211的超声的路径。与第一体积211相邻的是第二体积214。第二体积以距离216分开。为测量第一体积211内的温度和第二体积214内的温度，将热偶218插入到受试者208中。在此实施例中，通信接口102也用作用于使用热偶218来测量温度的电子器件。
图2示出了能够用于中间腔(intercavity)或间隙应用中的未聚焦超声换能器202。典型的范例是前列腺治疗，其中，此声极通过尿道插入并放置在前列腺尿道中。装置具有9个元件，每个具有4mm×5mm的面积。当以合适的频率给这些元件供电时，超声波发射到这些组织中。超声波被前列腺组织吸收，这引起温度升高。能够通过磁共振测温法技术来测量温度升高。磁共振测温法通过测量温度敏感参数的变化起作用。可以在磁共振测温法期间测量的参数的范例是：质子共振频移、扩散系数，或者T1和/或T2驰豫时间的变化可以用于使用磁共振来测量温度。质子共振频移是温度相关的，因为逐个质子、氢原子经历的磁场取决于周围分子结构。由于温度影响氢键，所以温度的增高降低了分子屏蔽。这导致了质子共振频率的温度相关性。
图3示例根据本发明的实施例的具有集成磁共振成像系统300的超声系统。存在磁体302，在磁体302的膛孔(bore)中为在受试者支架312上的受试者208。在受试者208以上存在适于获取成像体积314内的磁共振成像数据的射频线圈306。射频线圈306连接至射频收发器304。在磁体的膛孔中还存在磁场梯度线圈308，磁场梯度线圈308连接至磁场梯度电源310。未聚焦超声换能器202插入到受试者208的孔中。
存在超声换能器致动器316，其适于旋转或移动未聚焦超声换能器202。在成像体积314内为第一体积318和第二体积320。第一体积318在未聚焦超声换能器202与第二体积320之间。还存在连接至受试者208的注射器322，该注射器适于将温度敏感的脂质体注射到受试者中。超声电源100连接至计算机系统324的硬件接口326。类似地，磁场梯度电源310、注射器322以及收发器304也全都连接至硬件接口326。计算机系统324还包括微处理器328，该微处理器连接至用户接口330、硬件接口326、计算机存储器332和计算机内存334。计算机内存334包含计算机程序产品336。
计算机程序产品336包含用于操作超声系统或磁共振成像系统300的各种功能。此实施例中的计算机程序产品包含磁共振温度计算模块338，磁共振温度计算模块338包含用于使用磁共振成像数据的机器可执行指令，用于使用磁共振测温法计算温度图。计算机程序产品336还包括超声系统控制模块340形式的代码。超声系统控制模块340包括容许微处理器328发送用于控制超声电源100的指令的指令。计算机程序产品还包含磁共振系统控制模块342，磁共振系统控制模块342包含容许微处理器328来控制磁共振成像系统的功能和操作的指令。计算机程序产品336还包括图像重建模块344。图像重建模块344包含机器可执行指令，该机器可执行指令容许处理器328使用获取的磁共振成像数据来计算受试者208的图像或显像。
计算机存储器332包含用于数据或用于机器可执行指令的存储器。例如，存储器可以包含磁共振成像数据的档案库存储器346。存储器332也可以包含计算机程序产品的副本348。
操作中，图3中所示的设备集成磁共振成像系统300和超声系统的功能。操作者可以初始地使用磁共振成像系统来拍摄图像并标识受试者208的打算以未聚焦超声换能器202来加热的特征或解剖体。接下来，可以通过注射器322将温度敏感的脂质体322注射到受试者208中。在温度敏感的脂质体已经通过身体扩散后，未聚焦超声换能器202用于将第一区域318加热至激活温度敏感的脂质体的温度。第二体积320是与第一体积318相邻的敏感区域，如果温度敏感的脂质体在第二体积320内被激活，则第二体积将受损伤。超声电源100接收由磁共振成像系统300使用磁共振测温法获取的第一体积318和第二体积320的温度测量结果。还可以通过使用超声换能器致动器316来控制第一线318的位置。
图4示例根据本发明的方法的实施例。在步骤400中，接收分别用于第一和第二体积的第一和第二温度测量结果。在步骤402中，调制超声换能器中的电功率驱动，以将第一温度维持在第一预定阈值以上且在第二预定阈值以下，使得第二温度保持在第三预定阈值以下。第三预定阈值温度的温度在第一预定阈值以下。
图5示例内部具有尿道500的前列腺的几何结构。未聚焦超声收发器可以插入到尿道500中。所示的是前列腺的边界502。点504表示前列腺502的边界内的第一体积，该第一体积将从未聚焦超声收发器的热处理受益。标注的点506表示表示神经血管束的第二体积，如果神经血管束由未聚焦超声收发器加热至第三预定阈值以上，则该神经血管束将受损伤。
图5示出了内部具有尿道500的前列腺502几何结构。点504可以视为在前列腺502囊的边缘处的距尿道2cm的处理点。点506距尿道2.4cm远，并且表示对患者的潜能所必需的神经血管束，并且优选地受到保护(preserve)。目的是维持点504处的体积在引起LTSL的激活的温度达延长的时间段，并且同时维持点506处的体积在阈值以下的温度。放置在尿道中的治疗声极典型地具有冷却机构，以保护尿道并维持换能器温度在安全水平内。
图6示出了声和生物热仿真的结果。仿真选择为与图5中示例的情况相关。x轴600示出了以秒计的时间。y轴示出了距尿道变化的距离的区域的以摄氏度计的温度。曲线标记602距尿道2cm。这表示图5中所示的第一体积504。标注的曲线604距尿道2.4cm远并且表示图5中所示的第二体积。标注的曲线606距尿道1cm，并且标注的曲线608距尿道7mm并且标注的曲线610距尿道5mm。
对于用于生成图6中所示的结果的仿真，使用功率调制。假定在时间零注射LTSL。使用有限元仿真来执行声仿真，假定3MHz的声处理频率，声极放置在尿道中。以在维持在20℃的温度循环的冷却水冷却尿道。前列腺介质的性质取自文献：密度＝1050kg/m3；声速＝1530m/s；超声衰减＝5.3Np/m/MHz，具有线性频率相关性；比热＝3639J/Kg/K；热导率＝0.56W/m/K；血液灌注率＝5Kg/m3/s。血液的比热容取为3650J/Kg/K。输出声强度设定为10W/cm2。在整个区域上获得作为时间的函数的温度分布并且针对五个位置进行绘图：距图5中的尿道5mm(线610)、7mm(线608)、1cm(线606)、2cm(线602)、以及2.4cm(线604)。控制方案开通至元件的功率，直至图5的在2cm处的点504达到至少39.5℃并且继续保持该功率进一步直至图5的在2.4cm处的点506正好达到39.5℃。在此时间点，关断声处理功率并且容许组织冷却。在点504和点506处的温度在此时间期间均降低。一旦在点504处的温度下降至39.5℃，就开通功率直到在点506的温度接近39.5℃的点。重复此过程。结果，在点504处的温度分布维持在总是在39.5℃以上，39.5℃是用于激活LTSL的温度，并且同时将在506处的温度维持在39.5℃以下。在约150秒左右后，温度分布变为可预测的并且达到稳态模式。因此，在该时间以外不再继续仿真，但是实践中的治疗将继续达相当长的时间，诸如十至三十分钟。实践中，能够使用来自MRI或超声方法的测温法信息来实现此方案。
在以上方案中，也能够看到，靠近尿道的位置，例如在5mm处(线610)和7mm处(线608)总是达不到治疗温度并且远在39.5℃以下。这是由于在尿道中存在冷却。由于温度分布的总的下降性质，也能够通过合适地对将药物注射到患者中进行定时来保护7mm远(线608)与10mm远(未示出)之间的位置。
作为通过将至未聚焦超声换能器的功率开通和关断来调制功率的替代，存在数个其它实施例：
-在冷却阶段期间，旋转或移动声极，以给不同位置施加治疗。
-代替开通和关断功率，该方案将逐渐增高或降低功率水平以获得较平滑的温度分布，这减小测温法所需的时间更新率，由此增高了温度图的空间精度。
图7示例根据本发明的另一实施例的具有集成磁共振成像系统的超声系统。在此实施例中，示出了高强度聚焦超声系统700。高强度聚焦超声系统包括聚焦超声换能器702。高强度聚焦超声系统还包括适于容许超声波通过的超声窗口704。在患者支架312中可见的是开口708，开口708适于容许超声波通过。开口708可以适于容纳诸如凝胶垫或超声传导凝胶的超声传导介质，以建立从高强度聚焦超声系统700至受试者208的路径。线708标记超声波至第一体积318的路径。第一体积318在聚焦超声换能器702与第二体积320之间。对于聚焦超声换能器702，第一体积318不必在第二体积320与聚焦超声换能器702之间。
图8示例执行超声介导的药物投递的方法。根据本发明的实施例的超声系统可以用于执行此方法。在步骤800中，访问处理计划数据。处理计划数据可以包含描述待处理的受试者的单个体积或多个体积的解剖数据。处理计划数据还可以包含描述受试者的第一体积被加热至的温度范围的数据。附加地，处理计划数据还可以包含描述受试者的第一体积被加热的持续时间的数据。处理计划数据还可以包含描述受试者的第二体积的数据以及第二体积可以被加热至的最大温度。在步骤802中，基于处理计划数据来监视第一体积和第二体积的温度。可以连续地监视温度或可以周期性地监视该温度。在步骤804中，将温度敏感的脂质体注射到受试者中。可以经由血管注射温度敏感的脂质体或者可以将它们直接注射到第一体积中。替代地，可以将温度敏感的脂质体注射到相邻体积中。相邻体积是受试者的与第一体积相邻的体积。在步骤806中，通过使用超声系统的超声换能器进行加热，将第一体积的温度维持在第一预定阈值与第二预定阈值之间。在步骤808中，第二体积的温度维持在第三预定阈值以下。通过调节投递至超声换能器的电功率，将第二体积的温度维持在第三预定阈值以下。可以选通至超声换能器的功率，或者其可以对其进行连续改变。例如，至超声换能器的功率可以是作为时间的函数而改变的斜坡函数。

Claims (13)

1.一种超声电源(100)，适于供应用于驱动与受试者(208)接触的超声换能器(202，702)的电功率，其中，所述超声电源包括：
-通信接口(102)，适于接收所述受试者的第一体积(211，318)的第一温度测量结果和所述受试者的第二体积(214，320)的第二温度测量结果；
-控制器(108)，适于调制用于驱动所述超声换能器的电功率的输出，使得经由所述超声换能器的超声加热：
a.所述第一温度测量结果维持在第一预定阈值以上；
b.所述第一温度测量结果维持在第二预定阈值以下；以及
c.所述第二温度测量结果维持在第三预定阈值以下；并且
其中，所述第一预定阈值在所述第三预定阈值以上，
其中，所述第一体积和所述第二体积以0.25mm与5mm之间的直线距离(216)分开，并且
其中，通过控制所述第一体积的所述第一温度测量结果和所述第二体积的所述第二温度测量结果，温度敏感的脂质体被投递到所述第一体积而不投递到所述第二体积。
2.如权利要求1所述的超声电源，其中，所述超声换能器是未聚焦超声换能器，并且其中所述第一体积在所述超声换能器与所述第二体积之间。
3.如权利要求1所述的超声电源，其中，所述控制器适于通过选通至所述超声换能器的至少一个元件的所述电功率的输出来调制所述电功率的输出。
4.如权利要求1或2所述的超声电源，其中，所述控制器适于通过连续改变供应至所述超声换能器的至少一个元件的功率来调制所述电功率的输出。
5.如权利要求1、2和3中的任一项所述的超声电源，其中，所述第一温度测量结果维持在所述第一预定阈值与所述第二预定阈值之间，并且所述第二温度测量结果维持在所述第三预定阈值以下达10秒与1小时之间的时间段。
6.如权利要求1、2和3中的任一项所述的超声电源，其中，所述第一预定阈值为39.5摄氏度，并且其中，所述第二预定阈值为42摄氏度。
7.一种超声系统(200)，所述超声系统包括：
-根据前述权利要求中的任一项所述的超声电源(100)；
-适于测量所述第一体积和所述第二体积的温度的温度测量系统(218，300)；以及
-超声换能器(202，702)。
8.如权利要求7所述的超声系统，其中，所述超声系统还包括磁共振成像系统(300)，其中，所述超声电源适于从所述磁共振成像系统接收所述第一温度测量结果和所述第二温度测量结果，其中，所述磁共振成像系统包括：
-磁体(302)，适于生成用于对位于成像体积(314)内的受试者的核磁自旋进行定向的磁场，其中，所述成像体积(314)包括所述第一体积(318)和所述第二体积(320)；
-射频系统(304，306)，包括适于获取磁共振成像数据(346)的线圈(306)；
-磁场梯度线圈(308)，适于对所述成像体积内的所述核磁自旋进行空间编码；
-磁场梯度线圈电源(310)，适于向所述磁场梯度线圈供应电流；以及
-计算机系统(324)，适于根据所述磁共振成像数据来构建图像，并适于控制所述磁共振成像系统的操作，其中，所述计算机系统适于使用所述磁共振成像数据来计算所述第一体积和所述第二体积中的温度。
9.如权利要求7所述的超声系统，其中，所述温度测量系统使用热偶(218)来测量所述第一体积和所述第二体积的温度。
10.如权利要求7至9中的任一项所述的超声系统，其中，所述温度测量系统使用超声来测量所述第一体积和所述第二体积的温度。
11.如权利要求7至9中的任一项所述的超声系统，其中，所述超声系统还包括适于将温度敏感的脂质体注射到所述受试者中的注射器(322)。
12.如权利要求7至9中的任一项所述的超声系统，其中，所述超声系统还包括适于移动和/或旋转所述超声换能器的超声换能器致动器(316)，其中，所述超声换能器适于从所述超声电源接收控制信号，其中，所述超声电源适于通过旋转和/或移动所述超声换能器来控制所述第一体积和所述第二体积的温度。
13.一种操作超声电源(100)的装置，所述超声电源(100)适于供应用于驱动与受试者(208)接触的超声换能器(202，702)的电功率，其中，所述装置包括：
-用于接收来自所述受试者的第一体积(211，318)的第一温度测量结果和来自所述受试者的第二体积(214，320)的第二温度测量结果的模块；
-用于调制驱动所述超声换能器的电功率的输出，使得经由所述超声换能器的超声加热：
a.所述第一温度测量结果维持在第一预定阈值以上；
b.所述第一温度测量结果维持在第二预定阈值以下；以及
c.所述第二温度测量结果维持在第三预定阈值以下的模块；并且
其中，所述第一预定阈值等于所述第三预定阈值或在所述第三预定阈值以上，
其中，所述第一体积和所述第二体积以0.25mm与5mm之间的直线距离(216)分开，并且
其中，通过控制所述第一体积的所述第一温度测量结果和所述第二体积的所述第二温度测量结果，温度敏感的脂质体被投递到所述第一体积而不投递到所述第二体积。
CN201080046288.6A 2009-10-15 2010-09-24 用于超声换能器的超声电源 Expired - Fee Related CN102548616B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US25177409P 2009-10-15 2009-10-15
US61/251,774 2009-10-15
PCT/IB2010/054318 WO2011045695A1 (en) 2009-10-15 2010-09-24 Ultrasound power supply for an ultrasound transducer

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102548616A CN102548616A (zh) 2012-07-04
CN102548616B true CN102548616B (zh) 2016-12-28

Family

ID=43333240

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201080046288.6A Expired - Fee Related CN102548616B (zh) 2009-10-15 2010-09-24 用于超声换能器的超声电源

Country Status (6)

Country Link
US (1) US20120203098A1 (zh)
EP (1) EP2488255A1 (zh)
JP (1) JP5882899B2 (zh)
CN (1) CN102548616B (zh)
BR (1) BR112012008498A2 (zh)
WO (1) WO2011045695A1 (zh)

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11027154B2 (en) 2010-03-09 2021-06-08 Profound Medical Inc. Ultrasonic therapy applicator and method of determining position of ultrasonic transducers
US9707413B2 (en) 2010-03-09 2017-07-18 Profound Medical Inc. Controllable rotating ultrasound therapy applicator
EP2489407A1 (en) 2011-02-15 2012-08-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Therapeutic apparatus for heating a subject
US8998889B2 (en) 2011-09-26 2015-04-07 Profound Medical, Inc. System and method for control and monitoring of conformal thermal therapy
US10517569B2 (en) 2012-05-09 2019-12-31 The Regents Of The University Of Michigan Linear magnetic drive transducer for ultrasound imaging
US11357447B2 (en) * 2012-05-31 2022-06-14 Sonivie Ltd. Method and/or apparatus for measuring renal denervation effectiveness
US20140206968A1 (en) * 2013-01-24 2014-07-24 Flextronics Ap, Llc Ultrasonic Sensor and Method of Operating the Same
GB201509931D0 (en) * 2015-06-08 2015-07-22 King S College London Hyperthermia method
US10448948B2 (en) * 2016-02-12 2019-10-22 Ethicon Llc Mechanisms for compensating for drivetrain failure in powered surgical instruments
WO2017162452A1 (en) 2016-03-22 2017-09-28 Koninklijke Philips N.V. Medical ultrasound excited thermography apparatus and medical ultrasound excited thermography inspection method
US20190262633A1 (en) * 2016-07-25 2019-08-29 Koninklijke Philips N.V. Bladder temperature measurement for high intensity focused ultrasound
CN108578915B (zh) * 2018-03-14 2020-02-21 南京海克医疗设备有限公司 一种六路合成超大功率高强度聚焦超声射频驱动系统
US20200022747A1 (en) * 2018-07-17 2020-01-23 Biosense Webster (Israel) Ltd. Temperature-controlled pulsed rf ablation

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2000028919A1 (en) * 1998-11-12 2000-05-25 Canadian Prostate Centre, Inc. Apparatus and method of separating organs to enable aggressive thermal therapy
US6623430B1 (en) * 1997-10-14 2003-09-23 Guided Therapy Systems, Inc. Method and apparatus for safety delivering medicants to a region of tissue using imaging, therapy and temperature monitoring ultrasonic system

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5307812A (en) 1993-03-26 1994-05-03 General Electric Company Heat surgery system monitored by real-time magnetic resonance profiling
JP3993621B2 (ja) * 1995-03-31 2007-10-17 株式会社東芝 超音波治療装置
US6726650B2 (en) * 1997-12-04 2004-04-27 Bracco Research S.A. Automatic liquid injection system and method
JP3848572B2 (ja) * 1999-09-10 2006-11-22 プロリズム，インコーポレイテッド 解剖学的組織を閉塞するための装置
CA2394892A1 (en) * 1999-12-23 2001-06-28 Therus Corporation Ultrasound transducers for imaging and therapy
US6613044B2 (en) * 2000-10-30 2003-09-02 Allen Carl Selective delivery of cryogenic energy to intervertebral disc tissue and related methods of intradiscal hypothermia therapy
US20030212390A1 (en) * 2002-05-07 2003-11-13 Chen Peter C. System for operating an ablation generator with dual energy source
EP1638504A4 (en) * 2003-06-13 2011-07-20 Cerevast Therapeutics Inc NONINVASIVE INTRAVASCULAR THROMBOLYSIS WITH MODIFIED ULTRASOUND TECHNIQUES
US20050249667A1 (en) * 2004-03-24 2005-11-10 Tuszynski Jack A Process for treating a biological organism
JP4564276B2 (ja) * 2004-04-16 2010-10-20 株式会社東芝 磁気共鳴映像診断システム
US7699780B2 (en) * 2004-08-11 2010-04-20 Insightec—Image-Guided Treatment Ltd. Focused ultrasound system with adaptive anatomical aperture shaping
US7771418B2 (en) * 2005-03-09 2010-08-10 Sunnybrook Health Sciences Centre Treatment of diseased tissue using controlled ultrasonic heating
US20110137147A1 (en) * 2005-10-14 2011-06-09 University Of Utah Research Foundation Minimum time feedback control of efficacy and safety of thermal therapies
EP2465574B1 (en) * 2006-06-28 2015-10-28 Ardian, Inc. Systems for thermally-induced renal neuromodulation
FR2905277B1 (fr) * 2006-08-29 2009-04-17 Centre Nat Rech Scient Dispositif de traitement volumique de tissus biologiques
EP2142129A4 (en) * 2007-04-19 2011-04-20 Miramar Labs Inc METHODS AND APPARATUS FOR REDUCING SWEAT PRODUCTION
EP2142125B1 (en) * 2007-04-19 2014-03-05 Miramar Labs, Inc. Devices, and systems for non-invasive delivery of microwave therapy

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6623430B1 (en) * 1997-10-14 2003-09-23 Guided Therapy Systems, Inc. Method and apparatus for safety delivering medicants to a region of tissue using imaging, therapy and temperature monitoring ultrasonic system
WO2000028919A1 (en) * 1998-11-12 2000-05-25 Canadian Prostate Centre, Inc. Apparatus and method of separating organs to enable aggressive thermal therapy

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
.2008,第55卷(第4期), *
IEEE transactions on ultrasonics, ferroelectrics, and frequency control&gt *
S.H.Wong.Feasibility of MR-Temperature Mapping of Ultrasonic Heating from a CMUT.&lt *

Also Published As

Publication number Publication date
JP5882899B2 (ja) 2016-03-09
BR112012008498A2 (pt) 2019-09-24
US20120203098A1 (en) 2012-08-09
WO2011045695A1 (en) 2011-04-21
EP2488255A1 (en) 2012-08-22
CN102548616A (zh) 2012-07-04
JP2013508003A (ja) 2013-03-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102548616B (zh) 用于超声换能器的超声电源
US9417302B2 (en) Therapeutic apparatus for treating a subject using magnetic nanoparticles
US8801701B2 (en) Method and apparatus for obtaining quantitative temperature measurements in prostate and other tissue undergoing thermal therapy treatment
US7771418B2 (en) Treatment of diseased tissue using controlled ultrasonic heating
Diederich et al. Transurethral ultrasound applicators with directional heating patterns for prostate thermal therapy: in vivo evaluation using magnetic resonance thermometry
Partanen et al. Mild hyperthermia with magnetic resonance-guided high-intensity focused ultrasound for applications in drug delivery
Chopra et al. Method for MRI-guided conformal thermal therapy of prostate with planar transurethral ultrasound heating applicators
EP2519324B1 (en) Therapeutic apparatus
CN102448547B (zh) Mr成像引导的治疗
US9937364B2 (en) High intensity focused ultrasound with capacitive micromachined transducers
US20110137147A1 (en) Minimum time feedback control of efficacy and safety of thermal therapies
Ross et al. Curvilinear transurethral ultrasound applicator for selective prostate thermal therapy
Arora et al. Direct thermal dose control of constrained focused ultrasound treatments: phantom and in vivo evaluation
Kinsey et al. Transurethral ultrasound applicators with dynamic multi‐sector control for prostate thermal therapy: In vivo evaluation under MR guidance
Guillemin et al. Mild hyperthermia by MR-guided focused ultrasound in an ex vivo model of osteolytic bone tumour: optimization of the spatio-temporal control of the delivered temperature
KR102429800B1 (ko) 열 치료를 위한 마이크로파 출력 방법 및 이를 수행하는 장치
N’djin et al. Active MR‐temperature feedback control of dynamic interstitial ultrasound therapy in brain: In vivo experiments and modeling in native and coagulated tissues
Melodelima et al. Intraluminal ultrasound applicator compatible with magnetic resonance imaging “real‐time” temperature mapping for the treatment of oesophageal tumours: An ex vivo study
Tang et al. Conformal thermal therapy using planar ultrasound transducers and adaptive closed-loop MR temperature control: demonstration in gel phantoms and ex vivo tissues
Sun et al. Adaptive real‐time closed‐loop temperature control for ultrasound hyperthermia using magnetic resonance thermometry
Strohbehn Evaluation of hyperthermia equipment
Goharrizi et al. Development of a new control strategy for 3D MRI‐controlled interstitial ultrasound cancer therapy
Ryan Methods of thermal modeling and their impact on interstitial hyperthermia treatment planning
EP3459596A1 (en) Power adjustment in magnetic resonance guided high intensity focused ultrasound
Salgaonkar et al. Targeted hyperthermia in prostate with an MR-guided endorectal ultrasound phased array: patient specific modeling and preliminary experiments

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20161228

Termination date: 20200924