CN103221093A - 包括具有能调节的焦点的电容微机械超声换能器的导管 - Google Patents

Abstract

一种导管（700、800、1206），包括：具有远端（808、906、1004、208）和近端（1006）的杆，其中，所述远端包括电容微机械超声换能器的至少一个阵列（308、402、404、500、512、600、604、802、008），其具有能调节的焦点以能控制地加热目标区（806、1014、1210）；以及在所述近端处的连接器（1012），所述连接器（1012）用于向所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列供给电能以及用于控制所述能调节的焦点。

Description

包括具有能调节的焦点的电容微机械超声换能器的导管

技术领域

本发明涉及用于利用超声能量加热受检者的目标体积的导管，具体而言，本发明涉及用于生成超声的电容微机械超声换能器的使用，以及涉及用于控制所生成的超声的焦点的医学成像的使用。

背景技术

前列腺的高强度聚焦超声（HIFU）消融传统地由经直肠探头通过直肠壁来进行。或者，消融也能够由经尿道探头通过尿道壁来进行。经尿道方式相比于经直肠方式具有若干涉及安全性的优势。因为，尿道的位置是已知的（探头在尿道内），这更容易避免可能增加失禁风险的对尿道的无意热损伤。而且，由于没有通过直肠壁进行声波处理，因此也显著降低了损伤这种敏感结构的风险。经尿道方式的主要劣势是针对换能器的可用空间相比于经直肠方式显著减少。如果采用传统压电陶瓷或压电复合材料换能器，这基本上将导管换能器的设计限制在一维相控阵列，由此也限制了能够使用的可行声波处理方法。出于实践的原因，常规换能器由于以排布置的、即布置为线性（一维）阵列的相对少数量的大元件而隆起。

在Ergun等人在IEEE Transactions on Ultrasonics，Ferroelectrics，andFrequency Control，第52卷，第2242-2258页（2005）上的文章中回顾了用于成像的电容微机械超声换能器的制造和使用。

美国专利申请US2008/0221448提到了一种导管，所述导管具有电容微机械超声换能器的环形阵列，用于通过针对组织消融的HIFU装置进行实时前视声学成像。

发明内容

本发明在独立权利要求中提供了一种导管、一种医学成像系统、一种计算机程序产品以及一种方法。在从属权利要求中给出了实施例。本发明所述的导管配备有一个或多个电容微机械换能器阵列的换能器模块。根据本发明，所述换能器模块是至少部分能变形的。

具体针对经尿道HIFU消融，电容微机械超声换能器（CMUT）提供了压电复合材料换能器的感兴趣的替代。CMUT允许换能器直径的实质性的减小，同时由于元件非常小的尺寸，仍允许二维相控阵列。所述二维相控阵列也允许焦点的形成，这继而允许更准确和更安全的消融流程，因为能够更谨慎地跟随目标组织的边界。然而，垂直于导管的元件的数量少，这导致在那个方向上相对宽的焦点。所以，在X和Y上的分辨率或波束尺寸是不相等的。此外，CMUT比传统压电陶瓷或压电复合材料换能器更便宜而且能够不含铅地制造，这允许这些CMUT是一次性的。针对使用腔内换能器的HIFU治疗，这是显著有利的，对于经尿道前列腺消融和经直肠前列腺消融都是这样的。另外，硅换能器能够制造成柔性的，然而，传统压电晶体不是柔性的。亦即，所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列的至少一部分是柔性的。

前列腺的HIFU消融主要使用经直肠超声探头来进行，因为这给出了在换能器设计中更大的自由度。然而，整个前列腺腺体的消融是困难的（特别是前壁），并且诸如尿道和直肠壁的非目标组织的保护也是具有挑战性的。

如在本文中所使用的“电容微机械超声换能器”（CMUT）涵盖电容超声换能器，所述电容超声换能器使用微机械技术制造。微机械技术为薄膜制造技术；通常使用与那些用于制造集成电路的工艺相同或相似的工艺执行所述微机械技术。

最近的发展带来这样的前景：医学超声换能器能够通过半导体加工工艺制造。这些工艺可以是与用于生产超声探头所需的电路的工艺相同的工艺，诸如CMOS工艺。这些发展已经生产了微机械超声换能器或MUT。MUT已经以两种设计方式制造，一种使用具有压电性质的半导体层（PMUT），而另一种使用具有表现出电容效应的电极板的隔板和基底（CMUT）。CMUT换能器为具有电极的微小的类隔板装置，其将所接收的超声信号的声音振动转换为调制电容。为了发射，调制应用于电极的电容电荷以使所述装置的隔板振动，并且因此发射声波。因为这些装置是通过半导体工艺制造的，所述装置通常具有10-200微米范围的尺寸，但是能够将范围增大至300-500微米的装置直径。许多这样的个体CMUT能够连接在一起并且作为单个换能器元件联合工作。例如，四到十六个CMUT能够耦合在一起以作为单个换能器元件联合作用。典型的二维换能器阵列目前可以具有2000-3000个压电换能器元件。当制造为CMUT阵列时，可以使用超过一百万个CMUT单元。令人惊讶的是，早期结果已经指示，来自半导体加工厂的这种尺寸的CMUT阵列的生产竟然显著提高到超过针对数千换能器元件的锆钛酸铅（PZT）阵列的生产。

如在本文中使用的预塌陷电容超声换能器涵盖一般处于塌陷状态中的电容微机械超声换能器。

开始，生产CMUT以在当今已知的“未塌陷”模式中运行。将典型的未塌陷CMUT换能器单元连同在诸如硅的基底上的多个相似邻近单元一起制造。由绝缘支撑物在所述基底之上支撑由氮化硅制造的隔板或隔膜，所述绝缘支撑物可以由氧化硅或氮化硅制造。在所述隔膜与所述基底之间的腔可以填充空气或气体，或者可以完全或部分真空。诸如黄金的传导膜或传导层在所述隔板上形成电极，并且类似的膜或层在所述基底上形成电极。这两个电极，由电介质腔分隔开，形成电容器。当声信号令所述隔膜振动，能够检测所述电容的变化，由此将声波转换为相应的电信号。相反地，应用于所述电极的A.C.信号可以调制所述电容，令所述隔膜移动，并且由此发射声信号。

由于典型CMUT的微米尺寸量级，通常将多个CMUT单元紧密靠近地制造以形成单个换能器元件。独立的单元能够具有圆形、矩形、六边形、或其他外周形状。CMUT单元也可以称为：电容微机械超声换能器单元、电容微机械超声换能器、CMUT元件以及电容微机械超声换能器元件。

CMUT本质为二次（quadratic）装置，从而所述声信号一般为应用信号的谐波，亦即，所述声信号频率可以为应用电信号频率的两倍。为了防止这种二次行为，将偏置电压应用于所述两个电极，其令所述隔板通过形成的库仑力吸引至所述基底。将DC偏置电压VB应用于终端，并且将DC偏置电压VB通过如下路径耦合于所述隔膜电极：所述路径引入对A.C.信号的高阻抗Z，诸如感抗。A.C.信号从信号终端电容地耦合于所述隔膜电极以及从所述隔膜电极断开耦合。在所述隔膜上的正电荷被在基底12上的负电荷吸引时，在所述隔膜上的正电荷令所述隔膜膨胀。当在这种偏置状态中连续运行时，CMUT单元仅微弱地显示出二次行为。

已经发现，当所述隔膜膨胀从而使所述电容装置的两个相反充电板尽可能靠在一起时，CMUT是最敏感的。所述两个板的紧密靠近可以引起CMUT的声信号能量与电信号能量之间的更强的耦合。因此，期望增加偏置电压VB直到在所述隔膜与所述基底之间的电介质间隔小到能够在运行信号条件下维持。在创建的实施例中，这种间隔已经为大约一微米或更小。然而，如果应用的偏置电压过大，所述隔膜能够接触所述基底，从而在所述装置的两个板由范德华力粘接在一起时，令所述装置短路。当过度驱动CMUT单元时，能够发生这种粘接，并且由于制造的容限变化，在相同偏置电压VB下，这种粘接能够在一个装置与另一装置间不同。尽管通过将装置电极嵌入在电隔绝层（例如，氮化硅）中能够减少永久粘接，当尝试在最大敏感度范围内运行非塌陷CMUT时，在塌陷状态和非塌陷状态间运行的非线性是固有的劣势。

甚至当将所述隔膜被偏置以造成非常小的亚微米电介质间隔时，CMUT的敏感度能够小于期望的敏感度。这是由于这样的事实：鉴于在所述隔膜的中心处的电荷相对靠近相反的电荷并且可以相对于相反电荷显著移动，在所述隔膜外围的电荷可能几乎不移动并且因此几乎不参与所述装置的信号换能，其中在所述隔膜外围由支撑物支撑所述隔膜。消除这种不同的一种方式为使用小的隔膜电极，所述小的隔膜电极不会延伸至所述支撑物。这将在所述隔膜电极上的电荷限制在所述装置的中心，在那里，它可以强烈地参与到所述隔膜的移动中，并且因此，参与到所述装置的换能中。另外还必须有一个或多个电导体以将偏置电压V应用到隔膜电极20，并将A.C.信号与所述电极耦合以及断开耦合。这些电导体必须非常薄，具有将不期望的大的阻抗强加到所述A.C.信号上的量级会限制所述装置的敏感度。

使用经尿道方式进行前列腺HIFU消融使得更容易避开非目标组织，并且还使得更容易消融整个腺体。由于超声应用器的尺寸限制，经尿道HIFU探头面临额外的困难。尽管这些挑战，一维相控阵列最近已经用于在MR测温法引导下的对前列腺的临床经尿道HIFU消融。传统平面或曲线的经尿道相控阵列换能器仅在一个方向上发射超声，因此，需要机械旋转以消融整个腺体。这种机械旋转可能需要长的处置持续时间以处置整个腺体。另一个困难是这种处置方法可能造成MR伪影。发生MR伪影部分是直接由于旋转，并且部分是由于为了旋转以加热整个腺体的需要而强加的长治疗持续时间。也提出了使用多扇区管状经尿道应用器的备选方式以避免或最小化对于旋转的需求，由此大量地缩短了处置事件。然而，由于欠方向性的声场，这些换能器具有较小加热角度控制的问题，这继而使得更难以避开无需加热的结构。

用于经尿道HIFU探头的导管CMUT的使用可以是有益的。CMUT技术的利用可以允许HIFU探头的尺寸减小，同时依然允许二维相控阵列，这继而能够用于获得非常良好限定的波束轮廓。为了避免加热诸如神经束的敏感结构从而降低阳痿风险，这是非常有用的。相比于用在传统换能器中的压电复合材料，用在CMUT中的硅的更高的热传导性也允许以所述应用器的更少加热来发射更高的能量，由此降低令尿道过度加热的风险。针对CMUT，所述换能器的厚度能够自由选择，即，厚度对频率没有影响（与压电晶体不同）。这也使得对CMUT的冷却更为简单。改进的冷却将进一步降低失禁的风险。此外，针对外部应用的HIFU（身体外换能器），以足够低的频率通过CMUT制造超声是困难的，但是针对前列腺经尿道HIFU消融所需的短穿透深度，CMUT似乎是理想的。通常在经尿道超声中使用的频率在5-8.5MHz之间，由于改进的波束质量和在这些穿透深度处的有效的能量吸收，针对更浅的目标需要更高的频率。下文将进一步详细描述所述优势。

在传统压电陶瓷或压电复合材料经尿道换能器中元件的有限量指示波束形成基本是不可行的。如果将换能器棒制造成曲线形，能够获得垂直于声作用表面的相当良好限定的声模式。然而，使用CMUT允许二维相控阵列并且因此允许完全波束操纵能力。这可能需要在CMOS顶部上的CMUT的完全集成，在微波束形成器顶部上的集成。这继而允许生成聚焦点或多个聚焦点，所述聚焦点或多个聚焦点在三维中为良好限定的区域，能够按时间切换所述聚焦点或多个聚焦点以便在最小加热应当避开的附近组织的情况下消融整个期望体积。然而，应该注意，由于沿换能器探头的元件的量远大于垂直于探头的元件的量，所述聚焦点可能是不对称的。所述聚焦点因此可以延长，但是强度模式或者能够分裂为沿所述探头的方向的多个或多或少的对称聚焦点。电波束形成和/或波束操纵的使用不仅允许更谨慎的避开诸如神经束的组织，也允许避开尿道，因为能够在远离尿道处生成所述焦点（或焦距），由此减少在尿道表面的加热。多个焦距或一个焦点的使用也可以减少加热前列腺的期望部分所需要的能量的总量，因此，固有地更进一步地降低令敏感组织过度加热的风险。

根据本发明，所述换能器模块为至少部分能变形的。亦即，所述换能器模块可以是柔性的和/或能够弯曲。例如，（一个或多个）CMUT阵列可以设置在柔性材料上，即设置在柔性基底上。在另一范例中，能够在两个CMUT阵列之间提供柔性元件。因为所述换能器模块是能变形的，在其上安装所述换能器模块的远端能够变形，从而跟随通过患者解剖结构的路径中的窄弯曲。因此，能够更准确地游历本发明所述的导管通过窄通路，诸如患者尿道。

根据本发明的另一方面，通过所述换能器模块的变形改变所述换能器模块的超声焦点。因此，所述能调节的焦点是至少部分由机械调节的。

本发明的另一方面是能够将包含CMUT的消融导管也制造为能变形的，从而机械地产生焦点。这不排除CMUT导管为相控阵列，并且所述技术能够有利地结合。弯曲的半径能够适于作为治疗计划的部分，或者在治疗过程中作为预先计划步骤。这还改进了波束轮廓从而制定出甚至更准确的消融流程。

也能够将CMUT导管制造为柔性或部分柔性的（只有所述导管的部分是柔性的，而其余部分是刚性的），以使得其经由尿道插入前列腺比使用压电复合材料处置作用区域的导管更简单。对于使用PZT换能器的传统导管而言，PZT换能器的作用部分不是柔性的，但是杆（shaft）可以是柔性的。CMUT导管的高柔性可以实现能够使用Flex-to-Foil技术。在Flex-to-Foil技术中，将CMUT制造在柔性基底上。这种柔性无需是被动的（passive），但是能够将所述导管有利地制造为能操纵的。此外，这使得声波处理能够从膀胱进入前列腺的高级（superior）部分，从而允许新的处置选择。这种可能性或许能够用于进一步辅助直接避开在前列腺高级部分之外的健康组织以及在前列腺之内的健康组织。

Flex-to-Foil技术可以是柔性单片式集成电路，所述柔性单片式集成电路包括：柔性电路元件、在各所述柔性电路元件之间的连接元件以及覆盖所述柔性电路元件和所述连接元件的柔性覆盖层，所述柔性覆盖层包括含有多聚物的层状材料的至少一层，其中，所述柔性覆盖涂层作为针对所述柔性电路元件和所述连接元件的钝化层、平面化层以及机械支撑物。在一些实施例中，从聚酰亚胺、聚碳酸酯、碳氟化合物、聚砜、环氧化物、苯酚、三聚氰胺、聚酯或它们的共聚物的组中选择所述多聚物。在其他实施例中，从聚酰亚胺树脂的组中选择所述多聚物。

此外，用在CMUT中的硅相比于用在传统换能器中的压电材料的更好的热传导使得其更不可能过度加热所述换能器并且因此过度加热尿道。这是CMUT的直接性质，但是尽管如此这对于经尿道应用器特别有用，因为这种应用器的过度加热会直接导致尿道灼伤，继而造成严重的副作用，所述副作用可以包括失禁。也能够利用CMUT的直接有效水冷却以进一步降低所述换能器探头的温度。

如上文提到的，压电陶瓷或压电复合材料经尿道换能器或者需要旋转来处置整个前列腺腺体（线性或曲线换能器），或者如果使用管状扇区换能器，那么声强度分布不会如优选的那样良好限定。相反，平面或曲线二维相控阵列CMUT的节段能够用于覆盖所述换能器的整个360°或仅其部分。所述换能器证明也能够由两个平面二维相控阵列制造，所述两个平面二维相控阵列在背面粘合于彼此。这能够使用Flex-to-Foil技术完成。将这与上文提到的特征组合能够使得导管不再需要旋转，或者至少降低旋转的量，以维持在三维中的良好限定的波束轮廓。这种方式因此允许整个前列腺的快速消融，同时依然允许避开敏感结构。为了避免MR温度绘图伪影以及因为不可靠的温度图像可能发生的潜在副作用，这是关键的。这也可以减少处置时间并由此减少患者在处置过程中的不舒适感。处置时间的减少也减少了为执行治疗所需的磁共振成像系统时间。这可以降低治疗成本并且能够使得更多患者利用磁共振成像系统。

对于任何间隙超声装置而言，由于卫生原因倾向于所述间隙超声装置是一次性的。因为CMUT能够制造为无铅的，并且比传统超声换能器便宜得多，用于经尿道HIFU换能器的CMUT的使用从这点看也是非常有益的。

由于可用空间小，向经尿道导管增加其他传感器也是困难的。将温度、压力和流量传感器集成于CMUT导管中会容易得多，因为本质上能够使用相同的信号链。这些额外的传感器是有益的，因为为了降低所述换能器以及尿道的加热，通常使用利用水的换能器表面的有效冷却。所述换能器导管的集成的有效冷却对于CMUT也是可行的。控制水流量和压力也提高了处置的安全性，因为过度流量和不足流量都是不期望的。直接监测温度是又一种减轻针对尿道潜在过度加热情况的风险的方式。因此，温度、压力或流量传感器能够与CMUT集成，因为它们使用相同技术流并且能够集成在专用ASIC顶部上。

此外，发送-接收技术也能够并入到CMUT应用器中，因此允许超声成像以及HIFU消融。能够将所述导管制造为或者前视的或者侧视的，或者两者都可。然而这点已经建议用于意图监测电生理学干预的CMUT应用器。这可以辅助所述超声应用器的正确定位，所述超声应用器的正确定位通过能操纵的经尿道CMUT导管变得更加困难。这能够使用Flex-to-Foil技术实现。

Flex-to-Foil技术是实现许多上文提到的优势的关键。

针对前列腺HIFU消融的CMUT的潜在有益使用能够总结为：

1、改进的波束轮廓和/或电子束操纵，以用于更良好限定的加热轮廓，所述更良好限定的加热轮廓实现更有效和更安全的处置。

2、CMUT对压电晶体的一般优势：没有“切口”，即，在两个换能器元件之间的距离基本为零。这形成更好的波束质量以及更少的侧瓣（lobe）。

3、能变形的导管进一步改进了波束轮廓并且辅助避开非目标区。能够在处置过程中调节焦距以更好地适应靠近换能器区域的消融以及靠近前列腺边界区域的消融。能够通过例如使用Flex-to-Foil技术实现。

4、能够将CMUT导管制造为柔性或部分柔性的。这可以用于制造被动柔性导管，所述被动柔性导管更容易插入受检者。这种柔性也可以使得能操控的导管更好地跟随尿道，因此使得CMUT导管探头插入前列腺更容易。例如，通过使用Flex-to-Foil技术。

5、柔性的以及能操纵的CMUT导管也能够实现从膀胱对前列腺高级部分进行声波处理。这种用于治疗的额外自由度潜在地能够是非常有利的。例如，通过使用Flex-to-Foil技术。

6、减少的尿道加热，因为所述换能器相比传统换能器可以更有效地驱散热量。也能够在不影响频率情况下改变硅片的厚度，这允许使用更薄的片从而能够更有效地冷却。此外，在CMUT之内的通道的有效冷却是可行的从而甚至更进一步减少所述探头的加热。

7、所述换能器探头的全360°或部分角度覆盖，或两侧（平面换能器的顶部和底部）覆盖，以便在与二维相控阵列设计的波束操纵能力结合时，使得所述换能器的旋转是多余的（或最小化的）。能够通过例如使用Flex-to-Foil技术实现。

8、前视和/或侧视CMUT能够辅助用于前列腺消融的所述换能器的准确定位。

9、CMUT比传统压电复合材料换能器更便宜，并且是无铅的，并且因此能够制造为一次性的，这使得它们对于间隙换能器是优选的，所述间隙换能器诸如是经尿道、经直肠、经食管、血管内以及心脏内的换能器。

10、额外传感器的简单集成，所述额外传感器诸如是温度、压力和/或流量传感器，以用于例如控制探头温度。

通常，电容微机械超声换能器通过如下操作制造：

-牺牲蚀刻方法以制造自由悬挂隔膜。

-通常300nm的间隙（隔膜与腔的底之间的垂直距离）。

-通常的隔膜直径为50到300微米，通常的隔膜厚度为1到2微米。

-金属层和牺牲材料为铝和钼的双层，设置在通常400度的相对低温处。

优势：倾斜壁；即有利于步进覆盖。

-A1/Mo的典型厚度：200/50nm。

-所述电介质层为低温PECVD氧-氮-氧（ONO）。所述ONO层具有有利的性质并且几乎不显示充电。

-热退火：T＜400度。

-ONO的典型厚度ONO：50/150/50nm

-蚀刻方法：干法蚀刻和湿法蚀刻两者。

-在所述牺牲蚀刻过程中使用所谓的临界点干燥的方法。然而，还有备选的可用的干法蚀刻方法（使用XeF2）。

当制造CMUT时，额外的考虑可以为：

-通过选择直径、隔膜厚度以及间隙距离的特定结合，将CMUT预塌陷。那意味着所述隔膜永久接触所述腔底。预塌陷的CMUT比传统CMUT装置具有这样的优势：没有滞后，更容易的电子学以及更好的性能。

-仅使用在CMOS加工厂中常见的低温步骤和材料（基本为铝和氮化物）制造。这表明该流程是CMOS后端兼容的，并且因此CMUT能够与在相同硅片上的其他传感器组合，或者CMUT甚至能够集成在专用ASIC顶部上。范例有（电容）压力传感器、流量或温度传感器或超声微波束形成器。

-有使CMUT片（具有ASIC）薄到大约50-100微米甚至更低的多种选择：针对超声性质（不期望的表面波的抑制）以及这冷却，这是良好的。

-CMUT能够利用诸如聚对二甲苯-C的生物兼容覆盖层涂覆以用于（电）保护。

CMUT也能够用于监测消融过程：RF消融过程的超声监测已经实现。这意味着“发送和接收电子学”，在那里，超声测量与消融相结合。

在不用考虑针对HIFU流程的指导和测温法是使用磁共振还是使用超声的情况下，能够使用CMUT和概述的方法。甚至在根本没有使用监测器件的情况下，本发明也是可应用的。

本发明的实施例也可以用于非消融HIFU，例如用于针对局部药物递送和基因治疗的扩展高温疗法。然而，这些应用还没有（至少没有广泛地）报道用于前列腺。

本发明不仅能够用于前列腺癌，而且能够用于良性前列腺增生以及其他所有能够潜在通过热消融、局部药物递送、局部基因治疗处置的，与前列腺相关的疾病。

本发明能够有利地用于针对HIFU消融或高温疗法的任何间隙超声应用器。例如，所述导管CMUT能够通过穿刺孔插入体内（针对肝脏消融，以当前插入激光、微波以及RF应用器的方式相同的方式），或者插入任何用于消融或高温疗法的孔口（例如通过食管的心脏消融）。

CMUT导管也能够用于在胆管内，或者胃肠、血管或肺系统内各处的组织HIFU消融。CMUT能够插入这些系统中并在这些系统中游历（对于血管系统以及胆管，插入可能需要经皮），例如通过插入静脉并且之后能够机械地操纵所述柔性换能器探头到达目标组织。CMUT能够例如用于针对治疗心率失常的心脏内或经食管EP消融。这种优势能够通过小尺寸的CMUT导管实现。这能够与诸如“信标”的上述优势组合，因此允许CMUT在这些系统内的准确定位或导航，这继而允许在这些系统内的潜在目标的准确消融。CMUT也能够用于在这些系统内的超声成像，或用于监测消融或其他治疗，虽然这已经至少部分地在已有技术中公开。

“医学图像数据”在本文中被定义为使用医学成像扫描器采集的二维或三维数据。医学成像扫描器在本文中被定义为这样的装置：所述装置适于采集关于患者物理结构的信息以及构建二维或三维医学图像数据的组。医学图像数据能够用于由医生构建对诊断有用的可视化。这种可视化能够使用计算机执行。

磁共振（MR）数据在本文中被定义为在磁共振成像扫描过程中，由磁共振装置的天线记录的由原子自旋发射的射频信号的测量结果。磁共振成像（MRI）图像在本文中被定义为包含在磁共振成像数据内的解剖数据的重建的二维或三维可视化。这种可视化能够使用计算机执行。

在本文中所使用的“计算机可读存储介质”包括任何有形存储介质，其可以存储指令，当所述指令由计算装置的处理器执行。所述计算机可读存储介质可以称作计算机可读非暂时性存储介质。所述计算机可读存储介质也称作有形计算机可读存储介质。在一些实施例中，计算机可读存储介质也可以能够存储能够由计算装置的处理器访问的数据。计算机可读存储介质的范例包括，但不局限于：软盘、磁硬盘驱动器、固态硬盘、快闪存储器、USB拇指驱动器、随机存取存储（RAM）存储器、只读存储（ROM）存储器、光盘、磁光盘、以及处理器的寄存器文件。光盘的范例包括压缩盘（CD）以及数字多功能盘（DVD），例如CD-ROM、CD-RW、CD-R、DVD-ROM、DVD-RW或DVD-R盘。术语计算机可读存储介质也指代多种类型的能够由计算机装置经由网络或通信链接访问的记录介质。例如，可以在调制解调器上、在互联网上、或在局域网上检索数据。

“计算机存储器”或“存储器”为计算机可读存储介质的范例。计算机存储器为能够直接访问处理器的任何存储器。计算机存储器的范例包括，但不局限于：RAM存储器、寄存器以及寄存器文件。

“计算机储存器”或“储存器”为计算机可读存储介质的范例。计算机储存器为任何非易失计算机可读存储介质。计算机储存器的范例包括，但不局限于：硬盘驱动器、USB拇指驱动器、软盘驱动器、智能卡、DVD、CD-ROM以及固态硬盘驱动器。在一些实施例中，计算机储存器也可以为计算机存储器，反之亦然。

如在本文中所使用的“计算装置”包括含有处理器的任何装置。处理器为电子部件，其能够执行程序或机器可执行指令。包括“处理器”的计算装置的参考应该解释为可以包含不止一个处理器。数据计算装置也应该解释为可以指代每个都包括处理器的多个计算装置的集合或网络。许多程序都有它们这样的指令：所述指令由多个处理器执行，所述多个处理器可以在相同的计算装置内，或甚至可以跨过多个计算装置分布。

如在本文中所使用的“用户接口”为这样的接口：所述接口允许用户或操作者与计算机或计算机系统交互。用户接口可以向操作者提供信息或数据和/或从操作者接收信息或数据。在显示器上或图形用户接口上的数据或信息的显示是向操作者提供信息的范例。通过键盘、鼠标、跟踪球、触摸板、指示杆、图形输入板、手柄、游戏板、网络摄像机、头盔、控制杆、操纵轮、踏板、有线手套、跳舞板、遥控装置以及加速器接收数据都是从操作者接收信息或数据的范例。

在一个方面中，本发明提供了一种导管，所述导管包括具有远端和近端的杆。所述远端包括电容微机械超声换能器的至少一个阵列，其具有能调节的焦点以能控制地加热目标区。所述导管还包括在所述近端处的连接器，所述连接器用于向所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列供给电能以用于控制所述能调节的焦点。电容微机械超声换能器的使用针对这样的导管是有利的。这是因为所述电容微机械超声换能器可以以比传统压电换能器更小的尺寸和比例创建。这意味着，针对这样的导管，多数量的电容微机械超声换能器可以组合于单个导管中。以这样多数量的换能器，能够将超声直接聚焦到或控制到所述目标区。这可以以若干种不同方式实现。所述电容微机械超声换能器可以物理地聚焦从而改变它们的排列以使超声聚集于目标区并且加热所述目标区。

在另一实施例中，至少部分地机械调节所述能调节的焦点。在一些实施例中，存在电容微机械超声换能器的多个阵列，并且通过机械地调节在所述电容微机械超声换能器的多个阵列间的相对位置，至少部分地调节所述能调节的焦点。在一些实施例中，通过屈曲或弯曲所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列，至少部分地控制所述能调节的焦点。

在电容微机械超声换能器的另一实施例中，控制向他们供给的电能的相位和/或幅度。这实现了对所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列的电控制。在一些实施例中，既有超声的机械聚焦又有超声的电聚焦。

在另一实施例中，通过对所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列的电控制至少部分地调节所述能调节的焦点。如在本文中所使用的，术语电控制包括向电容微机械换能器供给的交流电能的相位和/或幅度的控制。这可以包括控制对于电容微机械超声换能器的具体阵列的幅度和/或相位。它可以包括控制对于组成电容微机械超声换能器的一个阵列的独立电容微机械换能器的相位和/或幅度。如果使用足够多数的电容微机械超声换能器，那么，能够移动所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列的焦点。这可以通过控制向所述换能器供给的交流电能的相位和/或幅度实现。

在另一实施例中，所述远端包括至少一个集成电路以用于向所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列供能。在一些实施例中，可以使用不止一个集成电路以用于向所述电容微机械超声换能器的一个或多个阵列供能。

在另一实施例中，所述远端包括至少一个集成电路以用于向所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列供能并且用于向所述能调节的焦点提供电控制。所述导管还包括在所述至少一个集成电路与所述连接器之间的数据总线。这一实施例是特别有利的，因为如果有数百个不同的电容微机械超声换能器，具有将每个换能器连接至所述连接器的引线是不实际的。这使得所述导管大到不能接受。能够使用这样的集成电路：所述集成电路能够驱动独立电容微机械超声换能器或者能够用于驱动电容微机械超声换能器的组或阵列。能够经由在所述近端处的所述连接器向所述集成电路供给外部电能，并且也能够有数据线，所述数据线用于向所述集成电路发送和从所述集成电路接收信息。例如，能够将用于使用所述导管执行声波处理的编码的指令发送至所述集成电路。在一些实施例中，供能线缆和所述数据总线包含在一起。例如，在一些实施例中可以沿所述数据总线供给DC电能。能够沿相同的线传送更高频率的数据。

在另一实施例中，所述至少一个集成电路包括用于在加热目标区的同时使用所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列执行超声成像的电路。所述超声成像在一些实施例中可以在所述集成电路的板上执行。在其他实施例中，从所述电容微机械超声换能器采集的数据可以在数据总线上发送出去。用于执行超声成像的所述电路在一些实施例中可以简单地用于执行数据采集。在执行超声成像过程中从所述导管采集的数据的重建或解释可以由处理器或外部计算机系统重建。在一些实施例中，所述声波处理和所述超声成像同时发生。一些电容微机械超声换能器能够以第一频率驱动以用于执行所述声波处理，并且其他超声换能器能够以第二频率驱动以用于执行成像。通过这种方式，对所述目标区的成像和加热或声波处理能够同时执行。在其他实施例中，对所述目标区的成像和加热以交替进行这两者的方式执行。这种实施例是特别有利的，因为超声成像可以用于测量对目标区加热的有效性，并且也可以用于向算法提供输入以用于控制所述导管加热哪里。

在另一实施例中，所述远端具有长度伸展部。所述远端具有长度伸展部和尖端。所述尖端为所述导管的末端，并且沿所述杆的轴将通过所述尖端的部分。所述长度伸展部是所述远端的区域，其形成围绕沿所述杆的轴的表面。或者，所述长度伸展部可以描述为所述远端的侧面部分或区域。将所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列的至少一部分进行取向从而使得目标区邻近长度伸展部定位。或者，将所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列进行取向从而使得所述导管侧面的区域被加热。

在另一实施例中，所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列的至少一些形成围绕所述杆的环。或者说，所述电容微机械超声换能器的至少一些形成围绕所述长度伸展部的路径或线路。这使得所述导管能够加热目标区或围绕所述导管的环。这可以用于在围绕所述导管的360度环中同时加热，其也能够使得所述导管插入受检者并且之后选择性地决定在哪个方向上进行加热。例如，仅向所述电容微机械超声换能器的一部分供给能量。这能够用于控制加热受检者的哪个区域。例如，所述导管能够插入受检者，并且之后电控制所述导管加热的方向。这消除了机械转向所述导管以加热特定区域的需求。超声辐射的侧向发射的能力使得围绕所述导管远端的宽的角度范围能够在无需移动或旋转所述导管的情况下被照射。所述侧向发射的特征由于所述电容微机械超声换能器的阵列的柔性独立地起作用。

在另一实施例中，所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列的至少一部分是柔性的。在这一具体的实施例中，所述电容微机械超声换能器的阵列在柔性材料上形成。这是十分有利的，因为所述导管可以更容易地插入受检者。这也通过机械系统实现了所述导管的弯曲或屈曲以机械地将生成的超声能量聚焦于位于目标区中的焦点。

在另一实施例中，所述导管包括所述电容微机械超声换能器的至少两个阵列。所述导管还包括在所述电容微机械超声换能器的至少两个阵列之间的柔性元件。这一实施例是有利的，因为它允许所述导管是柔性的。较大数量的电容微机械超声换能器可以包含于导管中，因为所述导管是柔性的。如果导管过于刚性，在一些情况中，它可能不能够插入到受检者体内。另一优势是，柔性元件的包含允许所述电容微机械超声换能器的至少两个阵列将超声引导至不同的方向。这能够实现机械系统的使用，以用于致动相对于彼此的所述电容微机械超声换能器的至少两个阵列。这可以实现能调节的焦点，以用于经由机械器件控制所述目标区的加热。

在另一实施例中，所述导管还包括机械致动器以用于通过屈曲所述远端至少部分地调节所述能调节的焦点。这种实施例可以应用于这样的实施例：在那里，所述导管包括电容微机械超声换能器的至少两个阵列，在它们两个之间具有柔性元件；也可以应用于这样的实施例：在那里，所述电容微机械超声换能器的阵列是柔性的。这种实施例也应用于这种情况：当存在柔性元件，并且所述电容微机械超声换能器的阵列是柔性的。这种实施例是特别有利的，因为所述机械致动器的使用实现了所述能调节的焦点的调节。

在另一实施例中，所述连接器包括在所述近端处的流体冷却入口。所述导管适于从所述流体冷却入口向所述远端供给冷却流体。在一些实施例中，所述冷却流体排出所述导管。在其他实施例中，使用管道将加热的冷却流体引导回所述连接器。这种实施例是特别有利的，因为所述冷却流体可以用于防止将所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列加热到这样的点：在那里，它们可能造成受检者的组织损伤。例如，在声波处理前列腺腺体的过程中，过多加热尿道可能导致失禁。冷却流体的使用可以防止这点。同时，使用冷却流体允许所述电容微机械超声换能器以更高的功率比使用。

在另一实施例中，所述导管还包括用于测量在所述远端中冷却流体压力的压力传感器。这种实施例可以是有利的，因为所述压力传感器可以用于测量在所述远端处的冷却流体流量，并且，它也可以用于保证所述冷却流体不会造成太大的压力。例如，如果所述冷却流体排出所述导管的尖端，那么保证不会由于所述冷却流体而在受检者中造成过高的压力是有利的。

在另一实施例中，所述导管还包括用于测量冷却流体流量的流量传感器。这种实施例是有利的，因为直接测量在所述尖端处的所述冷却流体流量，并且可以用于保证冷却适当地行使功能。

在另一实施例中，所述导管还包括压力传感器和流量传感器两者。当流体传感器包含于所述导管中时，它可以包含于所述尖端处或在所述杆内。

在另一实施例中，所述导管还包括温度传感器。一个或多个温度传感器可以包含于所述导管中。如果使用冷却流体，在入口和出口处的针对所述冷却流体的温度传感器可以用于在所述导管中测量驱散的热量。可以测量和控制这种热量驱散的测量结果。能够通过外部计算机或控制系统，或者通过集成电路或集成在所述导管内的控制器执行控制。

在另一实施例中，所述导管还包括用于监测所述远端温度的温度传感器。这种实施例是特别有利的，因为可以直接测量在所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列附近区域的温度。这可以用于保证受检者不被由所述超声换能器造成的过高温度损伤或伤害。所述温度传感器可以为集成在所述远端中的单独的传感器。在其他实施例中，所述温度传感器可以直接构建在与将所述电容微机械超声换能器制造在其中的基底相同的基底中。例如，热敏电阻能够直接包含于在制造所述电容微机械超声换能器的过程中使用的工艺流程中。这样的实施例是有利的，因为多个温度传感器能够直接包含于所述超声换能器定位的区域中。这还保证了甚至是所述超声换能器的区域也不会被过度加热。

对于任意上文提到的传感器，所述传感器在一些实施例中可以连接至集成电路。在所述集成电路与所述连接器之间的任何数据总线之后也可以用于传递从传感器接收的数据。

在另一实施例中，所述杆包括机械操纵设备以用于操纵所述远端。这种实施例是有利的，因为机械系统可以包含于所述导管中，这允许经由所述机械操纵设备调节所述导管的位置。所述机械操纵设备可以例如包括这样的元件：所述元件用于扭曲所述远端的位置和/或用于在特定方向上弯曲或屈曲，因为所述导管可以包含枢轴，并且可以有连接所述导管的刚性元件或半刚性元件的一个或多个柔性元件。线缆或细线系统之后可以用于操控所述远端并且用于使用所述机械操纵设备操纵所述远端。

在另一实施例中，所述电容微机械超声换能器为预塌陷的电容微机械超声换能器。

在另一方面中，本发明提供了用于从成像区采集医学图像数据的医学成像系统。所述医学成像系统包括导管接口，所述导管接口用于连接至根据本发明的实施例的导管的连接器。所述医学成像系统还包括处理器，所述处理器用于控制所述医学成像系统以及用于控制所述导管的能调节的焦点。所述医学成像系统还包括存储器，所述存储器包含用于由所述处理器执行的机器可执行指令。所述指令的执行令所述处理器通过控制所述医学成像系统来采集医学图像数据。所述指令的执行还令所述处理器在所述医学图像数据中配准所述导管远端的位置。所述指令的执行还令所述处理器根据配准的在所述远端处的位置生成焦点控制信号。所述指令的执行还令所述处理器根据所述焦点控制信号，使用所述导管接口控制所述焦点。

所述医学成像系统可以为多种不同类型系统中的一种。例如，所述医学成像系统可以为磁共振成像系统。所述医学成像系统也可以为计算机断层摄影或CT系统。所述医学成像系统也可以为诊断超声系统。所述位置的配准的形式可以依赖从特定医学成像系统采集的医学图像数据的类型。在一些实施例中，在所述医学图像数据中配准所述导管远端的位置的步骤可以包括从所述医学图像数据重建医学图像以及之后在所述医学图像中配准所述位置。之后可以使用标准图像识别或配准技术在所述医学成像数据中配准所述导管远端的位置。这种实施例是尤其有利的，因为所述医学成像数据可以用于指导由所述导管进行的对所述目标区的加热。所述导管接口可以向所述导管供能以令所述导管行使功能。另外，所述处理器可以能够发送控制信号或控制所述导管接口，从而由所述处理器控制所述能调节的焦点。

作为范例，这样的导管，在那里所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列形成绕所述杆的环，可以插入受检者。医学图像数据之后可以用于确定向所述电容微机械超声换能器中的哪些供能以执行具体治疗。

在另一实施例中，所述医学成像系统为磁共振成像系统。

在另一实施例中，所述医学成像系统为计算机断层摄影系统。

在另一实施例中，所述医学成像系统为诊断超声系统。

在另一实施例中，所述指令还令所述处理器根据所述医学图像数据配准受检者的目标区。配准所述目标区的步骤可以包括从所述医学图像数据重建一幅或多幅医学图像。可以使用已知的图像配准技术配准所述目标区。例如，可以在所述医学图像或医学图像数据中，或者在诸如能变形模型的模型中找到特定解剖界标。所述指令还令所述处理器生成焦点控制信号，从而控制所述焦点，从而使用所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列加热所述目标区。这种实施例是有利的，因为由所述医学成像系统选择并瞄准了具体目标区。在一些实施例中，可以使用处置计划或其他计划数据以提前指定所述目标区。

在另一实施例中，所述指令的执行还令所述处理器使用所述医学成像系统采集热成像数据。如在本文中所使用的热成像数据包括可以用于测量或推断受检者不同解剖区域的温度的医学图像数据。所述热成像数据可以与所述医学图像数据是相同的或者不同的。针对一些医学成像模态，所述热成像数据和所述医学图像数据可以是相同的。在其他情况下，所述医学图像数据可以包括解剖数据，并且所述热成像数据可以包括用于创建热地图（map）的初级数据。所述指令的执行还令所述处理器使用所述热成像数据重建热地图。如在本文中所使用的热地图包括定位特定温度或温度的描述。例如，热地图可以叠加在另一医学图像上以指示不同解剖区域的温度。根据所述热地图生成所述焦点控制信号。亦即，可以使用所述热成像数据和/或所述医学图像数据生成所述焦点控制信号。所述焦点控制信号因此能够用于将受检者的内部解剖结构和/或不同解剖区域的温度考虑进去。这例如可以用于保证在特定阈值温度以上加热特定解剖区域并且在这一温度维持一段预先确定的时间量。这可以用于诱导细胞的坏死或者也可以用于激活热敏感药物或造影剂。

可以使用磁共振测温法测量受检者的温度。在磁共振测温法中，采集磁共振测温法数据。在一些实施例中，磁共振测温法数据为热成像数据。磁共振测温法数据在本文中被定义为在磁共振成像扫描过程中由磁共振装置的天线记录的由原子自旋发射的射频信号的测量结果，所述测量结果包含能够用于磁共振测温法的信息。磁共振测温法通过测量温度敏感参数的变化行使功能。在磁共振测温法过程中可以测量的参数的范例有：质子共振频移、扩散系数、或T1和/或T2弛豫时间的变化，这些可以用于使用磁共振测量温度。所述质子共振频移是依赖温度的，因为独立质子，氢原子感受的磁场依赖于周围分子结构。由于温度影响氢键，温度的增长降低分子筛选。这导致质子共振频率的温度依赖性。

计算机断层摄影也可以用于确定受检者的温度，并且因此用于采集热成像数据。计算机断层摄影例如可以用于检测区域的亨斯菲尔德单位的变化。这可以与温度相关。例如，可以将加热的区域识别为在图像中的低密度区域。也可以使用计算机断层摄影检测由气穴化诱导的气泡。

超声也可以用于确定温度以及采集热成像数据。这可以通过若干种方式实现。例如，超声可以用于通过测量如下参数来确定温度：由于组织热膨胀和声速变化导致的超声偏移、衰减系数的变化和/或来自组织不均一性的反向散射能的变化。

在另一方面中，本发明也提供了计算机程序产品，所述计算机程序产品包括机器可执行指令，所述机器可执行指令由用于从成像区采集医学图像数据的医学成像系统的处理器执行。所述医学成像系统包括导管接口，所述导管接口用于连接至根据本发明实施例的导管的连接器。所述指令的执行令所述处理器在所述医学成像系统中采集医学图像数据。所述指令的执行还令所述处理器在所述医学图像数据中配准所述导管远端的位置。所述指令的执行还令所述处理器根据配准的所述远端的位置生成焦点控制信号。所述指令的执行还令所述处理器根据所述焦点控制信号，使用所述导管接口控制所述焦点。所述指令的执行还令所述处理器根据所述焦点控制信号，使用所述导管接口控制所述焦点。

所述计算机程序产品也提供了计算机可读存储介质。所述计算机程序产品或机器可执行指令可以存储在计算机可读存储介质上。

在另一方面中，本发明提供了一种操作用于从成像区采集医学图像数据的医学成像系统的方法。所述医学成像系统包括导管接口，所述导管接口用于连接至根据本发明实施例的导管的连接器。所述方法包括使用所述医学成像系统采集医学图像数据的步骤。所述方法还包括在所述医学图像数据中配准所述导管远端的位置的步骤。所述方法还包括根据配准的所述远端的位置生成焦点控制信号的步骤。所述方法还包括根据所述焦点控制信号，使用所述导管接口控制所述焦点的步骤。

此外，所述方法可以通过计算机系统或处理器实施。本发明因此也提供了计算机实施的方法。

附图说明

在下文中，仅通过举例的方式，并且参考附图，将会描述根据本发明的优选的实施例，在附图中：

图1示出了图示根据本发明实施例的方法的流程图；

图2示出了图示根据本发明另一实施例的方法的流程图；

图3示出了根据本发明实施例的导管；

图4对若干种类型的电容微机械超声换能器阵列与传统压电换能器进行了比较；

图5a到5b示出了根据本发明另一实施例的导管；

图6a到6b示出了根据本发明另一实施例的导管；

图7示出了根据本发明另一实施例的导管；

图8示出了根据本发明另一实施例的导管；

图9示出了根据本发明另一实施例的导管；

图10示出了根据本发明另一实施例的导管；

图11示出了根据本发明另一实施例的导管；

图12图示了根据本发明实施例的医学成像系统；以及

图13图示了根据本发明另一实施例的医学成像系统。

参考标记列表

300   顶视图

302   侧视图

304   导管

306   平面表面

308   电容微机械超声换能器的阵列

310   线缆

400   压电元件

402   电容微机械超声换能器的阵列

404   电容微机械超声换能器的阵列

406   电连接

408   第一电连接

410   第二电连接

412   阵列402的放大图

414   电容微机械超声换能器

416   第一电连接组

418   第二电连接组

420   阵列404的放大图

422   电容微机械超声换能器的阵列

424   第一电连接

426   第二电连接

500   具有电容微机械超声换能器阵列的基底

502   基底

504   用于流体流的通道

506   散热片

508   生成的超声波束方向

510   厚度

512   具有电容微机械超声换能器的阵列的基底

514   基底

516   微机械微通道

518   流体流

600   具有电容微机械超声换能器的阵列的第一基底

602   第一基底

604   具有电容微机械超声换能器的阵列的第二基底

606   第二基底

608   通道

610   温度传感器

612   流量或压力传感器

700   导管的远端

702   前视环阵列

704   侧视环阵列

705   杆

706   电连接

708   孔

800   导管

802   电容微机械超声换能器的阵列

803   柔性元件

804   超声路径

806   目标区

808   远端

810   杆

812   管道

814   线缆

816   线缆行进方向

900   导管

902   前列腺

904   膀胱

906   远端

907   电容微机械超声换能器的阵列

908   机械致动器

910   线缆

1000  导管

1002  杆

1004  远端

1006  近端

1008  电容微机械超声换能器的阵列

1010  电连接

1010’数据总线和电源

1012  连接器

1014  目标区

1100  导管

1102  处理器

1104  流量或压力传感器

1106  温度传感器

1108  流体冷却入口

1110  管道

1112  出口

1114  封闭部

1200  医学成像系统

1202  成像区

1204  导管接口

1206  导管

1207  受检者

1208  远端

1210  目标区

1212  硬件接口

1214  计算机系统

1216  处理器

1218  用户接口

1220  计算机储存器

1222  计算机存储器

1224  处置计划

1226  医学图像数据

1228  医学图像

1230  焦点控制信号

1232  远端位置

1234  目标区位置

1236  热成像数据

1238  热地图

1240  控制模块

1242  图像重建模块

1244  热绘图模块

1246  焦点控制信号生成模块

1300  磁共振成像系统

1302  磁体

1303  磁体膛孔

1304  磁场梯度线圈

1306  磁场梯度线圈电源

1308  天线

1310  收发器

1312  受检者支撑物

具体实施方式

在这些图中类似编号的元件或者为等要元件或者执行相同的功能。如果功能是等效的，之前已经讨论的元件不必要在之后在进行论述。

图1示出了图示了根据本发明实施例的方法的流程图。在步骤100中，采集医学图像数据。在步骤102中，在所述医学图像数据中配准所述导管远端的位置。可以使用图像识别技术识别所述导管远端。例如，可以在受检者外部识别所述导管的部分，并且所述导管在特定医学成像模态中可以具有特定表现。例如，所述导管可以由这样的材料制造：所述材料在特定成像模态中具有特别大或者低的对比度。所述导管也可以具有在所述医学图像数据中容易识别的形状或包含在所述医学图像数据中容易识别的区域。步骤102也可以包括将所述医学图像数据重建为一幅或多幅医学图像的步骤。在这种情况中，可以在所述医学图像中配准所述位置。

在没有执行图像配准的情况中，使用通过所述医学成像系统的成像模态能够简单识别的标记或标识对所述远端的位置进行识别，这种识别可以被利用。例如，如果所述成像模态为超声，所述远端可以具有用于识别的超声信标。针对磁共振成像，可以使用在采集磁共振数据过程中激励的共振RF线圈识别所述远端的位置。

接下来在步骤104中，根据配准的所述远端的位置，生成焦点控制信号。接下来在步骤106中，根据所述焦点控制信号，使用所述导管接口控制所述焦点。这可以采取若干种不同形式。如果有用于直接聚焦所述导管接口的机械系统，那么所述焦点控制信号可以令所述接口致动所述导管的这样的部分：所述部分控制所述焦点的机械方面。如果由所述接口控制独立的电容微机械超声换能器，那么所述焦点控制信号可以包括用于控制传送至所述微机械超声换能器的能量的指令。如果所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列由集成电路驱动，那么所述焦点控制信号可以简单地包含经由数据总线传送至所述集成电路的指令。

图2示出了图示根据本发明另一实施例的方法的流程图。在步骤200中，采集医学图像数据。在步骤202中，采集热成像数据。在一些实施例中，所述医学图像数据和所述热成像数据可以同时采集或从相同数据重建。在步骤206中，在所述医学图像数据中配准所述导管远端的定位。如之前讨论的，步骤204也可以包含从所述医学图像数据重建医学图像的动作。在步骤206中，在所述医学图像数据中配准目标区。在一些实施例中，首先可以在处置计划或传送至所述医学成像系统的计划数据中识别所述目标区。在步骤208中，从所述热成像数据重建热地图。在步骤210中，根据配准的所述远端的位置、配准的目标区以及所述热地图，生成焦点控制信号。在步骤212中，根据所述焦点控制信号，使用所述导管接口控制所述焦点。在所述流程图中，有从框图212返回至框图200的箭头。这指示了所述方法的这些步骤可以重复执行。例如，在加热所述目标区过程中，受检者可能移动，或者可能具有这样的需求：监测所述目标区的温度和围绕所述目标区的受检者部分的温度。在加热过程中测量的热地图能够用于所述处置的闭环反馈以保证预先确定的加热量不会超过预先确定的加热阈值水平。虽然步骤200-212的所有的步骤都显示在循环中，在一些实施例中，不是所有这些步骤都在每个循环中执行。例如，如果受检者没有移动，仅期望在每个循环中重复采集热成像数据。而且，如果所述目标区的温度没有快速变化，但是有受检者的内部移动或外部移动，相比所述热成像数据，更频繁地采集所述医学成像数据是有益的。最终，在完成加热所述目标区后，所述方法在步骤214中结束。

图3示出了根据本发明实施例的导管304的顶视图300和侧视图302。在图3示出的范例中，仅示出了所述导管的远端。在这种设计中，具有平面表面306，平面表面306具有电容微机械超声换能器的阵列310。在这一范例中，有十个阵列308。底视图302没有显示出在顶视图300中示出的所有阵列308。在这一实施例中，阵列308中的每个连接至各自的电缆310。

在图4中，示出了传统压电元件400。压电元件400的旁边是电容微机械超声换能器的两个阵列402、404。压电元件400具有用于驱动元件400的两个电连接406。

电容微机械超声换能器阵列402具有第一电连接408和第二电连接410。阵列402是有线的，从而使其以电压元件400起作用的方式起到单个换能器元件的作用。这阐明了阵列402如何可以用作整个压电元件400的代替。图412示出了阵列402的放大。能够看见个体电容微机械超声换能器414。能够看出，换能器414的每个被连接至第一电连接408和第二电连接410。电容微机械超声换能器的阵列404被布置为线性阵列。针对换能器的每排，都有第一电连接组416和第二电连接组418。图420为阵列404的放大细节。能够将个体的电容微机械超声换能器422显示为连接于第一电连接424和第二电连接426。连接424和426是从第一电连接组416和第二电连接组418中选择的。

除了将所述电容微机械超声换能器有线连接于大块阵列中或连接于线性阵列中外，个体的电容微机械超声换能器也可以由它们各自的源独立驱动。

图5a和5b图示了冷却电容微机械超声换能器的一种方法。在图5a中，存在基底500，其中，电容微机械超声换能器的阵列构建在基底500中。这形成在基底502上。基底502例如可以为硅基底。在其下，箭头504指示了用于冷却具有阵列的基底500的流体流的通道。存在散热片506，散热片506方便热能从基底500和502转移至冷却流体。相比于压电换能器，由电容微机械超声换能器生成的频率不依赖其厚度。因此，极低频率的电容微机械超声换能器相比于类似的压电晶体可以很薄。距离510指示了电容微机械超声换能器500和基底502结合的厚度。

图5b示出了制造这样的实施例的变更的方法。在图5b中，存在电容微机械超声换能器阵列的基底512。具有阵列的基底512安装在基底514上。基底514也可以由硅制造。在基底514内侧有微通道516，将微通道516微机械地制造在所述基底中。箭头518指示流体流通过微通道516的方向。

图6a和6b示出了根据本发明实施例的导管的具有两面的远端。图6a图示了创建过程，并且图6b示出了装配好的构件。在这一范例中，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的电容微机械超声换能器阵列。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上的电容微机械超声换能器阵列。第二基底606可以由硅制成。在基底602和606中，存在被切断的通道608。它们例如可以使用标准的硅微机械处理切断，诸如化学蚀刻或等离子蚀刻。基底602和606可以使用诸如BCB的合适的粘着剂粘合在一起。在图6b中，两个半部装配在一起。在图6b中额外示出的是显示在基底600表面上的温度传感器610，以及测量在通道608的一个中的流量或压力的压力传感器612。

图7示出了根据本发明实施例的导管的远端700。在这一实施例中，存在前视环阵列702。存在围绕孔708的电容微机械超声换能器阵列。在环阵列702之后的是侧视环阵列704的嵌板。阵列704形成围绕所述导管的杆的环。在这幅图中示出的是多种电连接706。前视环阵列702可以用于如提供三维成像这样的目的。侧视阵列704可以用于超声消融和监测。个体的电容微机械超声换能器能够用于在超声消融过程中的波束操纵。这一实施例的益处可以包括：可以没有针对所述导管的旋转的需求，或者具有针对所述导管的旋转的最小需求。孔708能够用于额外的仪器或用于水灌输。在图7中示出的实施例能够在多个方向上聚焦，从而针对如消融前列腺这样的目的，围绕探头的整个360度可以同时执行。这可以导致更少的处置时间，并且因此也降低了成本。

图8示出了导管800，在那里机械地调节焦点。所述导管具有电容微机械超声换能器的阵列802。在这一实施例中，所述的阵列可以为柔性的，或者它们可以为刚性的。示出的是在每个阵列802之间的柔性元件803。线804追踪了由阵列802生成的超声的一般路径。超声804聚集在目标区806中。阵列802的所有都位于导管800的杆810的远端808上。存在在远端808上的弯曲。这令阵列802的集合将它们的超声聚焦在目标区806中。能够机械地调节这样的布置。例如，位于在所述导管内的能够是管道812，管道812刚性或半刚性地安装于杆810。在管道812内的能够是线缆814。所述线缆能够从管道812延伸通过导管800的远端808。远端808能够，例如，具有弹性材料，或者被预施压。这可以造成远端808的自然弯曲。当所述线缆在方向818上拉动或移动，这令线缆814缩短从而令远端808伸直。这改变了导管800的焦点。线缆814也能够用于操作连接。在一些实施例中，这个导管的机械调节可以用于活跃地操纵或指导所述导管。换言之，针对所述焦点的机械调节可以用于机械地调节所述远端的位置。

图9示出了根据本发明的实施例的导管900，导管900用于处置前列腺902。导管900已经通过尿道插入到膀胱904中。在这一实施例中，导管900的远端906具有电容微机械超声换能器的阵列907。存在机械致动器908，其将远端906屈曲。存在用于控制机械致动器908的线缆910。在图9中示出的实施例能够显示为是有利的，因为导管900可以插入到膀胱中，并且之后机械致动器908用于将电容微机械超声换能器的阵列907定位，从而能够对前列腺902进行声波处理。这一实施例的益处是，导管900可以实现从膀胱对前列腺进行声波处理。在膀胱中增加的机械自由度可以辅助有效地定位所述导管并且降低损伤健康组织的风险。

图10示出了根据本发明实施例的导管1000的又一实施例。导管1000具有杆1002，杆1002具有远端1004和近端1006。在远端1004处，存在电容微机械超声换能器的多个阵列1008。阵列1008中的每个都具有其连接至在近端1006处的连接器1012的各自的连接1010。当供给了电能，阵列1008在邻近杆1002或在杆1002侧面的目标区1014中沉积超声能量。

图11示出了根据本发明实施例的导管1100的又一实施例。在图11中示出的实施例类似于在图10中示出的实施例，但是增加了若干特征。在这一实施例中，个体的阵列1008连接于集成电路1102，而不是直接连接至连接器1012。集成电路1102通过数据总线1010’连接于连接器1012，数据总1010’起供给能量和数据连接的作用。经由数据总线1010’，集成电路1102接收如何驱动个体的阵列1008的指令。集成电路1102也显示为连接于在近端1004的尖端处的压力或流量传感器1104。集成电路1102也显示为连接于安装在各阵列1008间的温度传感器1106。根据所述实施例，阵列1008和集成电路1102能够用于消融和/或用于执行诊断超声。在一些实施例中，阵列1008中的一些可以用于执行消融，而一些可以用于同时执行超声诊断。在连接器1012处也有流体冷却入口1108。流体冷却入口1008连接于管道1110，管道1110适于将冷却流体输送至近端1004以用于将近端1004冷却。在近端1004的尖端处有出口1112。近端1004由封闭部1114封锁，从而使来自管道2010的冷却水或冷却流体被迫通过出口1112流出。在其他实施例中，可以存在返回管以及在连接器1012处的流体冷却出口。

图12示出了根据本发明实施例的医学成像系统1200的实施例。在这幅图中的医学成像系统可以代表许多不同种类的医学成像系统。例如，所述医学成像系统可以为磁共振成像系统、计算机断层摄影系统或诊断超声系统。医学成像系统1200适于在医学成像区1202中执行医学成像。医学成像系统1200也包括导管接口1204。在这幅图中示出的导管1206经由其连接器连接至导管接口1204。导管1206已经插入受检者1207。远端1208在成像区1202之内。由导管1206加热的目标区1210也显示为在成像区1202之内。医学成像系统1200和导管接口1204都显示为连接至计算机系统1214的硬件接口1212。所述计算机系统还包括用于执行机器可执行指令的处理器1216。所述处理器显示为连接至硬件接口1212以及用户接口1218。硬件接口1212允许处理器1216控制医学成像系统1200和导管接口1204的功能。处理器1216也显示为连接至计算机储存器1220以及计算机存储器1222。

计算机储存器1220显示为包含处置计划1224。所述处置计划可以包含用于处置目标区1220的细节指令。所述处置计划也可以包含解剖标记，所述解剖标记之后用于配准目标区1210和/或远端1208的位置。计算机储存器1220还显示为包含从成像区1202采集的医学图像数据1226。计算机储存器1220还显示为包含从医学图像数据1226重建的医学图像1228。计算机储存器1220还显示为包含焦点控制信号1230。焦点控制信号1230包含这样的信号：处理器1216能够使用所述信号经由导管接口1204控制导管1206。同时，在计算机储存器1220内有远端1232的位置和目标区1234的位置。位置1232、1234都已经由配准医学图像1228确定。计算机储存器1220还显示为包含热地图1238。热地图1238从热成像数据1236重建，热成像数据1236也存储在计算机储存器1220中。

计算机存储器1222显示为包含用于操作医学成像系统1200的机器可执行指令。包含在计算机存储器1222中的指令也可以存储在计算机存储1220中。计算机存储器1222显示为包含控制模块1240。控制模块1240包含用于控制医学成像系统1200的功能和操作的机器可执行指令。计算机存储器1222还显示为包含图像重建模块1242。图像重建模块1242为任选的模块，其可以用于从医学图像数据1226重建医学图像1228。计算机存储器1222还显示为包含热绘图模块1244。热绘图模块1244包含用于从热成像数据1236重建热地图1238的指令。计算机存储器1222还显示为包含焦点控制信号生成模块1246。焦点控制信号生成模块1246用于生成焦点控制信号1230。所述焦点控制信号可以使用处置计划1224、远端的位置1232、目标区的位置1234、所述热地图或它们的结合以生成焦点控制信号1230。

在使用这样的医学成像系统1200中，医生可以将导管1206插入到受检者1207中。之后将受检者1207放置为使目标区1210处在成像区1202之内。成像系统1200之后能够识别远端1208和目标区1210的位置。因为导管1206的焦点是能调节的，处理器1216能够向导管接口1204发送命令从而由导管1206加热目标区1210。所述目标区由导管1206能控制地加热并且由计算机系统1214自动地控制。

图13示出了根据发明实施例的成像系统的另一实施例。所述成像系统为磁共振成像系统1300。所述磁共振成像系统包括磁体1302。磁体1302为圆柱类型超导磁体。所述磁体具有液氦冷却的低温保持器，所述低温保持器具有超导线圈。也可以使用永磁体和常导磁体。不同类型磁体的使用也是可以的，例如，可以使用分裂圆柱磁体和所谓的开放磁体两者。分裂圆柱磁体类似于标准圆柱磁体，除了所述低温保持器分裂为两部分以允许接近所述磁体的相同平面，这样的磁体例如可以配合带电离子束治疗使用。开放磁体具有两个磁体部分，一个在另一个上方，其间具有间隔，所述间隔对于接收受检者足够大：两个部分区域的布置与亥姆霍兹线圈的布置类似。开放磁体是受欢迎的，因为受检者被更少地限制。在所述圆柱磁体的低温保持器内部，存在超导线圈的集合。在所述圆柱磁体膛孔内，存在成像区，在那里，磁场是足够强和足够均匀的，从而执行磁共振成像。

在磁体的膛孔1303之内，存在磁场梯度线圈1304，磁场梯度线圈1304由磁场梯度线圈电源1306提供电流。磁场梯度线圈1304用于在采集磁共振数据过程中，在所述磁体的成像区之内，空间地编码磁自旋。磁场梯度线圈1304意为有代表性的。通常，磁场梯度线圈包含线圈的三个独立的集合，以用于在三个正交的空间方向上空间地编码。将向磁场线圈1304供给的电流作为时间的函数控制，并且可以将向磁场线圈1304供给的电流蔓延或搏动。

在磁体的膛孔1303内为成像区1202，在那里，磁场是足够均匀的，以执行磁共振成像。邻近成像区1202的是天线1308。天线1308连接至收发器1310。射频天线1308用于操控在成像区1202内的磁自旋的取向，并且用于接收也在所述成像区之内的来自自旋的无线电发射。所述射频天线可以包含多个线圈元件。所述射频天线也可以称作信道。所述射频线圈连接于射频收发器1310。射频线圈1308和射频收发器1310可以由独立的发射和接收线圈，以及独立的发射器和接收器代替。所述射频天线也意为表示专用的发射天线和专用的接收天线。而且，收发器1310也可以表示独立的发射器和接收器。

受检者1207显示为静置在受检者支撑物1312上。如在图12中，导管1206已经插入受检者1207。收发器1310、梯度线圈电源1306以及导管接口1204都显示为连接于计算机系统1214的硬件接口1212。在图13中的计算机系统1214等效于在图12中的计算机系统1214。在计算机存储器1222中的多种软件成分和计算机存储1220的内容在两幅图中是等效的。在图13中示出的实施例中，医学成像数据1226为磁共振数据。热成像数据1236为磁共振测温法数据。

尽管在附图和之前的描述中详细地图示和描述了本发明，然而这样的图示和描述被认为是说明性或示范性的，而不是限制性的；本发明不局限于公开的实施例。

在本领域技术人员在实践本声明的发明中，通过研究附图、公开和所附权利要求，能够理解和产生对于公开实施例的其他变化。在权利要求中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且不定冠词“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以执行在权利要求中列举的若干项目的功能。事实是，在相互不同的从属权利要求中列举的特定措施不指示这些措施的结合不能有利地利用。计算机程序可以存储/分配在合适的介质上，诸如与其他硬件共同提供，或作为其他硬件部分的光学存储介质或固态介质，但是也可以以其他形式分配，诸如经由互联网，或者其他有线或无线的通信系统。在权利要求中的任何参考符号不应解释为限制范围。

Claims (16)

1.一种导管（700、800、1206），包括：

-具有远端（808、906、1004、1208）和近端（1006）的杆，其中，所述远端包括具有电容微机械超声换能器的至少一个阵列（308、402、404、500、512、600、604、802、1008）的换能器模块，其具有能调节的焦点以能控制地加热目标区（806、1014、1210）；以及

-位于所述近端处的连接器（1012），其用于向所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列供给电能，并且用于控制所述能调节的焦点，其中，所述换能器模块是至少部分柔性的。

2.根据权利要求1所述的导管，其中，所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列被设置在柔性材料上。

3.根据前述权利要求中的任一项所述的导管，其中，所述换能器模块包括电容微机械超声换能器的至少两个阵列，并且其中，所述导管还包括位于至少两个电容微机械换能器之间的柔性元件（803）。

3、根据权利要求1或2所述的导管，其中，所述导管还包括机械致动器（812、814），用于通过使所述换能器模块变形来至少部分地调节所述能调节的焦点。

4.根据前述权利要求中的任一项所述的导管，其中，所述远端具有长度伸展部，并且其中，电容微机械超声换能器的至少一个阵列的至少一部分被取向为使得所述目标区与所述长度伸展部邻近地定位。

5.根据权利要求4所述的导管，其中，所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列的至少一些形成环（704），所述环围绕所述杆并且沿包绕所述杆的所述长度伸展部的路径进行取向。

6.根据权利要求1所述的导管，其中，所述远端包括至少一个集成电路（1102），其用于向所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列供能并且用于提供对所述能调节的焦点的电控制，并且其中，所述导管还包括位于所述至少一个集成电路与所述连接器之间的数据总线（1010’）。

7.根据权利要求6所述的导管，其中，所述至少一个集成电路包括用于在能控制地加热所述目标区的同时使用所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列执行超声成像（1102）的电路。

8.根据前述权利要求中的任一项所述的导管，其中，所述连接器包括位于所述近端处的流体冷却入口（1108），并且其中，所述导管适于从所述流体冷却入口向所述远端供给冷却流体。

9.根据权利要求8所述的导管，其中，所述导管还包括如下中的任一个：用于测量所述远端中的冷却流体压力的压力传感器（612、1112）、用于测量冷却流体流量的流量传感器（612、1112）或者其组合。

10.根据前述权利要求中的任一项所述的导管，其中，所述导管还包括温度传感器（610、1106）。

11.根据前述权利要求中的任一项所述的导管，其中，所述杆包括用于操纵所述远端（906）的机械操纵设备（908、910）。

12.根据前述权利要求中的任一项所述的导管，其中，所述电容微机械超声换能器为预塌陷的电容微机械超声换能器。

13.一种用于从成像区（1202）采集医学图像数据（1226）的医学成像系统（1200、1300），其中，所述医学成像系统包括：

-导管接口（1204），其用于连接至根据前述权利要求中的任一项所述的导管的连接器；

-处理器（1216），其用于控制所述医学图像系统并且用于控制所述导管的所述能调节的焦点；

-存储器（1222），其包含用于由所述处理器执行的机器可执行指令（1240、1242、1244、1246），其中，所述指令的执行令所述处理器执行如下操作：

-使用所述医学成像系统采集（100、200）所述医学图像数据（1226）；

-在所述医学图像数据中配准（102、204）所述导管的所述远端的位置（1232）；

-根据经配准的所述远端的位置生成（104、210）焦点控制信号（1230）；并且

-根据所述焦点控制信号使用所述导管接口，通过使所述换能器模块变形以至少部分地调节所述能调节的焦点，来控制（106、212）所述焦点。

14.根据权利要求13所述的医学成像系统，其中，所述医学成像系统是如下中的任一个：磁共振成像系统（1200、1300）、计算机断层摄影系统（1200）以及诊断超声系统（1200）；其中，所述指令还令所述处理器根据所述医学图像数据配准（206）受检者（902、904、1207）的目标区（806、1014、1210）；并且其中，所述指令还令所述处理器生成（210）焦点控制信号以控制所述焦点，从而使用所述电容微机械超声换能器的至少一个阵列加热所述目标区。

15.根据权利要求14所述的医学成像系统，其中，所述指令的执行还令所述处理器执行如下操作：

-使用所述医学成像系统采集（202）热成像数据（1236）；以及

-使用所述热成像数据重建（208）热地图（1238），其中，根据所述热地图生成焦点控制信号。

16.一种计算机程序产品，其包括用于由医学成像系统（1200、1300）的处理器（1216）执行的机器可执行指令，所述医学成像系统（1200、1300）用于从成像区（1202）采集医学图像数据（1226），其中，所述医学成像系统包括用于连接至根据权利要求1到14中的任一项所述的导管（700、800、1206）的连接器的导管接口（1204）；并且其中，所述指令的执行令所述处理器执行如下操作：

-使用所述医学成像系统采集（100、200）所述医学图像数据，

-在所述医学图像数据中配准（102、204）所述导管的所述远端的位置（1232），

-根据经配准的所述远端的位置生成（104、210）焦点控制信号（1230），

-根据所述焦点控制信号使用所述导管接口，通过使所述换能器模块变形以至少部分地调节所述能调节的焦点，来控制（106、212）所述焦点。

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