CN104661707A - 用于精确高强度聚焦超声的系统、方法和设备 - Google Patents

Abstract

公开了用于将热能(诸如声波)传递至患者内部的靶组织区以用于医学上治疗该靶组织区的方法、系统和治疗探针。一方法包括通过患者的暴露的皮肤将治疗探针插入到患者中，治疗探针包括热能分配元件。此方法进一步包括经由该分配元件将热能施加至靶组织区，施加热能以便医学上治疗该靶组织区。此方法还包括：监视作为施加能量的结果由靶组织所吸收的能量的量，以及基于由靶组织所吸收的能量的量来调节被施加至靶组织的热能。

Description

用于精确高强度聚焦超声的系统、方法和设备

交叉引用

本申请要求2012年7月23日提交的美国临时申请No.61/674,668的权益，该申请通过引用结合于此。

背景技术

高强度聚焦超声(HIFU)已经在医学应用中使用了许多年，其中HIFU换能器被设置在患者的身体的外面并且将超声波聚焦至身体内的目标位置。组织中的高的声强度的主要效应是归因于声能吸收的热生成。在大多数HIFU应用中，迅速地生成的热在几秒内将靶组织中的温度提高至60摄氏度或较高的引起的凝固性坏死。

应用高的声强度的其它效应包括如声场引起在液体介质中的充气气泡的运动的空化效应。此空化归因于当超声场传播通过组织时组织的扩张和收缩而发生。如果惯性空化发生，则存在气泡的剧烈的倒塌和破坏的可能性。如果此倒塌发生在细胞膜附近，则归因于当气泡倒塌时高速液体喷射冲击细胞壁，对细胞膜的机械损伤是可能的。超微束同样可发生，其中接近于振荡的气泡的高剪切力引起细胞膜破坏。进一步，当波被吸收或发射时，辐射力同样可发生，产生辐射压力，并且细胞死亡可由跟随HIFU治疗的细胞凋亡而引起。

很多问题伴随当前的HIFU传递方法出现。一些问题包括声影、混响和折射。这样的问题导致在治疗深陷在组织中和/或被骨结构挤满的区域(诸如治疗接近于肋骨的肝组织)中的极端困难。另一问题是身体(例如，肠)中的气体不能被HIFU渗透并且声波朝向换能器被反射回，可能导致经由对位于换能器和目标之间的组织燃烧的非靶组织被损坏。又一问题是当前系统通过作出在换能器和目标位置之间的软组织中的声波的衰减是线性的这个假设来估计所吸收的能量的量。然而，因为纤维化的、多脂肪的和血管化的组织不同地衰减声能量，并且由于存在与血管分布相关联的热库效应，因此这种情况很少见。进一步，尚未被证实的一个潜在的并发症是来自由此程序所生成的剪切力的恶性细胞的传播的可能性。

发明内容

本发明的实施例克服了与现有技术HIFU系统相关联的问题中的一个或多个。根据某些实施例，公开了将声波传递至患者内部的靶组织区以用于医学上治疗靶组织区的方法。此方法包括通过患者的暴露的皮肤将治疗探针插入到患者中，治疗探针包括声波分配元件。此方法还包括经由声波分配元件将声波施加至靶组织区，施加声波以便医学上治疗靶组织区。此方法进一步包括：监视作为施加声波的结果由靶组织所吸收的能量的量，以及基于由靶组织所吸收的能量的量来调节被施加至靶组织的声波。

根据其它实施例，公开了用于将声波传递至患者内部的靶组织区以用于医学上治疗靶组织区的系统。此系统包括用于治疗靶组织区的治疗探针，此探针通过患者的暴露的皮肤是可插入的并且包括可操作以输出声波以用于医学上治疗靶组织区的声波分配元件。此系统进一步包括可操作以监视作为施加声波的结果由靶组织所吸收的能量的量的监视器。此系统还包括耦合至波分配元件和监视器的控制器，此控制器可操作以基于由靶组织所吸收的能量的量来控制由波分配元件输出的声波。

根据其它实施例，公开了用于将声波传递至患者内部的靶组织区以用于医学上治疗靶组织区的治疗探针。此治疗探针包括：具有配置成刺穿患者的暴露的皮肤的一末端的外壳；耦合至外壳并且可操作以输出声波的声波分配元件；以及可操作以传送信号以用于控制声波的耦合至声波分配元件的通信元件。

为了更完全地理解本发明的本质和优点，应当参考后续详细描述和附图。本发明的其它方面、目的以及优点根据以下附图以及详细描述将会显而易见。

通过引用的结合

在此说明书中涉及的所有出版物、专利和专利申请通过引用整体结合到本文中，就好像指出各个单独的出版物、专利或专利申请被特别地和单独地通过引用结合在本文中。

附图说明

本发明的新颖特征在所附权利要求中具体陈述。通过参考陈述了其中利用本发明原理的说明性实施例的本发明和附图的以下详细说明可获得对本发明的特征和优点的更好理解，其中：

图1是根据实施例的用于选择性地将声波施加至靶区的简化的系统的框图。

图2A示出了根据实施例的将声波施加至靶区的治疗探针。

图2B示出了根据实施例的将声波施加至靶区的治疗探针。

图2C示出了根据实施例的将声波施加至靶区的治疗探针。

图2D示出了根据实施例的将声波施加至靶区的治疗探针。

图2E示出了根据实施例的将声波施加至靶区的治疗探针。

图2F示出了根据实施例的将声波施加至靶区的治疗探针。

图2G示出了根据实施例的将声波施加至靶区的治疗探针。

图2H示出了根据实施例的将热能施加至靶区的治疗探针阵列。

图2I示出了根据实施例的具有如在图2H中的治疗探针阵列的组织区的截面前视图。

图3A是根据第一实施例的治疗探针的轮廓图。

图3B是图3A的治疗探针的截面图。

图4A是根据第二实施例的治疗探针的轮廓图。

图4B是图4A的治疗探针的截面图。

图5A是根据第一实施例的包括声换能器的治疗探针的截面图。

图5B是根据第二实施例的包括声换能器的治疗探针的截面图。

图5C是根据第三实施例的包括声换能器的治疗探针的截面图。

图6A是根据第一实施例的包括声透镜的治疗探针的截面图。

图6B是根据第二实施例的包括声透镜的治疗探针的截面图。

图6C是根据第三实施例的包括声透镜的治疗探针的截面图。

图7A示出了在温度探针被设置在靶区中的同时从外部将能量施加至位于一目标中的靶区的治疗探针。

图7B示出了在温度探针被设置在靶区中的同时从内部将能量施加至位于一目标中的靶区的治疗探针。

图8是描绘了根据第一实施例的利用声波治疗靶区的方法的示例性操作的流程图。

图9是描绘了根据第二实施例的利用声波治疗靶区的方法的示例性操作的流程图。

本发明的详细描述

与当前的HIFU治疗相关联的很多问题是由于没有控制靶治疗区域内均匀地传递和吸收的能量的量的能力。这导致组织温度的不期望的可变性。一些区域是过度治疗的，一些是治疗不足的，并且一些非目标区域被治疗，所有均导致不可接受的结果。本发明的实施例提供用于精确地控制贯穿靶治疗区域的能量沉积的系统、设备和方法。这种能量应用可被用于各种治疗目的，包括组织消融、精确过热、成像等。

本文中所描述的各实施例包括各个针形探针，例如，嵌入有一个或多个热能分配元件(诸如小的声波分配元件)的治疗探针。分配元件可以是，例如，将电能或机械能转换成声波的声换能器，或可以是聚焦从单独的波发生器中生成的声波的透镜(或透镜组件)。针形探针可包括削尖的末端从而使得针形探针可穿透目标的外表面，诸如患者的皮肤。

在某些实施例中，若干治疗探针可被置于阵列中以创建均在阵列体积内的靶治疗区域。治疗探针之间的间隔在距离上不是无限的。相反，可选择治疗探针之间的间隔以确保在靶区处可获得均匀的温度而不管组织类型和条件可能有所不同。

由靶区所吸收的能量的量可利用各种技术进行精确地确定。在一个实施例中，一个或多个温度监视设备(例如，热敏电阻、热电偶等)可邻近于治疗区或在治疗区内进行布置。例如，一个或多个治疗探针可包括温度监视设备连同声波分配元件。再如，一个或多个治疗探针可包括温度监视设备而没有任何声波分配元件。又如，声波分配元件可操作以测量治疗区的温度。在其它实施例中，一个或多个温度监视设备可被布置在患者的外部。例如，可使用磁共振成像器、红外温度、外部应用超声温度传感器等。在某些实施例中，代替执行温度监视，可执行计算以准确地估计靶区的温度。这样的计算可利用诸如靶组织类型、声波分配元件的特性、声波分配元件距靶组织的距离、相对于靶组织的声波分配元件的取向和所应用的声波的特性之类的因素。

在至少一个实施例中，基于温度监视或计算出的所传递的能量可对所传递的能量的量作出实时调节。因此，靶区的温度可在控制所传递的能量的量方面被用作反馈。

通过利用声波的精确传递、精确的高分辨率温度监视、基于温度监视对所传递能量的量的实时控制和调节、以及各个治疗探针的间隔从而使得能量可被均匀地传递至靶区导致实现温度和/或能量吸收目标而不管组织成分和/或可变性中的一个或多个，面向当前的HIFU传递系统的问题中的一个或多个可被克服。

用于将热能施加至靶区的系统

转向各图，图1是根据实施例的用于选择性地将热能(诸如声波)施加至靶区的简化的系统100的框图。系统100包括可操作地耦合至治疗探针150和温度监视器160的系统控制单元110。系统控制单元110可包括一个或多个元件，诸如输入/输出元件120、计算设备130和电源140。

系统控制单元110可控制治疗探针150以将热能(例如，声波)传递至靶区。在声波实施例中，治疗探针150可被控制成以各种不同强度(例如，用于诊断(诸如成像)的0.1–100mW/cm²和用于治疗(诸如组织消融)的100–10,000W/cm²)和各种不同压缩压力(例如，用于诊断的0.001–0.003MPa的压缩和稀疏压力和用于治疗的达到30MPa的峰压缩压力和达到10MPa的峰稀疏压力)传递声波。

系统控制单元110可被耦合至(或可包括)温度监视器160，并且利用温度监视器160以监视靶区的温度或计算被靶区吸收的能量的估计的量。在一个实施例中，一个或多个监视器160(例如，热敏电阻、热电偶等)可邻近于治疗区或在治疗区内进行布置。例如，治疗探针150中的一个或多个可包括温度监视器160，连同在治疗探针150内布置的声波分配元件(未示出)。再如，一个或多个治疗探针150可包括温度监视器160而没有任何声波分配元件。又如，温度监视器160可以是声波分配元件。在其它实施例中，一个或多个温度监视器160可被布置在患者的外部。例如，温度监视器160可包括磁共振成像器、红外温度传感器、外部应用超声温度传感器等。在某些实施例中，代替执行温度测量，温度监视器160可执行计算以准确地估计靶区的温度。这样的计算可利用诸如靶组织类型、声波分配元件的特性、声波分配元件距靶组织的距离、相对于靶组织的声波分配元件的取向和所应用的声波的特性之类的因素。

系统控制单元110的元件可协同地配置控制单元以执行本文中所讨论的操作中的一个或多个。输入/输出元件120可以是用于从操作员接收输入并且向操作员提供输出的任何适当的设备。例如，输入/输出元件120可包括键盘、鼠标、键区、追踪球、光笔、触摸屏显示器、非触摸屏显示器(例如，阴极射线管显示器、液晶显示器、发光二极管显示器、等离子体显示器等)、扬声器等。输入/输出元件120可以是可操作的以执行如本文中所描述的输入/输出功能，诸如接收来自操作员的期望的温度输入、接收一个或多个期望的治疗探针的选择以激活、将治疗区的当前温度显示给操作员等。

计算设备130可包括，例如，计算机或具有一个或多个处理结构的各种专有的或市售的计算机、个人计算机等，其中这样的系统通常包括配置成执行本文中所描述的处理操作中的任何一个(或组合)的数据处理硬件和/或软件。任何软件将典型地包括具体化在非瞬态有形介质(诸如电子存储器、数字或光学恢复介质等)中的程序指令的机器可读代码，并且这些结构中的一个或多个还可被用于在任何各种分布式或集中的信号处理体系结构中在系统的部件之间传送数据和信息。

根据一个实施例，计算设备130包括控制器132(诸如单核或多核处理器)和存储元件134(诸如有形的非瞬态计算机可读存储介质)，其中处理器132可执行在存储元件134中存储的计算机可读代码。

计算设备130还可包括数据采集卡136。数据采集卡136可被电地或无线地耦合至治疗探针150和/或温度监视器160以便接收来自治疗探针150和/或温度监视器160的各种测量数据。例如，数据采集卡136可接收来自包括在治疗探针150中的温度传感器的温度测量，或来自温度监视器160的温度测量。

在某些实施例中，计算设备130还可包括波发生器138。波发生器138可以是可操作的以生成声波。声波可处于超声频带(例如，20kHz到200MHz或大于200MHz)、可听频带(例如，20Hz到20kHz)、或次声频带(例如，小于20Hz)。声波可具有各种不同强度(例如，用于诊断(诸如成像)的0.1–100mW/cm²和用于治疗(诸如组织消融)的100–10,000W/cm²)并处于各种不同压缩压力(例如，用于诊断的0.001–0.003MPa的压缩和稀疏压力和用于治疗的达到30MPa的峰压缩压力和达到10MPa的峰稀疏压力)。

系统控制单元110还可包括电源140，该电源140可以是用于对输入/输出元件120和/或计算设备130供电的任何适当的电源。在一个实施例中，电源140可包括用于将从交流电源(位于系统控制单元110之外)接收的交流电转换成直流电的电源转换器。在其它实施例中，电源140可包括电池。

系统100还可包括耦合至治疗探针150并可操作以传送信号以用于控制由治疗探针150输出的声波的通信元件145。在一个实施例中，治疗探针150可包括配置成将电或机械信号转换成声波的声换能器。在这些情况下，通信元件145可以是将电信号从计算设备130传送至治疗探针150的电线或其它电导体。在另一实施例中，治疗探针150可包括配置成将声波聚焦或重定向至治疗区的声透镜。在这些情况下，通信元件145可以是可操作以将来自波发生器138的声波传送至位于治疗探针150中的声透镜的波导或其它元件。在其它实施例中，通信元件145可以是可操作以将来自计算设备130的控制信号传送至位于治疗探针150中的无线接收器的无线通信信道(例如，利用RF通信、IR通信或其它无线通信技术)。

治疗探针150包括配置成刺穿目标的外表面以到达治疗区的一个或多个探针。探针中的至少一个包括可操作以输出声波的声波分配元件。在某些实施例中，可提供细长的探针阵列。探针可基于从计算设备130传送的信号(电的、声的等)输出声波。在某些实施例中，一个或多个探针可包括温度监视器(例如，热敏电阻、热电偶等)或被温度监视器(例如，热敏电阻、热电偶等)所替代以用于测量探针的温度或探针的邻近内(例如，在靶区处)的温度。在至少一个实施例中，一个或多个治疗探针150可同样或替代地获得治疗区的图像。例如，治疗探针可利用由治疗探针输出的声波获得图像。

根据一个实施例，治疗探针可被单独地推进并定位在靶组织(例如，前列腺)内。一旦探针被定位，则一个或多个超声波可经由探针被施加至靶组织，从而致使靶组织吸收能量并增加温度。这样的波可被用于，例如，组织消融、过热、成像等。

在特定实施例中的系统100是用于选择性地将声波施加至靶区的系统，并且包括各种部件，诸如输入/输出元件120、计算设备130和电源140。然而，本领域普通技术人员将理解到系统100通过具有比图1中所示的少的或多的数量的部件，可同样良好地操作。因此，图1中的系统控制单元108的描绘本质上应当被认为是说明性的，并且不限制本公开的范围。

邻近靶区的治疗探针的布置

如本文中所描述的，大量治疗探针可被置于靶治疗区域中，并且可包括治疗探针的阵列。可选择治疗探针之间的间隔，以确保在靶区处可获得更平坦或均匀的温度分布而不管组织类型和条件可能有所不同，和/或更精确地控制在期望的温度范围内对靶组织的加热能和选择的加热。参照声波热能传递描述各实施例，尽管所描述的结构和方法不应仅仅被限制于一个热能实施例。

图2A到2I示出了根据许多实施例的将热能(例如，声波)施加至靶区的治疗探针。治疗探针可被配置成从探针的任何适当的位置(诸如从末端、从纵向表面或从其它位置)输出声波。声波可从探针的任何适当的角度(诸如垂直于探针的纵轴、平行于探针的纵轴或在中间某处的角度)输出。声波可以是聚焦波，或在其它实施例中，可以是横波、频散波，或具有其它传播特性。探针可被插入目标(诸如患者)中并且被定位成将声波聚焦在靶区上。在许多探针被使用的地方，探针可与彼此间隔开并且进行配置以便从若干不同的方向将声波聚焦在靶区上。

转向图2A，图2A示出了根据实施例将声波210施加至位于目标250中的靶区260的治疗探针200。目标250可以是期望将声波施加至位于其中的靶区260的任何目标。在一个实施例中，目标250可以是患者并且靶区260可以是布置在患者内的组织。在其它实施例中，目标250可以是金属、聚合物、陶瓷或其它类型的材料，并且可处于固体、液体或其它适当的状态。

根据在图2A中所描绘的实施例，治疗探针200被配置成输出声波210，该声波210是处于垂直于探针200的纵向的方向的横波。在图2B中，治疗探针200被配置成输出声波210，该声波210类似于参照图2A进行描述的，除了在此实施例中，声波210是聚焦波。在图2C中，治疗探针200被配置成输出声波210，该声波210类似于参照图2A进行描述的，除了在此实施例中，声波210是频散波。

根据在图2D中描绘的实施例，治疗探针200被配置成输出声波210，该声波210是处于平行于探针200的纵向的方向的横波。本领域技术人员将认识到参照图2A到2C进行描述的不同类型的波可类似地被用在图2D中进行描绘的实施例中。进一步，本领域技术人员将认识到声波210不需要以垂直于或平行于探针200的纵向的方向进行输出，而可以参照探针200的纵向的任何其它适当的角度(例如，以在垂直于和平行于探针200的纵向的方向之间的方向)进行输出。

图2E示出了第一治疗探针200(a)和第二治疗探针200(b)，其中第一治疗探针200(a)可操作以将第一声波210(a)施加至靶区260并且第二治疗探针200(b)可操作以将第二声波210(b)施加至靶区260。在此实施例中，第一声波210(a)和第二声波210(b)具有相同的波类型，即它们都是聚焦波。然而，在其它实施例中，它们可具有不同的波类型。进一步，在此实施例中，它们与彼此间隔开距离d从而使得从每一探针到靶区260的距离是相同的，并且它们被嵌入到目标250内的相同的深度。探针的这样的配置可以是有利的，因为相同的探针可被用在探针阵列中并且相对于彼此被简单地旋转180度以获得共同的靶区。

在图2F中示出的实施例类似于参照图2E进行描述的实施例，然而在此情况中，不同类型的声波被生成并且它们以不同的角度被施加。第一治疗探针200(a)输出第一声波210(a)，该第一声波210(a)是以平行于第一治疗探针200(a)的纵向的角度输出的频散波，然而第二治疗探针200(b)输出第二声波210(b)，该第二声波210(b)是以垂直于第二治疗探针200(b)的纵向的角度输出的横波。进一步，治疗探针被嵌入到目标250内的不同的深度。本领域技术人员将认识到各种其它组合并且所有这样的组合均在本公开的范围内。

图2G示出了第一治疗探针200(a)、第二治疗探针200(b)和第三治疗探针200(c)，其中第一治疗探针200(a)可操作以将第一声波210(a)施加至靶区260，第二治疗探针200(b)可操作以将第二声波210(b)施加至靶区260，并且第三治疗探针200(c)可操作以将第三声波210(c)施加至靶区260。在此实施例中，声波都是聚焦在靶区260中的点P上的聚焦波。声波各自具有焦距l，该焦距l等于从探针中的声波分配元件(未示出)到声波的焦点的距离。在此实施例中，每一探针的焦距是不同的，声波的输出角度是不同的，并且探针之间的距离d是不同的。然而，配置这些特性从而使得从治疗探针输出的声波均聚焦在靶区260中的点P上。在其它实施例中，这些特性中的一些或全部可以是相同的，只要从治疗探针输出的声波都聚焦在靶区260中的点P上。

一个或多个治疗探针200可被设置在目标250内以将声波施加至位于目标250中的靶区260。此一个或多个治疗探针200可包括治疗探针阵列，例如，如参照图2H和2I进行概念地说明的那样。图2H示出了设置在目标250和治疗区260中的治疗探针阵列200。图2I示出了具有设置在其中的治疗探针阵列200的治疗区260的前截面图。

尽管描绘了各种实施例，示出了各种波类型、波角度、波焦距、探针之间的距离等，然而本领域普通技术人员将理解本文中所公开的布置不限于在图2A到2I中所明确示出的那些。此外，尽管如包括声波地示出了特定实施例，然而可采用各种类型的热能(例如，声、激光、红外、电离辐射等-亦参见，下面)。相反，本公开的范围包括本文中所描述的特性的各种组合。因此，图2A到2I中的治疗探针的描绘本质上应当被认为是说明性的，并且不限制本公开的范围。

治疗探针的特性

图3A到4B示出了根据本发明的各实施例的治疗探针的轮廓图和截面图。治疗探针可包括刺穿的末端，其中刺穿的末端被削尖以便穿透目标的外表面(例如，患者的皮肤)。探针包括布置在探针上的各种位置处的声波分配元件，并且包括耦合至声波分配元件的通信元件，该通信元件可操作以传送信号以用于控制由声波分配元件输出的声波。

转向图3A，图3A是根据实施例的治疗探针300的轮廓图。治疗探针300包括外壳310、刺穿的末端320以及热能分配元件，诸如声波分配元件330。外壳310被配置成支撑声波分配元件330并且，在一个实施例中，是细长的并且具有圆柱形形状。然而，外壳310可同样形成或包括其它形状。外壳310包括配置成刺穿一目标的外表面(诸如患者的暴露的皮肤)的刺穿的末端320。外壳310和/或刺穿的末端320可由足够强以刺穿目标的外表面的任何适当的材料制成。例如，刺穿的部分310可由金属、陶瓷、复合材料等制成。

声波分配元件330被耦合至外壳310并且可操作以输出声波。根据此实施例的声波分配元件330被布置在外壳310的外表面上，并且可以垂直于外壳310的纵向的角度输出声波。

图3B是图3A的探针的截面图。从该截面图，根据一个实施例的探针的各部件是可见的。根据此实施例，探针300包括耦合至声波分配元件330并且可操作以传送信号以用于控制声波的通信元件340。声波分配元件330例如可以是声换能器，或例如可以是透镜。通信元件340例如可以是电导体，或例如可以是波导。

图4A是根据第二实施例的治疗探针400的轮廓图，并且图4B是图4A的治疗探针400的截面图。治疗探针400类似于参照图3A和3B进行描述的治疗探针300，并且标号410到440相应地类似于标号310到330。

然而，在图4A和4B中描绘的实施例中，声波分配元件330被布置在刺穿的末端420的成一定角度的表面上。进一步，刺穿的末端420可沿着方向R进行旋转以便改变声波从声波分配元件输出的方向。刺穿的末端420可利用任何适当的机制(包括机械的、电的和/或无线机制)进行旋转。例如，通信元件340还可包括控制信号以用于控制刺穿的末端420的旋转。

在特定实施例中的探针300和400可包括各种部件，诸如外壳、刺穿的末端、声波分配元件和通信元件。然而，本领域普通技术人员将理解到探针通过具有比图3A到4B中所示的少的或多的数量的部件，可同样良好地操作。因此，图3A到4B中的探针300和400的描绘本质上应当被认为是说明性的，并且不限制本公开的范围。

图5A到5C是根据许多实施例的包括声换能器的治疗探针的截面图。治疗探针可被配置成利用声换能器输出声波。声换能器可被设置在探针的任何适当的表面上以便以各种不同的方向引导声波。进一步，声换能器可被成形为生成聚焦波、横波、频散波或适用于治疗靶区的其它波类型。在某些实施例中，治疗探针还可包括温度监视器(即，温度传感器)，该温度监视器监视探针的温度或探针的邻近中(例如，在靶区处)的温度。进一步，在某些实施例中，输出声波的方向和焦深是不变的，然而在其它实施例中，输出声波的方向和/或焦深是可变的。

图5A是根据实施例的治疗探针500的截面图。治疗探针500包括外壳510、刺穿的末端520、声波分配元件530和温度监视器(例如，温度传感器)540。外壳510、刺穿的末端520和声波分配元件530类似于参照图3进行描述的相应的元件310到330。然而，在此实施例中，声波分配元件530是配置成响应于电的、机械的或其它刺激而生成聚焦的声波的凹的声换能器。声换能器例如可以是电磁式声换能器、压电式声换能器或用于生成声波的其它适当的换能器。

根据此实施例的声波分配元件530被布置在探针500而不是刺穿的末端520的表面上，并且被配置成以垂直于探针500的纵轴的方向输出声波。在其它实施例中，声波分配元件530可被布置在探针500的不同表面上，和/或可被配置成以除了垂直于探针500的纵轴的方向之外的方向输出声波。进一步，在此实施例中，声波分配元件530被配置成被嵌入在探针500内从而使得其被保持在探针500的外表面550内。这样的布置可有利地减少对目标的损害，探针500被设置在目标中以用于治疗。

探针500还可包括耦合至声波分配元件530并延伸在外壳510内并且沿着一段探针500的通信元件535。在此实施例中，通信元件535是导线(以用于电地或磁地致动声换能器530)，弹性构件(以用于机械地致动声换能器530)或用于致动声换能器530的其它适当的部件。在某些实施例中，通信元件535可以是可操作的以传送源自声换能器530的致动的信号。例如，当声换能器530被用于成像或测量温度时，声换能器530可从反射自靶区的声信号被致动，并且指示这种致动的信号可经由通信元件535从换能器530中传送。

温度监视器540可以是用于测量温度的任何适当的部件，诸如热敏电阻、热电偶等。根据此实施例的温度监视器540被布置在探针500而不是刺穿的末端520的表面上，并且被配置成监视在邻近于探针500的纵轴的位置处的温度。在其它实施例中，温度监视器540可被布置在探针500的不同的表面和/或不同的位置上(诸如在刺穿的末端520处)，并且可被布置在不同的探针(诸如参照图5B到6C进行描述的那些中的任何一个)上。进一步，在此实施例中，温度监视器540被配置成被嵌入在探针500内从而使得其被保持在外表面550内。这样的布置可有利地减少对目标的损害，探针500被设置在目标中以用于治疗。

探针500还可包括耦合至温度监视器540并延伸在外壳510内并且沿着一段探针500的通信元件545。在此实施例中，通信元件545是导线(以用于电或磁地传送指示来自温度监视器540的温度的信号)。

在某些实施例中，探针500还可包括无线通信电路(未示出)。这种电路可以是可操作的以传送来自温度监视器540的温度信号，控制至声换能器530的信号，和/或源自声换能器530的致动的信号，如先前描述的那样。

图5B是根据另一实施例的治疗探针500的截面图。治疗探针500类似于参照图5A进行描述的治疗探针，然而在此实施例中，声波分配元件530被布置在刺穿的末端520处并且被配置成以相对于外壳510的纵轴的角度输出声波。进一步，声波分配元件530是平面的声换能器，从而促进横向声波的生成。

图5C是根据又一实施例的治疗探针500的截面图。治疗探针500类似于参照图5A进行描述的治疗探针，然而在此实施例中，声波分配元件530是凸的声换能器，从而促进频散波的生成。进一步，在某些实施例中，治疗探针500可包括声学上透明的窗口560，该窗口560对由声波分配元件530所生成的和/或朝着声波分配元件530反射回的声波是透明的。透明窗口560可与外表面550齐平，并且声波分配元件530可被布置在窗口560的后面。以这种方式，声波分配元件530可被嵌入在探针500内并且具有各种形状，然而外表面550可以是平滑的以便减少对目标的损害，探针500被设置在目标中以用于治疗。

图6A到6C是根据许多实施例的包括声透镜的治疗探针的截面图。治疗探针可被配置成利用声透镜和波导输出声波。声透镜可被设置在探针的任何适当的表面上以便以各种不同的方向引导声波。进一步，声透镜可被成形为生成聚焦波、横波、频散波或适用于治疗靶区的其它波类型。在某些实施例中，治疗探针还可包括温度监视器(即，温度传感器)，该温度监视器监视探针的温度或探针的邻近中(例如，在靶区处)的温度。进一步，在某些实施例中，输出声波的方向和焦深是不变的，然而在其它实施例中，输出声波的方向和/或焦深是可变的。

图6A是根据实施例的治疗探针600的截面图。治疗探针600类似于参照图5A进行描述的探针500，其中元件610到650对应于元件510到550。然而，在此实施例中，声波分配元件630是声透镜。根据此实施例的声透镜是薄透镜，然而在其它实施例中，可利用不同类型的声透镜，诸如菲涅尔透镜、球透镜(利用一个或多个声学上传导的球体)、平透镜(倾斜板透镜、穿孔板透镜等)、厚透镜、复合透镜、圆柱透镜等。在此实施例中的声透镜630被配置成聚焦经由通信元件635传送至透镜630的声波。通信元件635是可操作以将声波从波发生器(布置在探针600内或之外)传送至声透镜630的波导或其它元件。

图6B是根据另一实施例的治疗探针600的截面图。治疗探针600类似于参照图6A进行描述的治疗探针，然而在此实施例中，声波分配元件630被布置在刺穿的末端620处并且被配置成以相对于外壳610的纵轴的角度输出声波。进一步，声波分配元件630可以是成形为纠正由通信元件635的形状所引起的声波的方向中的变化的透镜，从而促进横向声波的生成。

图6C是根据又一实施例的治疗探针600的截面图。治疗探针600类似于参照图6A进行描述的治疗探针，然而在此实施例中，声波分配元件630是厚透镜，从而促进频散波的生成，因为焦点可位于透镜630内。

在特定实施例中的探针500和600可包括各种部件，诸如声换能器、声透镜、温度监视器等。然而，本领域普通技术人员将理解到各探针通过具有比图5A到6C中所示的少的或多的数量的部件，可同样良好地操作。因此，图5A到6C中的探针500和600的描绘本质上应当被认为是说明性的，并且不限制本公开的范围。

例如，在某些实施例中，声波分配元件的焦点可以是可变的。可变的焦点可利用若干技术中的任何一种或多种来实现。例如，在使用声换能器的地方，换能器可由柔性半导体材料制成，可使用具有会聚焦点的若干可移动的换能器等。响应于从机械致动器施加的压力或通过某个其它机制，半导体材料可进行弯曲或换能器进行移动。再如，在使用声透镜的地方，可利用可变焦透镜组件(改变透镜之间的距离、改变布置在两液体腔之间的界面处的透镜形状、改变施加至多层液晶透镜的电压、改变多液体透镜中的液滴的形状等)。声波分配元件的焦点可通过任何适当的实体进行控制。例如，计算设备130(图1)可经由例如类似于本文中所描述的那些的通信元件将控制信号发送至声波分配元件以便控制声波分配元件的焦点。

在精确温度监视的同时进行能量施加

图7A和7B示出了在靶区的温度被精确监视的同时将能量施加至靶区的治疗探针。在一个实施例中，能量是利用在患者和靶区之外的治疗探针进行施加的，而在另一实施例中，能量是利用设置在患者内的治疗探针进行施加的。能量可以是声波的形式，或所施加的能量可采取不同的形式，诸如处于一个或多个频带的电磁波，诸如无线电波、微波、红外波、可见光波、紫外波、x射线、伽马射线等。靶区的温度被精确监视并且被用于控制所施加的能量的量和/或类型。在这些实施例中，靶区的温度是利用具有温度传感器的探针进行监视的，其中温度传感器位于靶区中。施加至靶区的能量的量可利用靶区的温度进行控制从而使得靶区的温度对于设定时间段被维持在期望的温度处。此期望的温度可以是足够的以用于消融靶区的组织(例如，对于1秒、5秒、10秒或15秒的周期，在60摄氏度之上的温度)、引起过热(例如，对于大约一小时，大约等于43摄氏度的温度)、或引起温和的过热(例如，在41摄氏度到43摄氏度的范围中的温度)。

转向图，图7A示出了从外部将能量270施加至位于目标250中的靶区260的治疗探针200，而温度探针280被设置在靶区260中。治疗探针200可采取本文中所描述的探针中的任何一个的形式。例如，治疗探针200可包括用于将声波输出至靶区260的声换能器或声透镜。在其它实施例中，治疗探针200可输出处于一个或多个频带的电磁波，诸如无线电波、微波、红外波、可见光波、紫外波、x射线、伽马射线等。在此实施例中，治疗探针200被布置在目标250的外面。例如，治疗探针200可被布置在患者的外部。在这种情况下，从治疗探针200传送的能量可在到达靶区260之前经过目标250的各部分，包括目标250的外表面。在至少一个实施例中，从治疗探针200传送的能量可被聚焦从而使得能量的焦点是在治疗区处。

温度探针280还可采取本文中所描述的探针中的任何一个的形式，其中温度探针280包括至少一个温度传感器。例如，温度探针280可以是包括温度传感器540/640(图5A和6A)，但排除声换能器和声透镜的探针。再如，温度探针280可包括操作以测量靶区的温度的声换能器。在至少一个实施例中，温度探针280是温度监视器160(图1)，并且操作以将靶区的温度测量提供至系统控制单元110(图1)。

转向图，图7B类似于图7A，除了在此情况中示出了从内部将能量270施加至位于目标250中的靶区260的治疗探针200，而温度探针280被设置在靶区260中。在此实施例中，治疗探针200被布置在目标250的里面。例如，治疗探针200可被布置在患者的内部。在此情况中，从治疗探针200传送的能量可在到达靶区260之前经过目标250的最小的部分。类似参照图7B进行描述的实施例，在此实施例中，温度探针280还可采取本文中所描述的探针中的任何一个的形式，其中温度探针280包括至少一个温度传感器。

应当意识到各实施例不限于提供单个治疗探针和温度探针。相反，在某些实施例中，可使用若干治疗探针，从内部和/或从外部将能量施加至一个或多个治疗区。类似地，可使用一个或多个温度探针以监视治疗区的温度。在一个具体实施例中，一个温度探针可被提供以用于每一治疗探针，并且被设置以监视相关联的治疗探针的靶区的温度。

利用声波治疗靶区的方法

图8是描绘了根据第一实施例的利用声波治疗靶区的方法的示例性操作的流程图800。声波可利用任何适当的声波分配元件(包括参照图2A到6C进行描述的那些中的任何一个)被传送至靶区。进一步，声波可从位于包括靶区的目标的外部或内部的来源处被传送，并且靶区的温度可利用温度探针进行监视，如在图7A和7B中进行描绘并参照图7A和7B进行描述的那样。

在操作810中，治疗探针通过一目标的暴露的表面被插入到该目标中。例如，治疗探针可通过患者的暴露的皮肤被插入从而使得治疗探针的声波分配元件位于治疗区的邻近。治疗探针可被插入在各种深度处以到达治疗区。在某些实施例中，多个治疗探针可被插入到目标中，其中各治疗探针与彼此间隔开从而使得它们均位于治疗区的邻近。例如，治疗探针可被间隔开从而使得一经被设置在目标中，探针的声波分配元件位于距治疗区等距离。在替代性实施例中，代替被插入到目标中，治疗探针可被设置在目标的外面，如在图7A中进行描绘并参照图7A进行描述的那样。

在操作820中，声波经由治疗探针中的声波分配元件被施加至靶区。例如，参照图1，控制器132可将控制信号传送至在一个或多个治疗探针150中设置的声换能器，其中控制信号控制由声换能器所生成的声波的频率、强度和/或持续时间。再如，控制器132可控制波发生器138以生成声波，该声波经由波导被传播至被包括在一个或多个治疗探针150中的声透镜。

在操作830中，监视由靶区所吸收的能量的量。在一个实施例中并参照图1，温度监视器160可监视靶区处的温度，诸如声波的焦点的温度。在使用若干不同的治疗探针的地方，温度监视器160可监视与每一治疗探针相关联的靶区的温度。在某些实施例中，温度监视器160可在目标的外部，并且可以是，例如，磁共振成像器、红外温度传感器、超声温度传感器或其它外部温度感测设备。温度监视器160可实时测量每一治疗探针的靶区处的温度，其中温度测量可通过数据采集卡136进行接收。在其它实施例中，温度监视器160可被布置在目标的内部。例如，温度监视器160可以是温度传感器(诸如温度传感器540/640)，并且数据采集卡136可以是可操作的以接收来自温度传感器的温度测量。温度监视器160可被设置在靶区中，如在图7A和7B中进行描绘并参照图7A和7B进行描述的那样。再如，声波分配元件可被用于测量靶区的温度。例如，位于一个或多个治疗探针150中的声波分配元件可输出声波、接收指示靶区温度的反射，并且将该反射或对应于该反射的信号传送至数据采集卡136。

在另一实施例中，温度监视器160可估计靶区处的温度。例如，控制器132可利用各种因素中的一个或多个(诸如靶区的材料的类型(例如，靶组织类型)、声波分配元件的特性(例如，损耗特性、焦深等)、声波分配元件距靶区的距离、相对于靶组织的声波分配元件的取向、以及受控的输出声波的特性(例如，强度，压缩压力、稀疏压力等))来估计温度。

在操作840中，被施加至靶组织区的声波是基于由靶区所吸收的能量的量进行调节的。可利用例如如先前所描述的温度监视器和/或计算出的温度估计来确定所吸收的能量的量。声波可以若干不同方式中的一种或多种进行调节。例如，可调节声波的强度、压缩压力、稀疏压力、焦深和/或方向。在某些实施例中，可调节声波以便实现期望的靶区温度。

在操作850中，利用声波分配元件对靶区成像。例如，可控制一个或多个治疗探针170的声波分配元件以输出具有适用于对靶区成像的特性的声波。在一个实施例中，声波可被控制成具有0.1–100mW/cm²范围中的强度，和0.001–0.003MPa范围中的压缩压力和稀疏压力。相同的或不同的声波分配元件可被用于接收从靶区反射的声波，并且将指示所反射的声波的信息发送至数据采集卡136。

应当理解图8中所示的具体操作提供了根据本发明的特定实施例的利用声波治疗靶区的特定方法。根据替代性实施例还可执行其它操作顺序。本发明的替代性实施例还可以不同的顺序执行以上概述的操作。此外，图8中所示的单独操作可包括多个子操作，该多个子操作可以适用于单独操作的各种顺序进行执行。此外，取决于特定应用，可添加附加操作或移除现有操作。例如，在某些实施例中，治疗可仅包括对靶区成像，如参照操作850进行描述的那样。在其它实施例中，治疗可不需要成像。在其它实施例中，可不监视由靶区所吸收的能量的量，和/或可不调节被施加至靶区的声波。进一步，在某些实施例中，声波可根据在存储介质134中存储的算法来进行调节，其中这种算法可利用或可不利用来自由靶区所吸收的能量的监视量的输入。进一步，在某些实施例中，靶区的加热可限于声波的应用，但可包括其它能量形式(诸如电磁波)的应用。本领域普通技术人员将意识和理解到很多变型、修改和替代。

图9是描绘了根据第二实施例的利用声波治疗靶区的方法的示例性操作的流程图900。声波可利用任何适当的声波分配元件(包括参照图2A到6C进行描述的那些中的任何一个)被传送至靶区。进一步，声波可从位于包括靶区的目标的外部或内部的来源处被传送，并且靶区的温度可利用温度探针进行监视，如在图7A和7B中进行描绘并参照图7A和7B进行描述的那样。

在操作910中，治疗探针被插入到目标中。操作910可与操作810相同，从而使得治疗探针通过目标的暴露的表面被插入到目标中，或替代地，被设置在目标的外面。

在操作920中，接收期望的温度和持续时间。此期望的温度可以是治疗区的期望的温度。例如，计算设备130可经由输入/输出元件120从操作员接收期望的温度和/或持续时间。此持续时间可以是治疗区被置于期望的温度处的期望的持续时间或可以是全部治疗(例如，包括加热和冷却时间)的持续时间。此期望的温度和/或持续时间可针对一个或多个治疗探针150中的每一个被独立地输入，其中所期望的温度和/或持续时间可针对所有治疗探针150是相同的或可针对不同探针150是不同的。

在操作930中，声波被施加至靶区。操作930可与操作820相同。在某些实施例中，初始声波特性(例如，强度、压力等)可基于所接收的期望的温度进行确定。

在操作940中，确定靶区的温度。操作940可与操作830相同。

在操作950中，确定靶区的温度是否等于期望的温度。例如，控制器132可将所接收的期望的温度与在操作940中进行确定的靶区的温度进行比较。当靶区的温度等于期望的温度时，处理可继续至操作970。否则，处理可继续至操作960。

在操作960中，调节被施加至靶区的声波。操作960可与操作840相同。进一步，声波可基于靶区的温度是大于还是小于期望的靶区温度来进行调节。例如，当靶区的温度大于期望的靶区温度时，可调节声波以减少由靶区所吸收的能量的量(例如，通过减少波强度、减少波压力、移动远离靶区的波传播方向、移动远离靶区的波焦深等)。当靶区的温度大于期望的靶区温度时，可调节声波以减少由靶区所吸收的能量的量(例如，通过减少波强度、减少波压力、移动远离靶区的波传播方向、移动远离靶区的波焦深等)。

在操作970中，确定所接收的持续时间是否满足。例如，控制器132可将在其上靶区的温度已等于期望的温度的持续时间与在操作920中接收的期望的持续时间进行比较(在某些实施例中，差异可在诸如在0和0.5度之间、在0和1度之间、在0.5度和2度之间或其它适当的范围之类的范围内)。当在其上靶区的温度已等于期望的温度的持续时间小于期望的持续时间时，处理可返回至操作930。否则，治疗过程可结束。

应当理解图9中所示的具体操作提供了根据本发明的特定实施例的利用声波治疗靶区的特定方法。根据替代性实施例还可执行其它操作顺序。本发明的替代性实施例还可以不同的顺序执行以上概述的操作。此外，图9中所示的单独操作可包括多个子操作，该多个子操作可以按适用于单独操作的各种顺序进行执行。此外，取决于特定应用，可添加附加操作或移除现有操作。这可包括参照图8进行描述的变型中的一个或多个。例如，在某些实施例中，治疗可包括对靶区成像。本领域普通技术人员将意识和理解到很多变型、修改和替代。

附加实施例

尽管参照图1到9描绘和描述了各种实施例，然而本公开的范围不是如此有限的。在某些实施例中，治疗探针可不限于施加声波，而可被配置成以各种不同的频率或各种不同的热能生成并输出波。例如，一个或多个热能分配元件可以是可操作的以施加声波、处于一个或多个频带的电磁波，诸如无线电波、微波、红外波、可见光波、紫外波、激光、电离辐射、x射线、伽马射线等。在某些实施例中，一个或多个声波分配元件可位于目标的外部，其中在每一靶区处的精确的实时温度测量被用作反馈以独立地控制外部(或内部)声波分配元件的输出波特性。在某些实施例中，外部声波分配元件可被间隔开从而使得每一目标位置足够靠近邻近的空间以最小化贯穿靶区区域的组织类型中的可变性。在某些实施例中，一个或多个外部声波分配元件可旋转焦点从而使得其利用多个焦点扫过整个靶区以充分消融靶区和/或向靶区提供过热。本领域普通技术人员将意识和理解到很多变型、修改和替代。

在特定实施例中，如本文中所描述的系统、方法和设备已被证明在将能量传递至靶区同时更精确地控制施加至靶区的所得的温度(例如，受控的组织加热)方面是显著地有效的。根据本文中所描述的各实施例，施加至靶区的声波可被特别地控制，导致治疗探针被设置在的靶区的空前的温度控制。

本文中所描述的涉及系统、方法和设备的靶组织加热不限于任何特定的目标温度或温度范围。例如，如本文中所描述的热能的传递可包括从基线(例如，体温，诸如约37摄氏度的正常人体温度)之上的组织温度中的无可辨别的增加到引起不加选择的热介导的组织破坏(例如，组织坏死、蛋白质交联等)的温度的组织的加热。例如，靶组织加热温度可包括在基线之上的从约0到约5、10、20、30摄氏度(或更高的)的靶组织的增加，以及在其间的任何温度增量。

在某些实施例中，可选择热能应用以引出温和的组织加热，从而使得靶组织受热基线或体温之上几度，诸如基线或体温之上0.1到约10(或更多)摄氏度(例如，基线之上1、2、3、4、5、6、7、8、9、10、11、12等摄氏度)。通过靶区的这种温和的加热和/或准确的温度控制在期望破坏癌细胞同时最小化对附近的健康细胞的损害的应用中可以是尤其有利的。例如，可选择温和的组织加热从而使得波传递引出与靶组织中的非癌细胞相比，对靶组织(例如，靶组织区)中的癌细胞的优先破坏或毁坏。

如以上所描述的，本文中所描述的系统、方法和设备进一步允许靶组织的温度或温度范围或利用热能的传递在靶组织中所引出的加热的更精确控制。因此，目标温度可包括目标范围或与目标温度的选择的/预期的偏差。例如，组织加热温度或范围可包括与目标的适度的偏差，并且典型地将小于几摄氏度，并且在某些情况下小于约1摄氏度(例如，0.001到约1摄氏度)。例如，实际加热可从+/-约0.001到约10摄氏度，或在其间的任何增量。

贯穿本说明书，可以参考各种温度。温度可以是实际温度、预测的或计算出的温度、或测得的温度(例如，直接地或间接地测得的组织温度)。在某些实施例中，这些温度可对应于治疗探针、治疗探针的子设备、或设置在靶区中的所有治疗探针的温度。例如，治疗探针温度可经由设置在治疗探针中的温度传感器(诸如温度传感器540(图5A))来获得，但还可或替代地经由邻近治疗探针或甚至在治疗探针被设置在的靶区的外面进行设置的温度传感器(例如，经由远程热感测)来获得。因此，在其它实施例中，这些温度可不对应于治疗探针的温度，而对应于与治疗探针接触或邻近治疗探针的组织或靶区的温度。进一步，此温度可不是治疗探针或靶区的实际温度，而在某些实施例中可以是治疗探针或靶区的近似或预测的温度。例如，一个治疗探针的温度可通过利用来自设置在邻近的治疗探针中的温度传感器的读取来逼近。虽然不准确，但邻近的治疗探针的温度可以是争论中的治疗探针的温度的良好近似，只要这些治疗探针足够靠近彼此进行设置。

尽管本发明的各实施例是特定参照靶向组织进行描述的，然而本文中所描述的系统、方法和设备不旨在限于任何特定的组织或身体位置。例如，本发明的系统、方法和设备可被用于将包括身体中的各组织类型和位置(包括但不限于前列腺、乳房、肝脏、肺、结肠、肾脏、脑、子宫、卵巢、睾丸、胃、胰等)的癌细胞的各种不同的组织作为目标。

因此，本发明的范围不是参考上面的描述确定的，而是应该参考待审批的权利要求以及它们的完整范围或等效物来确定。

虽然在本文中已经示出和描述了本发明的优选实施例，但对本领域普通技术人员显而易见的是，这样的实施例仅仅是作为示例而提供。本领域普通技术人员能想到不背离本发明的各种变化、改变、以及替换。应当理解在本文中描述的本发明各实施例的各种替代方案可在实施本发明时采用。所附权利要求旨在限定本发明的范围，而且覆盖在这些权利要求的范围内的方法和结构及其等价物。

Claims (21)

1.一种将声波传递至患者内部的靶组织区以用于医学上治疗所述靶组织区的方法，所述方法包括：

通过所述患者的暴露的皮肤将治疗探针插入到所述患者中，所述治疗探针包括声波分配元件；

经由所述声波分配元件将声波施加至所述靶组织区，施加所述声波以便医学上治疗所述靶组织区；

监视作为施加所述声波的结果由靶组织所吸收的能量的量；以及

基于由所述靶组织所吸收的能量的量来调节被施加至所述靶组织的声波。

2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述能量的量是通过测量所述靶组织的温度或通过计算所述靶组织的估计的温度来进行确定的。

3.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述靶组织的温度是利用热敏电阻、热电偶、磁共振成像器、红外温度传感器和超声温度传感器中的一个或多个来测量的。

4.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述靶组织的温度是利用靶组织类型、所述声波分配元件的特性、所述声波分配元件距所述靶组织的距离、相对于所述靶组织的所述声波分配元件的取向、以及所施加的声波的特性中的一个或多个来进行估计的。

5.如权利要求1所述的方法，其特征在于，将声波施加至所述靶组织区包括将声波传播至设置在所述治疗探针中的透镜。

6.如权利要求1所述的方法，其特征在于，将声波施加至所述靶组织区包括致动一设置在所述治疗探针中的声换能器。

7.如权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括：

插入各自具有声波分配元件的多个治疗探针；以及

经由所述声波分配元件将声波施加至所述靶组织区。

8.如权利要求1所述的方法，其特征在于，将声波施加至所述靶组织区包括施加横波、聚焦波和频散波中的一个或多个。

9.如权利要求1所述的方法，其特征在于，施加所述声波以消融所述靶组织中的至少一些或在所述靶组织中的至少一些中引起过热。

10.如权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括利用所述声波分配元件对所述靶组织区成像。

11.一种将声波传递至患者内部的靶组织区以用于医学上治疗所述靶组织区的系统，所述系统包括：

用于治疗所述靶组织区的治疗探针，所述探针是可通过患者的暴露的皮肤插入的并且包括可操作以输出声波以用于医学上治疗所述靶组织区的声波分配元件；

监视器，可操作以监视作为施加所述声波的结果由靶组织所吸收的能量的量；以及

控制器，耦合至所述波分配元件和所述监视器，所述控制器可操作以基于由所述靶组织所吸收的能量的量来控制由所述波分配元件所输出的声波。

12.如权利要求11所述的系统，其特征在于，所述监视器计算所述靶组织的估计的温度。

13.如权利要求11所述的系统，其特征在于，所述监视器包括热敏电阻、热电偶、磁共振成像器、红外温度传感器和超声温度传感器中的一个或多个。

14.如权利要求11所述的系统，其特征在于，所述声波分配元件包括透镜和声换能器中的一个或多个。

15.如权利要求11所述的系统，其特征在于，进一步包括多个治疗探针，每一治疗探针具有声波分配元件，所述探针被布置成将声波施加至所述靶组织区。

16.一种将声波传递至患者内部的靶组织区以用于医学上治疗所述靶组织区的治疗探针，所述治疗探针包括：

外壳，其具有配置成刺穿患者的暴露的皮肤的一个末端；

声波分配元件，其耦合至所述外壳并且可操作以输出声波；以及

通信元件，其耦合至所述声波分配元件并且可操作以传送信号以用于控制所述声波。

17.如权利要求16所述的声换能器，其特征在于，进一步包括耦合至所述外壳并且可操作以测量所述靶组织区的温度的温度传感器。

18.如权利要求16所述的声换能器，其特征在于，所述声波分配元件是声换能器，所述通信元件是电耦合至所述声换能器的电线，并且所述电线可操作以将控制信号传送至所述声换能器以用于控制所述声换能器来生成声波。

19.如权利要求16所述的声换能器，其特征在于，所述声波分配元件是透镜，所述通信元件是耦合至声换能器的波导，并且所述波导可操作以将声波从波发生器传送至所述透镜。

20.如权利要求16所述的声换能器，其特征在于，所述声波分配元件进一步可操作以对所述靶组织区成像或测量所述靶组织区的温度。

21.一种将热能传递至患者内部的靶组织区以用于医学上治疗所述靶组织区的方法，所述方法包括：

通过患者的暴露的皮肤将治疗探针的阵列插入到所述患者中，多个治疗探针各自包括热能分配元件；

经由所述分配元件将热能施加至所述靶组织区，施加所述热能以便医学上治疗所述靶组织区；

监视作为施加所述热能的结果由靶组织所吸收的能量的量；以及

基于由所述靶组织所吸收的能量的量来调节被施加至所述靶组织的热能；

其中所述热能选自声波、微波、红外波、可见光波、紫外波、激光、或

电离辐射能量。