CN111167015A - 一种基于声磁联合物理场的治疗设备 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种基于声磁联合物理场的治疗设备。涉及医疗设备领域，包括：静磁场发生装置、超声激励源和治疗空间，第一信号发生器生成电信号发送给电流放大器，经电流放大后发送给超导磁体线圈，超导磁体线圈生成静磁场，第二信号发生器生成电信号发送至功率放大器，经过信号放大后发送至声阻抗匹配装置，经过声阻抗匹配的电信号发送到磁兼容超声换能器产生超声信号，静磁场发生装置产生的静磁场或超声激励源产生的超声信号或声磁联合物理场作用于治疗空间的患者。通过基于声磁联合生物效应的多模态物理治疗技术，实现高空间分辨率、无创、高效的肿瘤治疗。

Description

一种基于声磁联合物理场的治疗设备

技术领域

本发明涉及医疗设备领域，尤其是涉及一种基于声磁联合物理场的治疗设备。

背景技术

肿瘤的治疗一直以来都是人类想要攻克的难点问题。近年来，除了目前常见的手术治疗、化学疗法以及放射疗法等肿瘤治疗方法外，利用声、光、热、磁等物理能量进行肿瘤治疗已经成为研究热点之一。与有创的手术治疗不同，物理治疗可以通过在体外控制能量焦点的大小和深度进行无创刺激和治疗。同时，与化学药物治疗不同，物理治疗可以精确控制能量施加的时间始点、时间长度和空间位置，从而令物理治疗具有更高的可控性和更低的副作用。但是大多物理治疗通过单一能量应用于肿瘤治疗时，能量量级较高，安全性降低，效果并不是很好，因此需要提出一种在现有的治疗方案的基础上，实现多种模式的物理治疗设备。

发明内容

本发明旨在至少解决现有技术中存在的技术问题之一。为此，本发明提出一种基于声磁的治疗设备，能够结合声场、静磁场以及声磁联合物理场，实现无创、可控的物理治疗。

第一方面，本发明的一个实施例提供了一种基于声磁联合物理场的治疗设备，包括：静磁场发生装置、超声激励源和治疗空间；

所述静磁场发生装置包括：第一信号发生器、电流放大器、超导磁体线圈、低温室、第一隔热层、第二隔热层；

所述超声激励源包括：第二信号发生器、功率放大器、声阻抗匹配装置、磁兼容超声换能器；

所述治疗空间位于所述治疗设备中央，所述治疗空间外围沿径向依次设置第一隔热层、低温室、第二隔热层；

所述超导磁体线圈位于所述低温室中，设置在所述治疗空间外围，所述电流放大器为所述超导磁体线圈提供电源；

所述第一信号发生器生成电信号发送给所述电流放大器，经电流放大后发送给所述超导磁体线圈，所述超导磁体线圈生成静磁场。

所述第二信号发生器生成电信号发送至所述功率放大器，经过信号放大后发送至所述声阻抗匹配装置，经过声阻抗匹配的电信号发送到所述磁兼容超声换能器产生超声信号；

所述静磁场发生装置产生的静磁场或所述超声激励源产生的超声信号或声磁联合物理场作用于所述治疗空间的患者。

进一步地，所述超导磁体线圈包括超导主线圈和线圈骨架，所述线圈骨架的中心轴与所述治疗空间的中心轴平行，所述超导主线圈缠绕在所述线圈骨架上。

进一步地，所述治疗空间内径大于等于20厘米。

进一步地，通过第一信号发生器对所述静磁场发生装置产生的静磁场强度进行编辑和调控。

进一步地，通过第二信号发生器对所述磁兼容超声换能器产生超声信号的波形参数和声能量级别进行编辑和调控。

进一步地，所述磁兼容超声换能器产生超声信号声轴方向分别垂直于人体轴线和与所述人体轴线平行的静磁场方向。

进一步地，还包括：三维移动控制器和三维移动支架，所述三维移动支架与所述磁兼容超声换能器连接，根据所述三维移动控制器的控制信号进行移动，改变所述磁兼容超声换能器的空间位置，从而改变所述超声信号的空间位置。

进一步地，还包括：获取患者的肿瘤靶向区域，所述三维移动控制器按照预设移动顺序在所述肿瘤靶向区域移动，确保所述肿瘤靶向区域完全被超声信号覆盖。

进一步地，所述磁兼容超声换能器前端安装有弹性水耦合器，所述弹性水耦合器盛装除气水。

进一步地，所述治疗设备还包括增强模式，对注入增强剂的用户进行增强模式治疗。

本发明的有益效果如下所述。

本发明的基于声磁联合物理场的治疗设备，包括：静磁场发生装置、超声激励源和治疗空间，治疗空间位于治疗设备中央，治疗空间外围沿径向依次设置第一隔热层、低温室、第二隔热层，超导磁体线圈位于低温室中，设置在治疗空间外围，电流放大器为超导磁体线圈提供电源，第一信号发生器生成电信号发送给电流放大器，经电流放大后发送给超导磁体线圈，超导磁体线圈生成静磁场，第二信号发生器生成电信号发送至功率放大器，经过信号放大后发送至声阻抗匹配装置，经过声阻抗匹配的电信号发送到磁兼容超声换能器产生超声信号，静磁场发生装置产生的静磁场或超声激励源产生的超声信号或声磁联合物理场作用于治疗空间的患者。通过基于声磁联合生物效应的多模态物理治疗技术，利用单独声场诱导肿瘤细胞凋亡、单独静磁场抑制肿瘤细胞分裂和声磁诱导电场扰乱肿瘤细胞增殖信号传导的协同增强效应，在降低声场和静磁场强度到安全和易实现技术等级的同时，实现高空间分辨率、无创、高效的肿瘤治疗。

附图说明

图1是本发明实施例一的基于声磁的治疗设备的剖面结构图；

图2是本发明实施例一的基于声磁的治疗设备的使用流程图；

图3A～图3C所示，为本发明实施例一的基于声磁的治疗设备中经声磁联合作用后肿瘤N2a细胞中的NO浓度变化结果图；

图4A～图4C所示，为本发明实施例一的基于声磁的治疗设备中经声磁联合作用后肿瘤N2a细胞在声磁作用下ROS浓度变化结果图；

图5所示，为本发明实施例一的基于声磁的治疗设备中增强模式肿瘤N2a细胞生长抑制结果图。

具体实施方式

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对照附图说明本发明的具体实施方式。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图，并获得其他的实施方式。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。

实施例一：

本发明实施例一提供一种基于声磁的治疗设备。

证据表明低强度的超声可以引发人白血病细胞凋亡，并且癌细胞受低强度超声的影响较正常细胞更为敏感，因此低强度超声有用于肿瘤治疗方面的基础。低强度超声主要是通过对肿瘤细胞的功能代谢如DNA及蛋白合成过程等产生影响，令处于DNA复制和分裂活动的细胞受到阻滞，从而达到抑制肿瘤细胞生长的效果。此外，低强度超声产生的生物学效应可能还与声化学机制有关，声空化能诱导声化学冷光触发产生光敏感性单态氧，从而对细胞产生“氧化应激”，继而启动细胞凋亡机制。

另外已知技术中还证明经64小时的7T强度的静磁场处理可以显著影响人的黑色素瘤细胞HTB 63、卵巢癌细胞HTB 77IP3、和恶性淋巴癌细胞CCL 86的生长和增殖，将三种细胞的存活率分别抑制了19.04％、22.06％和40.68％。Sadri等人同样证实，静磁场长时间处理(36小时)显著抑制乳腺癌细胞的生长，影响细胞迁徙、增殖、侵袭和转移相关Sox-2、Nanong和Oct-4基因的表达。此外，静磁场还对细胞的贴附性质、方向排列以及分化特性存在显著影响。

已知技术还证明在超声与磁场相互叠加作用下，发射超声的声速方向与磁场所产生的洛伦兹力的作用方向是相互垂直的，然后在声磁场中运动的带电粒子会受到它们的影响，正电荷与负电荷之间发生电荷分离，从而声磁联合诱导电场生成。细胞内存在着多种电控信号传导通路，比如不同细胞类型的静息细胞膜电位为-10到-90mV，对特定细胞类型而言，膜电位的增加可以使细胞进入相对静止的状态，使其增殖速度减慢；反之膜电位的减小可以使细胞增殖速度更快。比如线粒体的跨膜电位在-130至-180mV的范围，而线粒体膜电位降低就不能产生足够的三磷酸腺苷用于代谢活动中，抑制细胞生长。

因此本实施例利用单独声场诱导肿瘤细胞凋亡、单独磁场抑制肿瘤细胞分裂和声磁诱导电场扰乱肿瘤细胞增殖信号传导的协同增强效应进行治疗。

图1为本发明实施例提供的一种基于声磁的治疗设备的剖面结构图，如图1所示，包括：静磁场发生装置100、超声激励源200、治疗空间300和控制主机400。

静磁场发生装置100包括：超导磁体线圈110、低温室120、第一隔热层130、第二隔热层140、电流放大器150和第一信号发生器160。超声激励源200包括：磁兼容超声换能器210、第二信号发生器220、功率放大器230、声阻抗匹配装置240、三维移动控制器250和三维移动支架260。

静磁场发生装置100产生的静磁场或超声激励源200产生的超声信号或声磁联合物理场(即超声信号和静磁场同时作用)作用于位于治疗空间300内的患者。

其中，治疗空间300位于治疗设备中央，可设置成圆柱形，用于容纳患者进行治疗，可选的，治疗空间300内径不小于20cm，具体内径大小可以根据治疗应用场景(比如四肢部位治疗、头部治疗还是腹部深度治疗)进行更改，该内径值可以由生产厂家根据实际场景进行更改，在此不做限定。

沿着治疗空间300外围沿径向方向依次设置第一隔热层130、低温室120、第二隔热层140。超导磁体线圈110位于低温室120中，设置在治疗空间300外围，具体的，超导磁体线圈110包括超导主线圈111和线圈骨架112，线圈骨架112的中心轴与治疗空间300的中心轴平行，超导主线圈111缠绕在线圈骨架112上，呈螺线管线圈形状。

电流放大器150为超导磁体线圈110提供电源，能够保证静磁场发生装置100正常工作，在通入强电流后产生强大的稳定均匀静磁场，一旦静磁场发生装置100经过通电之后，超导磁体线圈110在治疗空间300内产生高强度均匀分布的静磁场，静磁场方向与平卧在治疗空间300内的患者人体轴线平行，磁兼容超声换能器210输出的超声信号声轴方向分别垂直于人体轴线和与人体轴线平行的静磁场方向。

控制主机400用于控制第一信号发生器160、第二信号发生器220和三维移动控制器250。控制第一信号发生器160生成电信号发送给电流放大器150，经电流放大后发送给超导磁体线圈110，超导磁体线圈110生成静磁场，控制第二信号发生器220生成电信号发送至功率放大器230，经过信号放大后发送至声阻抗匹配装置240，经过声阻抗匹配的电信号发送到磁兼容超声换能器210产生超声信号。同时控制主机400可以通过第一信号发生器160对静磁场发生装置100产生的静磁场强度进行编辑和调控，通过第二信号发生器220对磁兼容超声换能器210产生超声信号的波形参数和声能量级别进行编辑和调控，从而控制声磁联合物理场治疗的时间方案。以及，控制主机400可以通过三维移动控制器250完成声磁联合物理场能量焦点的移动和扫描，从而控制声磁联合物理场治疗的空间方案。

本实施例中，静磁场是一个均匀磁场，由于不同患者的病变部位具有空间位置差异，磁兼容超声换能器210可以通过三维移动支架260移动到肿瘤部位，使治疗具有很好的空间可控性。静磁场发生装置100在治疗空间300内部诱导生成的磁场强度可以通过高斯计测得，同时通过第一信号发生器160对静磁场发生装置100产生的静磁场强度进行编辑和调控，即局部磁场强度通过第一信号发生器160对输出幅值进行局部调大或调小，从而实现不同强度的精确控制。

超声激励源200可以产生不同强度、不同频率、不同脉冲波形设计的超声能量。具体的，控制主机400通过控制第二信号发生器220生成特定的电信号发送至功率放大器230，经过信号放大后发送至声阻抗匹配装置240，经过声阻抗匹配的电信号发送到磁兼容超声换能器210产生超声信号作用于肿瘤区域，在肿瘤区域形成一个超声场，即通过第二信号发生器220对磁兼容超声换能器210产生超声信号的波形参数和声能量级别进行编辑和调控。

低温室120为充有液氦的真空封闭容器，液氦在一个标准大气压下的温度为4.2K，将超导磁体线圈110和超导匀场线圈120封闭在其中，即把线圈绕线浸泡在液氦填充的低温室120中，使线圈的温度达到绝对零度(-273℃)，从而能够形成一个超导环境。低温室120的里层和外层分别与第一隔热层130和第二隔热层140相邻，在低温室120内填充液氮，并抽空中间的空气，以便抑制通过气体传导的热传递过程，主要用于确保治疗空间300中患者与外部环境的安全，并尽可能地减少液氦的挥发。

进一步地，超导磁体线圈110可选的采用铌钛合金(NbTi)多丝复合材料制作，该材料的工作温度为4.2K(-268.8℃)，目前NbTi超导线材的临界电流密度已高达3×10⁵A/cm²(5T，4.2K)，若工作电流不超过该材料对应的临界电流，线圈就能保持超导无阻的状态，同时具有良好的沿长度方向的高均匀性，以及机械强度可以承受洛仑兹电磁力的作用而不易发生变形的特点，因此使用NbTi低温超导线制作线圈绕线，可以进一步提高超导磁体线圈110的超导性能和机械性能。

本实施例中，声磁联合物理场中电流密度受到静磁场强度和超声波动声压等因素的影响，在超声场和静磁场耦合形成的声磁联合物理场中会产生一个电信号，设某电荷q受到的静磁场中的洛伦兹力F_Lorentz为：

F_Lorentz＝qvB (1)

其中，B表示磁感应强度，v表示声波速度，则该电场的电流密度j表示为：

j＝σvB (2)

其中，σ表示电导率。

超声波动方程表示为：

其中，ρ表示介质密度，P(t,z)表示随着时间t和距离z变化而变化的超声信号压力，由上式(2)和(3)可以得到：

由上式(4)可知，当静磁场强度与超声波动压力越大时，其电流密度也会越大，即呈正比关系，如果超声激励源200仅发射低强度聚焦超声，为提高电流密度以达到治疗肿瘤的最佳效果，需要静磁场强度是不小于0.5T的高强度静磁场。

本实施例中，磁兼容超声换能器210是一个由磁兼容性材料制成的聚焦型超声探头，用于在治疗空间300中结合静磁场对患者的肿瘤区域进行无创精准治疗，可选的，磁兼容超声换能器210的形状为曲面圆柱形，利用曲面型换能器直接发射聚焦声束，可以将产生的超声能量聚焦成一个点状的超声束，从患者体外聚焦到达体内，仅对聚焦点的目标组织治疗，其焦点尺寸大且焦距远，能够将肿瘤部位精准置于超声区域，从而结合均匀强静磁场进行治疗，由此体现了本系统精准靶向性的优点。同时选用磁兼容性材料，可以安全放入强静磁场中而不会受到如磁性吸附等其他因素的影响。进一步地，磁兼容超声换能器210搭配弹性水耦合器211使用，弹性水耦合器盛装除气水，即经过除气后干净的超纯水，便于磁兼容超声换能器210在水中更好地工作，并改变超声焦点的聚焦深度。

由于不同患者之间病变肿瘤的部位、大小以及体积都存在一定差异，而磁兼容超声换能器210的焦点尺寸没有达到可以覆盖整个肿瘤部位大小的要求，于是在利用磁兼容超声换能器210进行精准治疗时可以使用三维适形治疗技术。具体的，三维移动支架260与磁兼容超声换能器210连接，根据三维移动控制器250的控制信号进行移动，改变磁兼容超声换能器210的空间位置，从而调整磁兼容超声换能器210的超声焦点在人体的聚焦深度，便于对不同形状不同深度的肿瘤进行靶向治疗。进一步地，获取患者的肿瘤靶向区域，三维移动控制器按照预设移动顺序在所述肿瘤靶向区域移动，确保肿瘤靶向区域完全被超声信号覆盖，改善治疗效果。

进一步地，本治疗系统可以与现有磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，简称MRI)系统线圈装置兼容，可以通过磁共振成像在治疗前扫描得到患者肿瘤区域的三维图像数据，在人体三维组织结构中勾画出需要治疗的肿瘤靶向区域，然后根据勾画后的治疗区模型制定精准辐照肿瘤靶区的精确治疗方案，根据该治疗方案使得磁兼容超声换能器210的聚焦焦点可以将整个肿瘤的治疗区域扫描完全，并且每一点都要求达到规定的治疗时长。其中精确治疗方案中每点的治疗时长是根据肿瘤的生长情况如体积大小、深度、转移变化等因素确定的，病情较为严重的区域治疗时长会有所延长，病情较轻区域的治疗时长可以适当缩短，最后能够综合整体情况得到一个合适的治疗时长。同理，本治疗系统也可以通过磁共振成像在治疗后扫描得到患者肿瘤区域的三维图像数据，通过治疗前后肿瘤区域对比，进行治疗效果的评估。

本实施例中，超声激励源200发射低强度短脉冲超声波，高强度超声杀死肿瘤细胞的主要作用机制包括高热效应等，与其不同的是，低强度短脉冲超声不会对任何组织造成高热损伤，并且在超声频率相同的情况下，激发短脉冲超声波所产生的热量会比激发长脉冲超声波所产生的热量低一些，为了降低超声的热效应作用，本实施例选择采用短脉冲超声波，短脉冲超声波不仅可以降低超声的热效应作用，还能够提高超声纵向分辨率，当超声的脉冲长度越短的时候，其纵向分辨率就会越高，可以达到毫米级分辨率，本实施例能够达到高空间分辨率。同时，低强度聚焦超声发射出的超声波只对肿瘤细胞发挥作用，而对正常细胞组织无影响，与静磁场相结合可以无创地对病患进行治疗以减轻病患痛苦。超声声场方向垂直于人体轴线和与人体轴线平行的静磁场方向。

进一步地，本实施例的治疗设备还包括增强模式，对注入增强剂的用户进行增强模式治疗。增强模式治疗前面的步骤与图2中的基本模式相同，在治疗前对肿瘤部位进行检查诊断，利用MRI获取并重建三维成像模型得到制定的精准治疗计划。然后在患者肿瘤部位上注射一定量的增强剂(比如纳米银丝(AgWNs)药物)，等待AgWNs遍布整个肿瘤后进行下一步骤。AgWNs是一种纳米级别的药物，其特点是具有强导电性，由于本实施例的基于声磁的治疗设备是基于声静磁场中产生的电效应而搭建的，如果电效应的作用越大，其治疗效果也会跟着加强，因此在肿瘤细胞中注入AgWNs可以显著提高本实施例的治疗效果并缩短治疗的时间。最后，同样将肿瘤置于声静磁场中进行全面治疗，增强型疗程就此结束。

如图2所示，为本实施例中基于声磁的治疗设备的使用流程图，参照图2，在一个疗程开始前，首先利用MRI扫描肿瘤区域获取肿瘤的三维图像数据，并通过传统面绘制MC三维重建算法将这些数据重建出患者肿瘤部位的三维组织结构图像，假定原始数据是离散的三维空间规则数据场，将这些数据读取以得出它们的三个维度，建立三角形网格模型并对该模型进行渲染，最终还原出整个肿瘤的三维模型。然后根据得到的模型勾画出患者具体所需治疗的肿瘤靶向区域。上述获得肿瘤靶向区域的过程可以根据现有软件算法计算得到，也可以由经验丰富的医生进行手动获取，对获取肿瘤靶向区域的治疗方案不做限定。

本实施例的基于声磁的治疗设备仅需要根据该治疗方案实现肿瘤治疗，结合磁兼容超声换能器210的焦点尺寸大小、聚焦深度以及实际作用范围等因素，根据治疗的具体方案，以尽可能地让肿瘤所有区域得到持续快速的超声辐照。

第一信号发生器160设置静磁场发生装置100输出方案，通入强电流，超导环形线圈在进入超导态后就会形成均匀稳定的强静磁场。由于补充液氦的价格过于昂贵，为了保证液氦不蒸发，超导磁体线圈110一经通电以后就不再断电，因此静磁场发生装置100只需要在初次启动，之后会一直保持着静磁场的状态。然后，患者根据所制定的治疗方案选择卧躺、仰躺、侧躺等方式进入治疗系统，将肿瘤部位完全暴露于均匀强静磁场中。

然后第二信号发生器220设置超声激励源200输出方案，随后将探头211移动至治疗最佳区域，打开第二信号发生器220发射出低强度短脉冲聚焦超声。根据患者治疗方案中肿瘤靶向区域的具体位点，利用阈值分割法等分割方法把大范围区域分割成多个小范围区域，设置多个阈值范围将相似区域划为同一区域以缩短检测时间，或者采用仅按照正常划分的方式将大区域划分成小区域的方式，确定声磁联合物理场的能量焦点扫描路径，并判断是否进入增强模式，如果进入增强模式，则为患者注射增强剂，然后进入治疗空间进行治疗。

治疗开始，启动声磁联合物理场的单点治疗方案，随后三维移动控制器250接收到系统发出的信号，判断让磁兼容超声换能器210随着三维移动支架260按照上下、前后、左右的顺序移动，保证每个小范围区域完全被超声持续辐照。静磁场发生装置100与超声激励源200在同一时间分别发射稳定均匀强静磁场和低强度短脉冲聚焦超声场，它们叠加在一起之后对肿瘤进行安全高效的治疗。在规定时长内完成小范围区域的辐照后，如果还有剩余未完成辐照的小范围区域，磁兼容超声换能器210将受到三维移动支架260的控制重复上一个步骤自动移动至下一个区域，继续对该部分区域进行声磁治疗，直至完成全部区域的治疗，关闭超声激励源200，让患者退出系统治疗空间300后，经过MRI对肿瘤区域进行三维成像，用以评估治疗效果，一个基本疗程就此结束。

如图3A～图3C所示，为本实施例中经声磁联合作用后肿瘤N2a细胞中的NO浓度变化结果图，N2a细胞为小鼠神经母细胞瘤细胞(mouse neuroblastoma N2a cell)，细胞中一氧化氮(NO)的浓度会影响细胞生长周期，高浓度NO可以诱导细胞周期停滞并抑制细胞生长。图3A是没有经过任何处理的N2a细胞，图3B、3C分别是经过不同声压下声磁激励后的N2a细胞。由图可知，经过一定时长的声磁激励后，观察N2a细胞中NO浓度变化情况，可以看到细胞荧光变亮，即NO的浓度升高，说明本实施例的声磁联合作用可以影响肿瘤细胞的生长并起到一定的抑制作用。

如图4A～图4C所示，为本实施例中经声磁联合作用后肿瘤N2a细胞在声磁作用下ROS浓度变化结果图，细胞中活性氧物质(ROS)会产生氧化应激，它通过打开膜通透性转换孔并释放细胞色素以触发细胞凋亡，图4A是没有经过任何处理的N2a细胞，图4B、4C分别是经过不同声压下声磁激励后的N2a细胞。由图可知，经过处理后的细胞荧光图像比较无处理的细胞荧光图像要更亮一些，说明ROS的浓度在经过声磁处理后升高了，同样也证明本实施例的声磁联合作用对肿瘤细胞生长具有一定的抑制作用。

如图5所示，为本实施例增强模式肿瘤N2a细胞抑制效果结果图，图中分别检测了0h、24h、48h、72h时加入纳米银丝(AgWNs)与声磁联合作用于N2a细胞后的生长情况。图中结果表明，相对于单独AgWNs作用和单独声磁联合物理场作用下，经过AgWNs-声磁激励作用的N2a细胞的生长率受到了更为显著的抑制，体现了本实施例采用进一步的增强模式对肿瘤细胞抑制效果更好。

本发明的基于声磁的治疗设备，包括：静磁场发生装置、超声激励源和治疗空间，治疗空间位于治疗设备中央，治疗空间外围沿径向依次设置第一隔热层、低温室、第二隔热层，超导磁体线圈位于低温室中，设置在治疗空间外围，电流放大器为超导磁体线圈提供电源，第一信号发生器生成电信号发送给电流放大器，经电流放大后发送给超导磁体线圈，超导磁体线圈生成静磁场，第二信号发生器生成电信号发送至功率放大器，经过信号放大后发送至声阻抗匹配装置，经过声阻抗匹配的电信号发送到磁兼容超声换能器产生超声信号，静磁场发生装置产生的静磁场或超声激励源产生的超声信号或声磁联合物理场作用于治疗空间的患者。通过基于声磁联合生物效应的多模态物理治疗技术，利用单独声场诱导肿瘤细胞凋亡、单独静磁场抑制肿瘤细胞分裂和声磁诱导电场扰乱肿瘤细胞增殖信号传导的协同增强效应，在降低声场和静磁场强度到安全和易实现技术等级的同时，实现高空间分辨率、无创、高效的肿瘤治疗。

以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制，尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围，其均应涵盖在本发明的权利要求和说明书的范围当中。

Claims (10)

1.一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，包括：静磁场发生装置、超声激励源和治疗空间；

所述静磁场发生装置包括：第一信号发生器、电流放大器、超导磁体线圈、低温室、第一隔热层、第二隔热层；

所述超声激励源包括：第二信号发生器、功率放大器、声阻抗匹配装置、磁兼容超声换能器；

所述治疗空间位于所述治疗设备中央，所述治疗空间外围沿径向依次设置第一隔热层、低温室、第二隔热层；

所述超导磁体线圈位于所述低温室中，设置在所述治疗空间外围，所述电流放大器为所述超导磁体线圈提供电源；

所述第一信号发生器生成电信号发送给所述电流放大器，经电流放大后发送给所述超导磁体线圈，所述超导磁体线圈生成静磁场；

所述第二信号发生器生成电信号发送至所述功率放大器，经过信号放大后发送至所述声阻抗匹配装置，经过声阻抗匹配的电信号发送到所述磁兼容超声换能器产生超声信号；

所述静磁场发生装置产生的静磁场或所述超声激励源产生的超声信号或声磁联合物理场作用于所述治疗空间的患者。

2.根据权利要求1所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，所述超导磁体线圈包括超导主线圈和线圈骨架，所述线圈骨架的中心轴与所述治疗空间的中心轴平行，所述超导主线圈缠绕在所述线圈骨架上。

3.根据权利要求1所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，所述治疗空间内径大于等于20厘米。

4.根据权利要求1所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，通过第一信号发生器对所述静磁场发生装置产生的静磁场强度进行编辑和调控。

5.根据权利要求1所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，通过第二信号发生器对所述磁兼容超声换能器产生超声信号的波形参数和声能量级别进行编辑和调控。

6.根据权利要求1所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，所述磁兼容超声换能器产生超声信号声轴方向分别垂直于人体轴线和与所述人体轴线平行的静磁场方向。

7.根据权利要求1所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，还包括：三维移动控制器和三维移动支架，所述三维移动支架与所述磁兼容超声换能器连接，根据所述三维移动控制器的控制信号进行移动，改变所述磁兼容超声换能器的空间位置，从而改变所述超声信号的空间位置。

8.根据权利要求7所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，还包括：获取患者的肿瘤靶向区域，所述三维移动控制器按照预设移动顺序在所述肿瘤靶向区域移动，确保所述肿瘤靶向区域完全被超声信号覆盖。

9.根据权利要求1所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，所述磁兼容超声换能器前端安装有弹性水耦合器，所述弹性水耦合器盛装除气水。

10.根据权利要求1所述的一种基于声磁联合物理场的治疗设备，其特征在于，所述治疗设备还包括增强模式，对注入增强剂的用户进行增强模式治疗。

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