CN113329788A - 超声手术中的换能器配置的优化 - Google Patents

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Abstract

向目标区域输送超声能量的各种方法包括：超声换能器，具有用于在目标区域处生成声能的聚焦区的多个换能器元件，其中一个或多个换能器元件被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域；一个或多个驱动器电路，与换能器元件连接；开关矩阵，具有用于将子区域与驱动器电路切换地连接的多个开关，子区域中的每一个与开关之一相关联；以及控制器，被配置为：(i)确定用于使聚焦区中的峰值声强度最大化的最佳超声频率；以及(ii)至少部分地基于所确定的最佳超声频率，激活开关矩阵中的一个或多个开关，以使对应的子区域向目标区域发射超声脉冲。

Description

超声手术中的换能器配置的优化
相关申请的交叉引用
本申请要求2018年12月27日提交的美国专利申请第16/233,744号的优先权和权益，其全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本发明通常涉及聚焦超声手术(procedure)，并且更具体地涉及用于优化超声换能器配置以增加目标处的能量沉积的系统和方法。
背景技术
聚焦超声(即，频率大于约20kHz的声波)可以用于对患者体内组织成像或进行治疗。例如，超声波可以用于消融肿瘤，使患者无需进行手术。为此目的，将压电陶瓷换能器放置在患者体外，但靠近要消融的组织(“目标”)。换能器将电子驱动信号转换为机械振动，从而导致声波的发射(下文中称为“超声”的过程)。换能器可以成形为使得波汇聚在聚焦区中。备选地或附加地，换能器可以由多个单独驱动的换能器元件形成，这些换能器元件的相位(和可选地，振幅)均可以彼此独立地控制，因此可以被设置为导致聚焦区中单个声波的相长干涉。这种“相控阵列”换能器有助于通过调整换能器元件之间的相对相位将聚焦区转向不同的位置。磁共振成像(MRI)可以用于使焦点和目标可视化以引导超声束。
图1示出了示例性聚焦超声系统100。系统100包括具有多个超声换能器元件102的换能器阵列101，所述多个超声换能器元件以阵列形式布置在壳体104的表面处。阵列101可以包括单行换能器元件102或换能器元件102矩阵或大体上任何布置。阵列101可以具有弯曲的(例如，球形或抛物线)形状(如图所示)，或者可以包括一个或多个平面或其他形状的部分。其尺寸可以根据应用，而在几毫米到几十厘米之间变化。换能器元件102可以是压电陶瓷元件，或者由压电复合材料或能够将电能转换为声能的任何其他材料制成。为了阻尼在元件102之间的机械耦接，可以使用硅橡胶或任何其他合适的阻尼材料将元件102安装在壳体104上或使其横向地机械分离(例如，空气间隔)。
换能器元件102由控制器106经由单独的驱动通道驱动。对于n个换能器元件102，控制器106可以包含n个控制电路，每个控制电路包括放大器和相位控制电路，其中每个控制电路驱动换能器元件102中的一个。控制器106可以将通常在0.1MHz到10MHz范围内的射频(RF)输入信号分成n个通道以用于n个控制电路。在常规系统中，控制器106被配置成以相同频率，但以不同相位和不同振幅驱动阵列的各个换能器元件102，使得它们在期望位置处共同产生聚焦超声束。控制器106理想地提供计算功能，其可以以软件、硬件、固件、硬连线或其任何组合来实现，以计算期望聚焦位置所需的相位和振幅；这些相位/振幅计算可以包括补偿由组织界面处的超声反射或折射或具有各种声学参数的组织中的传播引起的像差的校正，这些声学参数可以基于例如计算机断层扫描(CT)和/或MRI或受关注的解剖学区域的其他图像来确定。通常，控制器106可以包括几个可分离的装置，诸如频率发生器、包含放大器和相位控制电路的束形成器、以及执行计算并将单个换能器元件102的相位和振幅传递到束形成器的计算机(例如，通用计算机)。这样的系统很容易购得或可以无需过度实验就可实现。
系统100还可以包括与控制器106通信的MRI装置108以用于执行MRI引导的聚焦超声治疗。图2中更详细地示出了示例性装置108。装置108可以包括圆柱形电磁体204，其在电磁体204的孔206内生成静磁场。在医疗手术期间，患者被放置在可移动支撑台208上的孔206内部。患者内的受关注区域210(例如，患者的头部)可以被定位在成像区域212内，其中磁场是基本上均匀的。围绕成像区域212的RF发射器线圈214将RF脉冲发射到成像区域212中，并接收从受关注区域210发射的MR响应信号。使用图像处理系统216将MR响应信号放大、调节并数字化为原始数据，并通过本领域普通技术人员已知的方法进一步转换成图像数据阵列。基于图像数据，识别治疗区域(例如，肿瘤)。然后，设置在MRI装置的孔206内并且在一些实施例中设置在成像区域212内的超声相控阵列220被驱动以将超声聚焦到治疗区域中。MRI装置108基于焦点112对经超声处理的组织的影响而有助于使焦点112可视化。例如，可以采用多种基于MRI的温度测量方法中的任一种来观察由聚焦区域中的超声吸收引起的温度升高。备选地，可以使用基于MR的声辐射力成像(ARFI)来测量焦点中的组织位移。焦点的这类测量可以用作用于驱动超声换能器阵列220以便使峰值强度最大化的反馈。
聚焦超声治疗的目标通常是在目标处有效地沉积最大声能，同时使目标周围的健康组织以及沿换能器与目标之间路径的组织对超声的暴露最小化。沉积的声能通常与聚焦束的峰值强度或声功率相关，并且可能导致目标组织的加热和/或振动。例如，由组织中的点(x，y,z)处的声能产生的热量Q由下式给出：
0(x，y，z)＝2α·f·I(x，y，z)，
其中f表示超声波/脉冲的频率(以MHz为单位)；α表示该频率下组织的吸收系数(单位为cm-1·MHz-1)；而I(x,y,z)表示点(x,y,z)处的超声强度。然后可以使用生物传热等式计算由热量引起的点(x,y,z)处的温度升高：
Figure BDA0003134187270000031
其中T(x,y,z)表示由热量Q引起的点(x,y,z)处的温度；T0表示热量Q沉积前的身体基线温度；
Figure BDA0003134187270000032
表示温度T的时间导数；ρ、C和k分别表示组织的密度、热容和热导率；Wb表示血液灌注率；而Cb表示血液的比热。因此，可以通过使聚焦超声束在目标处的峰值声强度或功率最大化来优化超声手术的治疗效果(例如，温度升高)。
然而，聚焦超声束的峰值强度可以取决于换能器的配置。例如，虽然可以通过增加超声发射频率来提高聚焦区的峰值强度，但存在权衡：较高比例的声能也将在到达目标区域的途中被吸收，因此永远不会到达目标区域。虽然一些常规超声治疗手术试图通过考虑这种权衡来优化超声频率，但这些方法可能不足以提高目标区域的峰值强度。这是因为基于一个参数(例如，组织吸收)调整超声频率可能导致可能影响峰值声强度的其他参数(例如聚焦束的转向角)发生变化；事实上，这些参数对峰值强度的影响可能很大。例如，改变超声频率可能导致换能器元件的方向性因素改变，进而导致峰值强度改变。因此，由于对另一参数的负面影响，试图通过基于特定参数选择超声频率来增加峰值强度可能会弄巧成拙。
可能影响聚焦区中的峰值强度/功率的另一个参数涉及换能器元件的物理配置。在常规超声系统100中，阵列101中的换能器元件102通常被“平铺”以形成平坦或弯曲的表面；但是一旦制造出来，单个换能器元件102的配置(例如，形状和尺寸)就不能改变。因为声束的转向能力可以取决于换能器阵列101中的换能器元件102的尺寸和数量，并且聚焦束的峰值强度可以取决于转向角，因此元件102的固定的不可调整的配置可能限制转向能力，并且因此限制聚焦束的峰值强度。
因此，需要一种方法，该方法同时考虑与聚焦超声束的峰值强度相关的多个参数，以便在目标处提供峰值强度的净提高，并且备选地或另外地能够调整单个超声换能器元件的配置。
发明内容
本发明涉及聚焦超声治疗方法以及用于实现这种方法的系统，所述聚焦超声治疗方法涉及在特定频率范围内确定最佳频率——即，使目标处的峰值声强度或声功率的最大化的频率。如本文所使用，术语“最佳”、“优化”、“最大值”、“最大化”等通常涉及超越现有技术的实质性改进(例如，超过10％、超过20％或超过30％)，但不一定意味着实现理论上可能的最佳频率、能量吸收等。更确切而言，优化频率或使目标处的声强度/功率最大化涉及在所采用的技术和方法的限制内选择实际可辨别的最佳频率。本发明基于以下认识：目标部位处的焦点的声强度/功率受多个频率依赖参数(例如，在位于束路径区的目标组织和非目标组织处的声束的能量吸收、转向角和焦点的聚焦面积等)的影响很大，并且可以通过选择偏离仅基于一个参数(例如，目标组织的能量吸收)的常规计算频率的超声频率来显著改善。
在各种实施例中，实现计算物理模型以模拟这些频率依赖参数对聚焦区中的峰值声强度/功率的影响。例如，可以顺序地评估由超声频率的变化得到的每个参数的治疗效果，并且可以确定与每个参数相关联的“次优”频率。随后，可以至少部分地基于次优频率中的一些或全部来确定用于治疗的最佳频率。(如本文所使用，术语“次优”是指与通过应用最佳频率产生的改进相比，超过现有技术较小的改进(例如，不超过10％、不超过20％或不超过30％)。例如，可以向与每个参数相关联的次优频率分配加权因子，该加权因子与其对实现最大峰值强度/功率的相对贡献相对应；然后可以将最佳频率计算为次优频率的加权和。备选地，可以同时考虑这些参数的治疗效果并选择最佳频率以便使峰值强度/功率最大化。
在一些实施例中，一个评估参数是目标区域和/或非目标区域处的声能的能量吸收。物理模型可以使用例如常规的有限元分析以计算方式模拟超声束与患者的目标组织和/或位于换能器与目标之间的介入组织在各种频率下的相互作用。此外，模拟可以基于由成像装置(例如，计算机断层扫描、超短回波时间(TE)、MRI等)获取的详细组织模型；该模型通常包括多种组织类型或层(例如，用于将超声聚焦到颅骨、皮质骨层、骨髓和软脑组织)并表征它们相应的解剖学性质和/或材料性质。基于模拟结果，选择与目标处的最大能量吸收相关联的第一次优频率。
可以评估的另一个参数是聚焦束的转向角。因为聚焦区应该与目标区域一致，所以在各种实施例中，基于换能器相对于目标的空间布置(例如，位置和取向)来计算目标处的聚焦区的转向角。可以基于使用成像设备获取的图像来确定空间布置。物理模型可以模拟在特定转向角处由频率变化得到的对聚焦区的峰值声强度/功率的影响。基于模拟，选择与转向角处的最大峰值强度/功率相关联的第二次优频率。在一些实施例中，还可以模拟由其他参数(例如，在治疗期间的目标区域和非目标区域的温度、微泡的共振频率等)产生的治疗效果，并且可以选择相关联的次优频率。然后可以基于这些次优频率来确定最佳频率。
因为最佳频率是通过平衡由多个参数产生的治疗效果来确定的，所以所确定的最佳频率对于特定参数(例如，转向角)可能不是最佳的。因此，在各种实施例中，物理模型可以进一步预测在确定的最佳频率处的聚焦束的峰值强度/功率与换能器元件的初始配置(例如，尺寸和/或形状)之间的关系。然后可以重新配置换能器元件以进一步提高目标区域处的峰值强度/功率。在各种实施例中，换能器元件602中的至少一些均被“划分”成多个子区域；每个子区域可以被单独激活或去激活。例如，每个子区域可以经由对应的通道和开关矩阵中的对应开关连接到相同或不同的信号驱动器。通过切换开关矩阵中的开关，其对应的子区域可以被激活和去激活。因为每个子区域表现得像独立的换能器元件，所以当与整个单个元件必须处于活动状态或非活动状态的常规系统相比时，这可以提供对换能器阵列的几何形状的改进控制以及在特定转向角下聚焦束的改进声强度/功率。此外，由于该方法有效地减小了最小可控元件的尺寸，并增加了最小可控元件的数量，因此可以显著提高聚焦声束的转向能力。
因此，在一个方面，本发明涉及一种用于向目标区域输送超声能量的系统。在各种实施例中，该系统包括：超声换能器，该超声换能器具有用于在目标区域生成声能的聚焦区的多个换能器元件；以及控制器，该控制器被配置为：(a)确定多个次优频率，每个次优频率与参数相关联；(b)至少部分地基于次优频率来确定最佳超声频率，以使与聚焦区中的参数相关联的峰值声强度最大化；以及(c)使换能器元件中的至少一个以所确定的最佳超声频率发射脉冲。在一个实施方式中，参数的变化导致聚焦区中的峰值声强度的变化，并且次优频率与由相关联的参数的变化得到的峰值声强度的最大值相对应。
此外，控制器还可以被配置为向次优频率中的每一个分配加权因子，并且至少部分地基于加权因子来确定最佳超声频率。在一些实施例中，控制器还被配置为基于以下项来分配加权因子：目标区域的第一解剖学特性、位于换能器与目标区域之间的非目标区域的第二解剖学特性、聚焦区的转向角、每个参数对峰值声强度的最大值的贡献、和/或基于对经历超声治疗的患者的研究的回顾性数据。第一解剖学特性或第二解剖学特性可以包括例如组织类型、组织性质、组织结构、组织厚度和/或组织密度。在一个实施例中，控制器还被配置为使用机器学习或进化方法分配加权因子。此外，控制器还可以被配置为至少部分地基于次优频率中的第一次优频率来确定次优频率中的第二次优频率。
在各种实施例中，该系统还包括成像系统，例如计算机断层扫描(CT)设备、磁共振成像设备(MRI)、正电子发射断层扫描(PET)设备、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)设备和/或超声成像设备，所述成像系统用于获取目标区域和/或位于换能器与目标区域之间的非目标区域的图像以用于确定一个或多个参数。参数可以包括例如在目标区域处的第一声能吸收量、在位于换能器与目标区域之间的非目标区域处的第二声能吸收量、通过非目标区域传播的声能衰减量、聚焦区的转向角和/或聚焦区的面积。此外，控制器还可以被配置为至少部分地基于图像来确定目标区域相对于换能器的空间配置(例如，取向和/或位置)。控制器然后还可以被配置为至少部分地基于目标区域相对于换能器的空间配置来计算转向角。
在一个实施例中，控制器还被配置为至少部分地基于所获取的图像来确定与非目标区域相关联的风险级别，并且至少部分地基于风险级别来确定最佳超声频率。此外，控制器还可以被配置为使用物理模型至少部分地基于所获取的图像来预测目标区域和/或非目标区域的热图；以及至少部分地基于所预测的热图来确定最佳超声频率。在一个实施方式中，控制器还被配置为计算目标区域中的微泡的共振频率，并且至少部分地基于微泡的共振频率来确定最佳超声频率。此外，控制器还可以被配置为至少部分地基于最佳超声频率来确定一个或多个换能器元件的配置。该系统还可以包括具有多个开关的开关矩阵，每个开关与换能器元件的子区域连接；开关的激活可以导致对应的子区域发射脉冲。控制器然后还可以被配置为至少部分地基于所确定的换能器元件的配置来激活一个或多个开关。
在另一方面，本发明涉及一种用于通过使用具有多个换能器元件的超声换能器在目标区域中生成声能的聚焦区来对目标区域进行超声治疗的方法。在各种实施例中，该方法包括：确定多个次优频率，每个次优频率都与参数相关联；至少部分地基于次优频率来确定最佳超声频率以使聚焦区中的与参数相关联的峰值声强度最大化；以及使一个或多个换能器元件以所确定的最佳超声频率发射脉冲。在一个实施方式中，参数的变化导致聚焦区中的峰值声强度的变化，并且次优频率与由相关联的参数的变化得到的峰值声强度的最大值相对应。
此外，该方法还可以包括向次优频率中的每一个分配加权因子，并且至少部分地基于加权因子来确定最佳超声频率。在一些实施例中，基于以下项来分配加权因子：目标区域的第一解剖学特性、位于换能器与目标区域之间的非目标区域的第二解剖学特性、聚焦区的转向角、每个参数对峰值声强度的最大值的贡献、和/或基于对经历超声治疗的患者的研究的回顾性数据。第一解剖学特性或第二解剖学特性可以包括例如组织类型、组织性质、组织结构、组织厚度和/或组织密度。在一个实施例中，该方法还包括使用机器学习或进化方法分配加权因子。此外，该方法还可以包括至少部分地基于次优频率中的第一次优频率来确定次优频率中的第二次优频率。
在各种实施例中，该方法还包括获取目标区域和/或位于换能器与目标区域之间的非目标区域的图像以用于确定参数中的至少一个。参数可以包括例如在目标区域处的第一声能吸收量、在位于换能器与目标区域之间的非目标区域处的第二声能吸收量、通过非目标区域传播的声能衰减量、聚焦区的转向角和/或聚焦区的面积。此外，该方法还可以包括至少部分地基于所获取的图像来确定目标区域相对于换能器的空间配置(例如，取向和/或位置)。该方法可以包括至少部分地基于目标区域相对于换能器的空间配置来计算转向角。
在一个实施例中，该方法包括至少部分地基于所获取的图像来确定与非目标区域相关联的风险级别；以及至少部分地基于风险级别来确定最佳超声频率。此外，该方法还可以包括至少部分地基于所获取的图像来预测目标区域和/或非目标区域的热图；以及至少部分地基于所预测的热图来确定最佳超声频率。在一个实施方式中，利用物理模型来预测热图。该方法还包括计算目标区域中的微泡的共振频率；以及至少部分地基于微泡的共振频率来确定最佳超声频率。此外，该方法还可以包括至少部分地基于最佳超声频率来确定一个或多个换能器元件的配置。在一个实施例中，该方法还包括将一个或多个换能器元件划分成连续的多个子区域，每个子区域能够被独立控制以发射脉冲。该方法还包括至少部分地基于聚焦区的转向角来激活一个或多个子区域。
本发明的另一方面涉及一种用于向目标区域输送超声能量的系统。在各种实施例中，该系统包括：超声换能器，具有用于在目标区域处生成声能的聚焦区的多个换能器元件，一个或多个换能器元件被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域；一个或多个驱动器电路，连接到换能器元件；开关矩阵，具有用于将子区域与驱动器电路切换地连接的多个开关(例如，MEMS开关和/或CMOS开关)，子区域中的每一个与开关之一相关联；以及控制器，被配置为：(a)确定用于使聚焦区中的峰值声强度最大化的最佳超声频率；以及(b)至少部分地基于所确定的最佳超声频率，激活开关矩阵中的一个或多个开关，以使对应的子区域向目标区域发射超声脉冲。
在一个实施方式中，该系统还包括成像系统，例如计算机断层扫描(CT)设备、磁共振成像设备(MRI)、正电子发射断层扫描(PET)设备、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)设备和/或超声成像设备，所述成像系统用于获取目标区域和/或位于换能器与目标区域之间的非目标区域的图像。控制器然后还可以被配置为至少部分地基于所获取的图像来确定目标区域相对于换能器的空间配置(例如，取向和/或位置)。此外，控制器还可以被配置为至少部分地基于目标区域相对于换能器的空间配置来计算聚焦区的转向角。在一个实施方式中，控制器还被配置为至少部分地基于所计算的转向角来激活开关。
在各种实施例中，控制器还被配置为确定多个次优频率，每个次优频率都与参数相关联，并且至少部分地基于次优频率来确定最佳超声频率。在一个实施例中，参数的变化导致聚焦区中的峰值声强度的变化，并且次优频率与由相关联的参数的变化得到的峰值声强度的最大值相对应。此外，控制器还可以被配置为向次优频率中的每一个分配加权因子，并且至少部分地基于加权因子来确定最佳超声频率。例如，控制器还可以被配置为基于以下项来分配加权因子：目标区域的第一解剖学特性、位于换能器与目标区域之间的非目标区域的第二解剖学特性、聚焦区的转向角、每个参数对峰值声强度的最大值的贡献和/或基于对经历超声治疗的患者的研究的回顾性数据。第一解剖学特性或第二解剖学特性可以包括例如组织类型、组织性质、组织结构、组织厚度和/或组织密度。附加地或备选地，控制器还可以被配置为使用机器学习和/或进化方法来分配加权因子。控制器还可以被配置为至少部分地基于次优频率中的第一次优频率来确定次优频率中的第二次优频率。
在一个实施例中，控制器还被配置为至少部分地基于所获取的图像来确定与非目标区域相关联的风险级别；以及至少部分基于风险级别来确定最佳超声频率。此外，控制器还可以被配置为使用物理模型至少部分地基于所获取的图像来预测目标区域和/或非目标区域的热图；以及至少部分地基于所预测的热图来确定最佳超声频率。在一个实施方式中，控制器还被配置为计算目标区域中的微泡的共振频率；以及至少部分地基于微泡的共振频率来确定最佳超声频率。
在又一方面，本发明涉及一种用于通过利用超声换能器在目标区域中生成声能的聚焦区来对目标区域进行超声治疗的方法，该超声换能器具有：(i)多个换能器元件，一个或多个换能器元件被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域，(ii)一个或多个驱动器电路，连接到换能器元件，以及(iii)开关矩阵，具有用于将子区域与驱动器电路切换地连接的多个开关，子区域中的每一个与开关之一相关联。在各种实施例中，该方法包括确定用于使聚焦区中的峰值声强度最大化的最佳超声频率；以及至少部分地基于所确定的最佳超声频率，激活开关矩阵中的一个或多个开关，以使对应的子区域向目标区域发射超声脉冲。
在一个实施方式中，该方法还包括获取目标区域和/或位于换能器与目标区域之间的非目标区域的图像。该方法还可以包括至少部分地基于所获取的图像来确定目标区域相对于换能器的空间配置(例如，取向和/或位置)。此外，该方法还可以包括至少部分地基于目标区域相对于换能器的空间配置来计算聚焦区的转向角。在一个实施例中，该方法还包括至少部分地基于所计算的转向角来激活开关。
此外，该方法还可以包括确定多个次优频率，每个次优频率都与参数相关联；以及至少部分地基于次优频率来确定最佳超声频率。在一个实施例中，参数的变化导致聚焦区中的峰值声强度的变化，并且次优频率与由相关联的参数的变化得到的峰值声强度的最大值相对应。此外，该方法还可以包括向次优频率中的每一个分配加权因子，并且至少部分地基于加权因子来确定最佳超声频率。例如，该方法还可以包括基于以下项来分配加权因子：目标区域的第一解剖学特性、位于换能器与目标区域之间的非目标区域的第二解剖学特性、聚焦区的转向角、每个参数对峰值声强度的最大值的贡献和/或基于对经历超声治疗的患者的研究的回顾性数据。第一解剖学特性或第二解剖学特性可以包括例如组织类型、组织性质、组织结构、组织厚度和/或组织密度。附加地或备选地，该方法还可以包括使用机器学习或进化方法来分配加权因子。在一个实施例中，该方法还包括至少部分地基于次优频率中的第一次优频率来确定次优频率中的第二次优频率。
在各种实施例中，该方法还包括至少部分地基于所获取的图像来确定与非目标区域相关联的风险级别；以及至少部分地基于风险级别来确定最佳超声频率。此外，该方法还可以包括至少部分地基于所获取的图像来预测目标区域和/或非目标区域的热图；以及至少部分地基于所预测的热图来确定最佳超声频率。在一个实施方式中，该方法还包括计算目标区域中的微泡的共振频率；以及至少部分地基于微泡的共振频率来确定最佳超声频率。
本发明的又一方面涉及一种用于向目标区域输送超声能量的系统。在各种实施例中，该系统包括：超声换能器，具有用于在目标区域处生成声能的聚焦区的多个换能器元件，一个或多个换能器元件被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域；一个或多个驱动器电路，连接到换能器元件；开关矩阵，包括用于将子区域与驱动器电路切换地连接的多个开关(例如，MEMS开关和/或CMOS开关)，子区域中的每一个与开关之一相关联；一个或多个成像系统，例如计算机断层扫描(CT)设备、磁共振成像设备、正电子发射断层扫描(PET)设备、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)设备和/或超声成像设备，所述一个或多个成像系统用于测量目标区域相对于换能器的空间配置(例如，取向和/或位置)；以及控制器，被配置为激活开关矩阵中的一个或多个开关，从而至少部分地基于所测量的空间配置使对应的子区域向目标区域发射超声脉冲。在一个实施方式中，控制器还被配置为至少部分地基于空间配置来计算聚焦区的转向角并基于转向角来激活换能器元件。
在另一方面，本发明涉及一种用于通过利用超声换能器在目标区域中生成声能的聚焦区来对目标区域进行超声治疗的方法，该超声换能器具有：(i)多个换能器元件，一个或多个换能器元件被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域，(ii)一个或多个驱动器电路，连接到换能器元件，以及(iii)开关矩阵，包括用于将子区域与驱动器电路切换地连接的多个开关，子区域中的每一个与开关之一相关联。在各种实施例中，该方法包括测量目标区域相对于换能器的空间配置(例如，取向和/或位置)；以及至少部分地基于所测量的空间配置，激活开关矩阵中的一个或多个开关，从而使对应的子区域向目标区域发射超声脉冲。
如本文所使用，术语“大约”、“大致”和“基本上”是指±10％，并且在一些实施例中是指±5％。在整个说明书中对“一个示例”、“示例”、“一个实施例”或“实施例”的引用是指结合该示例描述的特定特征、结构或特性被包括在目前技术的至少一个示例中。因此，在整个本说明书的多个地方出现的短语“在一个示例中”、“在示例中”、“一个实施例”或“实施例”不一定都指的是同一示例。此外，可以在该技术的一个或多个示例中以任何合适的方式组合特定的特征、结构、例程、步骤或特性。本文提供的标题仅是为了方便，并不意图限制或解释所要求保护的技术的范围或含义。
附图说明
结合附图将更容易理解前述和以下详细描述，其中：
图1示意性地示出根据各种实施例的示例性聚焦超声系统；
图2示出根据各种实施例的MRI系统；
图3是示出根据各种实施例的用于使聚焦束的峰值强度或声功率最大化的示例性方法的流程图；
图4是示出根据各种实施例的用于确定使目标区域处的声能吸收最大化的次优超声频率的示例性方法的流程图；
图5A示出根据各种实施例的具有多个换能器元件的二维平面换能器阵列的电子转向原理；
图5B和图5C分别示意性地示出根据各种实施例的用于确定圆形换能器元件和矩形换能器元件的方向性的几何结构；
图5D是示出根据各种实施例的用于确定使具有特定转向角的转向束的能量衰减最小化的次优频率的示例性方法的流程图；
图5E是示出根据各种实施例的用于根据经验确定用于使聚焦束的峰值声强度/功率最大化的最佳频率的示例性方法的流程图；
图6A和图6B示意性地示出根据各种实施例的划分单个换能器元件的方法；
图7A至图7E描绘了根据各种实施例的用于调整换能器元件的配置以使目标区域处的聚焦束的峰值强度/功率最大化的方法；以及
图8是示出根据各种实施例的用于使目标区域处的聚焦束的峰值强度/功率最大化的系统的框图。
具体实施方式
本文的各种实施例提供了规划具有最佳频率的超声治疗的方法，该最佳频率使目标组织处的峰值声强度或声功率最大化，同时避免对非目标组织的损伤。图3是示出根据各种实施例的示例性治疗规划方法300的流程图。如图所示，在步骤302中，治疗规划可以从确定关于单个参数(例如，在目标区域处的声能的能量吸收)的第一次优频率fj(或次优频率的第一范围)开始。因此，以次优频率fj施加的超声可以在目标处生成最大的能量吸收，同时使非目标区域中的能量沉积最小化。通常，换能器元件被驱动使得波汇聚在目标区域中的聚焦区。在聚焦区内，束的声功率(至少部分地)被组织吸收，从而生成热量并将组织的温度升高到细胞变性和/或消融的点。在组织中的传播长度上的超声吸收程度是频率的函数，由下式给出：
Pt＝P0×(1-10-2∝fz)10-2∝f，
其中P0表示从换能器发射的超声束的初始声功率；f表示超声波的发射频率(以MHz为单位)；α表示相关频率范围内的吸收系数(以cm-1·MHz-1为单位)，并且可从已知文献中获得；z表示焦距——即超声束在到达目标之前通过组织传播的距离(以cm为单位)；以及Pt表示目标区域处的声功率。因此，乘积α·f越高，目标区域中的吸收程度将越大。此外，较高的乘积α·f与在到达目标区域之前被吸收的较高比例超声波相对应。然而，束路径区中的非目标组织的过度能量吸收可能对其造成损害。因此，超声频率的选择反映了沿束路径的声能吸收与目标处的功率吸收之间的权衡；优选地选择次优频率fj(或次优频率范围)以在目标处提供最大能量吸收同时避免束路径区中的组织过热。
图4描绘了根据各种实施例的用于确定次优频率fj的示例性方法。在第一步骤402中，激活一个或多个成像装置以获取受关注区域内的患者解剖学结构的图像。图像可以是适合于重建受关注解剖学区域的3D图像的3D图像或2D图像切片集。成像设备可以包括例如MRI装置108(如图2中所描绘)、计算机断层扫描(CT)设备、正电子发射断层扫描(PET)设备、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)设备、或超声成像设备。在步骤404中，由与成像装置相关联的控制器来处理图像以使用合适的图像处理技术在图像中自动识别目标区域和/或非目标区域的位置。然后，可以计算导致在识别的目标区域处聚焦的束的超声换能器元件的相对相位和/或振幅设置(步骤406)。该步骤通常使用物理模型并考虑超声换能器相对于目标区域的几何形状以及位置和取向，以及关于介入组织的任何先验知识和/或图像衍生信息。在一些实施例中，在确定目标相对于换能器元件的相对位置时涉及不同的成像装置。例如，可以使用例如超声系统中的飞行时间方法来获得换能器元件的取向和位置，而可以使用MRI来获取目标区域的空间特性。因此，在计算与每个换能器元件相关联的预期振幅和/或相位之前，可能需要在不同成像模式中对准坐标系。例如，在美国专利第9,934,570号中提供了示例性对准方法，该专利的全部公开内容通过引用并入本文。
此外，物理模型可以包括位于换能器与目标区域之间的束路径区中的介入组织的解剖学特性(例如，类型、性质、结构、厚度、密度等)和/或材料特性(例如，组织在特定频率下的能量吸收或声速)，以便预测并校正由此产生的束像差。在一个实施方式中，介入组织的解剖学特性是使用成像设备获取的。例如，基于所获取的受关注解剖学区域的图像，可以建立表征目标区域和/或非目标区域的材料特性的组织模型。组织模型可以采用与表示目标区域和/或非目标组织的体素相对应的3D单元格表(3D table of cell)的形式；单元格的值表示组织的特性，诸如声速，这些特性与束穿过组织时发生的像差有关。体素是由成像设备通过断层扫描获取的，并且每个体素表示的组织类型可以由常规组织分析软件自动确定。使用所确定的组织类型和组织参数的查找表(例如，组织类型的声速)，可以填充组织模型的3D表。关于识别各种组织的声速、热敏感性和/或热能耐受性的组织模型的创建的进一步细节可以在美国专利公开第2012/0029396号中找到，其全部公开内容通过引用并入本文。
在步骤408中，基于超声换能器元件的相对相位和/或振幅设置以及目标组织/非目标组织的解剖学特性和/或材料特性，物理模型可以以计算方式预测在特定超声频率下输送到目标区域和/或非目标区域的超声能量、在目标区域和/或非目标区域处的超声能量或压力到热量和/或组织位移的转换、和/或诱发效应通过组织的传播。通常，模拟采用(或包括)微分等式的形式。例如，物理模型可以由Pennes模型和生物热等式组成或包括Pennes模型和生物热等式以模拟组织中的热传递。例如，在美国专利公开第2015/0359603号中提供了模拟超声及其对组织的影响的方法，该专利的全部公开内容通过引用并入本文。
如上所述，因为目标处的超声吸收程度以及目标区域和/或非目标区域处的诱发效应取决于所施加的超声频率，所以在一个实施例中，物理模型以计算方式改变超声频率并预测与超声频率相关联的能量吸收和在目标区域和/或非目标区域处的诱发效应(步骤410)。在一些实施例中，物理模型施加在频率的“测试范围”内的各种“测试频率”。测试范围可以跨越适合于超声治疗的整个频率范围(例如，在各种实施例中为0.1MHz到10MHz)，但测试范围通常是预期包括次优频率fj的小得多的子范围。可以例如基于次优频率fj的计算估计、模拟结果、或针对另一患者的相同器官或组织获取的经验数据来确定这种子范围。要测试的频率可以均匀或非均匀地分布在测试范围内。在各种实施例中，测试频率的密度随着更接近估计的次优频率而增加。另外，测试范围和其中的测试频率可以是预定的，或者在模拟过程中动态地调整。例如，在一个实施例中，最初在大测试范围(例如，从600kHz到750kHz)内以大频率间隔(例如，以20kHz为步长)执行计算测试，从而确定导致目标处的高能量吸收的子频率范围，并且此后在子范围内通过以较小的间隔(例如，以10kHz或5kHz为步长)计算测试来确定次优频率fj。在另一实施例中，针对预定潜在测试频率的子集执行测试，每个实际测试频率是基于先前测试的结果从潜在测试频率集中选择的。然后，基于模拟结果，与目标处的最大能量吸收相对应的测试频率可以被识别为次优频率fj(步骤412)。
再次参考图3，在步骤304中，确定使由特定转向角得到的朝向目标区域传播的聚焦束的能量衰减最小化的第二次优频率fi。图5A示出了包括多个换能器元件502在内的二维平面换能器阵列的电子转向原理。具体地，阵列的任何一个换能器元件的“转向角”是从元件大致正交延伸到元件502贡献最大可能功率的“未转向”聚焦区506的第一焦轴504与从换能器元件502延伸到位于目标区域的“转向”聚焦区510的第二焦轴508之间的角度α。换能器阵列的“转向能力”被定义为转向角α，在该转向角α处，输送到转向聚焦区510的能量下降到输送到非转向聚焦区506的最大功率的一半。应注意，相控阵列的每个换能器元件的转向角α可能不同，但随着元件到聚焦区的距离的增大，阵列元件的相应的转向角接近相同的值。实际上，由于换能器阵列与目标区域之间的距离远大于换能器元件之间的距离，因此可以认为与阵列中的换能器元件相关联的转向角是相同的。
此外，从物理角度来看，单个换能器元件以传播束的形式发射波。这种传播束的角度分布被称为“方向性”。通常，聚焦区处的声束的峰值强度/功率与其方向性D正相关。参考图5B，半径为a的圆形换能器的方向性Dc由下式给出：
Figure BDA0003134187270000161
其中α表示转向角；J1表示阶数为1的第一类贝塞尔函数；k表示声波的传播常数(即，k＝2π/λ∝f，其中λ是波长)。类似地，参考图5C，尺寸为b×h的矩形换能器的方向性Dr是由下式给出的正弦函数：
Figure BDA0003134187270000171
其中θ表示换能器元件在换能器表面平面中的坐标中的一个。因此，由聚焦束的转向角α得到的能量衰减可能取决于超声频率。
图5D描绘了根据各种实施例的用于确定次优频率fi的示例性方法，该次优频率使具有特定转向角的聚焦区处的转向束的能量衰减最小化。在第一步骤522中，基于超声换能器元件104相对于目标区域的空间布置(例如，位置和取向)来计算目标处的聚焦区的转向角。同样，可以基于例如步骤402中描述的使用成像装置、飞行时间方法和/或图像对准而获取的图像来确定空间布置。在第二步骤524中，具有测试范围内的测试频率的超声波/脉冲可以以计算方式被施加以对目标区域进行超声处理。在一个实施方式中，步骤524中的测试范围和/或频率是基于与步骤302中确定的目标处的最大能量吸收相对应的次优频率fj来定义的。例如，所确定的次优频率fj可以用作测试范围中的中心频率，并且测试范围可以包括在fj±Δf的范围内均匀或非均匀分布的频率，其中Δf是fj的5％(或者，在一些实施例中是10％或20％)。备选地，测试范围可以跨越适合于超声治疗的整个频率范围。同样，子范围可以基于例如最佳频率fi的计算估计、模拟结果或针对另一患者的相同器官或组织获取的经验数据来确定；并且其调整可以在如上所述的模拟过程中动态地进行，以用于确定最佳频率fj。在步骤526中，物理模型可以然后预测通过介入组织传播到与在步骤522中计算的转向角相关联的目标区域的聚焦束的能量衰减。因为聚焦区处的声功率取决于转向角和超声频率，所以在一个实施例中，物理模型可以改变超声频率并预测转向角处的与更新频率相关联的能量衰减(步骤528)。在步骤530中，与确定的转向角处的最小能量衰减相对应的测试频率被识别为次优频率fi。
因此，治疗规划器已经考虑了可能显著影响目标区域处的声功率或峰值强度的至少两个参数——即目标组织和/或非目标组织的解剖学特性/材料特性(通过确定与目标区域处的最大能量吸收相关联的次优频率fj)和聚焦区的特定转向角(通过确定与穿过介入组织的聚焦束的最小能量衰减相关联的次优频率fi)。两个次优频率fj和fi可能相同也可能不同。如果它们不同，则最佳超声频率的选择反映了路径区中声能吸收、目标处的功率吸收以及在特定转向角下由束传播导致的能量衰减之间的权衡。再次参考图3，在各种实施例中，然后治疗规划器可以基于所确定的次优频率fj和fi来确定使目标区域处的声峰值强度最大化的最佳频率f(步骤306)。例如，如果通过在fj–Δf和fj+Δf之间的测试范围内改变频率来确定第二次优频率fi，并且fi与该测试范围内特定转向角处的最小能量衰减相对应，则规划者可以确定最佳频率f是fi。
备选地，治疗规划器可以向次优频率fj和fi中的每一个分配加权因子，然后基于其加权平均值来确定最佳频率f。可以基于例如目标组织和/或非目标组织的组织类型、转向角、先验知识和由频率变化引起的对参数的影响程度(例如，在目标处的能量吸收和/或特定角度处的能量衰减)来分配加权因子。通常，较大的影响表明与其相关联的次优频率对于在目标区域处实现最大峰值强度/功率更为重要；因此，可以为其分配较大的加权因子。例如，当调整超声频率导致目标区域处的能量吸收的显著减少，但聚焦束转向目标区域的转向角处的能量衰减仅略微增加时，治疗规划器可能向频率fj(考虑束路径区和目标区域的能量吸收)分配较大加权因子，并且向频率fi(考虑转向角处的能量衰减)分配较小加权因子，以用于计算最佳频率f。相反，如果超声频率的调整导致在聚焦区的特定转向角处的能量衰减显著增加，则可以向频率fi分配较大加权因子。
在一些实施例中，可以在超声治疗之前和/或超声治疗期间使用数值模拟(例如，实施物理模型)和/或基于已知文献凭经验来获得组织类型及其相关联的吸收系数(或衰减系数)和聚焦区的转向角及其在相关频率(例如，适合于超声治疗的频率)下的相关能量衰减；该信息可以作为查找表存储在数据库中，并且可以在确定分配给频率fj和fi的加权因子时被检索。
附加地或备选地，可以基于对已经经历超声治疗手术的患者的回顾性研究来分配频率fj和fi的加权因子。例如，治疗规划器可以基于例如如上所述的获取的患者的图像来计算两个次优频率fj和fi。然后，基于计算出的频率fj和fi以及在治疗期间凭经验确定或应用于治疗的超声频率，可以确定与fj和fi相关联的加权因子。不同的患者可能具有不同的目标区域/非目标区域的解剖学特性/材料特性，因此可以向fj和fi分配不同的加权因子。同样，已经经历超声治疗的患者的解剖学特性/材料特性连同相关联的加权因子可以作为查找表存储在数据库中。在新患者的治疗之前或治疗期间，可以将新患者的解剖学特性/材料特性与存储的数据进行比较；并且基于它们之间的相似性，可以识别与新患者的解剖学特性/材料特性最匹配的所存储的解剖学特性/材料特性。随后，分配给最佳匹配解剖学特性/材料特性的加权因子可以被分配给新患者的频率fj和fi以确定最佳治疗频率f。
在一些实施例中，可以使用常规的学习或进化算法来获得分配给频率fj和fi的加权因子。例如，已经经历超声治疗手术的患者的解剖学特性/材料特性和治疗这些患者所施加的频率和/或使用物理模型计算的次优频率fj和fi可以被包括在训练集中。然后如本领域技术人员所理解并且基于训练集在没有过度实验的情况下所实现的，可以例如使用机器学习过程，诸如回归、分类、决策树学习、关联规则学习、相似性学习、监督学习、无监督学习、在线学习等来确定观察到的解剖学特性/材料特性与分配给频率fj和fi的加权因子之间的关系。备选地，训练集可以用于训练神经网络，该神经网络将权重分配给输入(例如，解剖学特性/材料特性)以及各种中间节点，并使用反向传播细化这些权重。频率fj和fi表示神经网络的输出，并且可以使用经训练的神经网络针对新患者来预测频率fj和fi。例如，在国际申请第PCT/IB2017/001029号(2017年7月14日提交)中提供了训练神经网络的方法，该申请的全部公开内容通过引用并入本文。
应注意，本文描述的确定分配给频率fj和fi的加权因子的方法是作为代表性示例呈现的；可以利用适合于确定加权因子的任何其他方法并且这些方法因此在本发明的范围内。
备选地，可以凭经验确定最佳频率f。例如，参考图5E，在确定导致在识别的目标区域处聚焦的束的超声换能器元件的相对相位和/或振幅设置之后(步骤406)，换能器阵列可以向目标区域顺序地发射具有不同超声频率(例如，施加测试范围内的测试频率)和确定的相位和/或振幅设置的波/脉冲(步骤542)。对于每个测试频率，可以使用例如MRI测温法(其测量由声能引起的目标中的温度升高)、MR-ARFI(其测量由目标处的声压引起的组织位移)、超声反射检测(其测量被反射的超声强度)、或通常以已知和可预测的方式测量与目标处的峰值强度相关的参数的任何实验技术来测量指示目标区域中的峰值声强度/功率的参数(步骤544)。可以迭代地执行步骤542和544，直到测量到测量参数的最大值(例如在温度或压力的情况下)或最小值(例如在反射的情况下)。同样，与测量参数的最大值(例如在温度或压力的情况下)或最小值(例如在反射的情况下)相对应的测试频率然后被确定为最佳频率f(步骤546)。
可以使用各种技术直接或间接地经由相关物理量来测量目标中的声强度/功率，然后经由选择最佳频率f来使峰值强度/功率最大化。一种方法是监测目标处的温度，该温度与沉积在目标中的声能量成比例地增加。测温法可以基于例如MRI，并且可以结合合适的图像处理软件利用诸如图2中描绘的系统。在可用于MR测温的各种方法中，质子共振频率(PRF)位移方法通常是选择的方法，因为其在温度变化方面的出色的线性、与组织类型几乎无关、以及具有高空间和时间分辨率的温度图获取。PRF位移方法利用了水分子中的质子的MR共振频率随温度线性变化的现象。由于频率随温度的变化很小，散装水的频率变化仅为–0.01ppm/℃，而组织中的频率变化约为–0.0096至–0.013ppm/℃，因此通常使用相敏成像方法检测PRF位移，在相敏成像方法中执行两次成像：首先在温度变化之前获取基线PRF相位图像，然后在温度变化之后获取第二相位图像，从而捕获与温度变化成比例的小的相位变化。然后可以通过在逐个像素的基础上确定基线图像与治疗图像之间的相位差，并基于PRF温度依赖性将相位差转换为温度差，同时考虑诸如静磁场强度和回波时间(TE)(例如，梯度回波的回波时间)之类的成像参数，来根据MR图像计算温度变化图。可以使用各种替代方法或高级方法来补偿患者运动、磁场漂移和影响基于PRF的温度测量精度的其他因素；本领域技术人员已知的合适方法包括例如多基线和无参考测温法。
使用基于PRF或任何其他合适的测温方法，可以通过以多个不同频率(例如，以选定范围内的指定频率间隔)连续驱动换能器以将超声聚焦在特定患者的目标部位，同时使功率和持续时间(或更普遍地说是总发射能量)保持相同，并测量每次此类超声处理的目标处的温度升高，来确定指定范围内的最佳超声频率。这是在治疗之前完成的；因此，为了避免组织损伤，以比随后在治疗期间低得多的功率(同时足够高以获得有意义的信号)驱动超声换能器。此外，为了确保不同频率的测量结果的可比性，优选地针对类似的基线温度测量每次温度升高。这可以通过在每次超声处理后等待足够长的时间以让组织冷却回大约等于基线温度的温度并使用足够低的能量来实现，从而限制由于温度变化对组织的影响(例如，临床意义不大)。当在受关注范围内的各个离散频率处已测量到温度升高时，选择温度升高为最大值的频率以在用于在随后治疗期间操作换能器。
与组织中的超声能量吸收有用地相关的另一个量是由于声辐射压力引起的该组织的临时局部位移，该临时局部位移在焦点处最高(在焦点处波汇聚并达到最高强度)。超声压力产生的力以直接反射声场的方式移动组织。可以使用诸如MR-ARFI之类的技术，通过用梯度线圈向成像区域施加瞬态运动或位移敏感磁场梯度来可视化位移场，该梯度线圈是标准MRI装置(诸如在图2中描绘的装置108)的一部分并且通常位于圆柱形电磁体204附近。当在存在这种梯度的情况下施加超声脉冲时，所得位移被直接编码到MR响应信号的相位中。例如，梯度线圈和换能器可以被配置成使得超声脉冲将焦点附近的材料推向具有较高场强的磁场区域。响应于所得的磁场变化，MR响应信号的相位成比例地变化，从而在信号中编码由超声辐射压力引起的位移。在美国专利第8,932,237号中提供了关于MR-ARFI的更多细节，该专利的全部公开内容通过引用并入本文。
再次参考图3，在各种实施例中，在确定用于治疗的最佳频率f时，还考虑可能影响目标区域处的峰值声强度/功率的其他参数(步骤308)。例如，聚焦面积A与聚焦区中的峰值声强度I负相关，满足：
I×A＝Pt，
其中Pt表示聚焦区中超声束的声功率。此外，聚焦区的面积取决于超声频率，由下式给出：
Figure BDA0003134187270000211
其中，A表示圆形换能器的聚焦区的面积；λ表示超声波的波长(λ＝2π/f)；d表示换能器元件的直径，以及R表示焦距。因此，在给定的焦深处，增加超声频率可能导致聚焦面积减小，从而增加峰值声强度。因此，在给定焦深处的超声频率的选择涉及束路径区中的功率吸收、目标处的功率吸收、在特定转向角处通过介入组织传播的能量衰减、以及聚焦区处的峰值强度之间的平衡。在一些实施例中，顺序地评估这些参数以确定最佳频率f。例如，在确定了通过如上所述考虑目标区域和束路径区中的功率吸收和转向角而确定的频率后，治疗规划器可以确定与目标区域中的最小聚焦面积相对应的次优频率fk。基于fk和考虑了功率吸收和转向角两者的频率，可以使用上述方法(例如，为其分配加权因子)来确定最佳频率f。备选地，治疗规划器可以一次评估影响目标区域处的峰值强度/功率的所有参数，然后确定最佳超声频率f。例如，可以通过使用上述方法将加权因子分配给fj、fi和fk来获得最佳频率f。
在一些实施例中，当确定最佳频率f时，治疗规划器还基于非目标区域的类型和/或位置考虑与非目标区域相关联的风险级别(步骤310)，在获得最佳频率时施加附加的约束条件来说明风险级别。例如，如果靠近目标区域的非目标器官是敏感和/或重要器官，则损伤非目标器官的风险很高。因此，在这种情况下，治疗规划器可以指定可以沉积在非目标器官中的最大声能剂量；然后，最佳频率的选择受到满足该条件的要求的约束。备选地，可以使用例如物理模型以计算方式确定与对非目标器官的最小(或可容忍)损伤相关联的频率f1；然后可以将相对较大的加权因子(与分配给fj、fi和/或fk的加权因子相比)分配给频率f1，以确定用于治疗的最佳频率f。在一个实施方式中，预测使目标区域处的声强度与非目标器官处的声强度之比最大化的频率fm。同样，然后可以基于预测频率fm(例如，通过为其分配加权因子)来确定最佳频率f。在一个实施例中，预测频率fm是在治疗期间施加的最佳超声频率f。
附加地或备选地，治疗规划器可以基于目标区域和/或非目标区域的热图来优化频率f。例如，如上所述，物理模型可以首先基于换能器和目标的几何信息以及目标组织/非目标组织的解剖学特性/材料特性来模拟沉积在目标/非目标区域上的声能。物理模型然后可以包括与目标组织/非目标组织相关联的组织模型、Pennes模型和生物热等式以模拟由沉积在目标组织/非目标组织上的声能引起的目标组织/非目标组织中的热传递，从而创建热图(步骤312)。物理模型可以顺序地改变超声频率(例如，施加测试范围内的测试频率)并预测与其相关联的热图。在一些实施例中，选择最佳频率f使得目标区域处的温度达到治疗的期望目标，而非目标区域处的温度低于非目标组织在不对其造成损害的情况下能够承受的最大温度。
在各种实施例中，超声治疗手术涉及微泡的应用。例如，可以生成和/或引入微泡以有助于自动聚焦和/或辅助治疗(例如，通过增强聚焦区的能量吸收和/或组织渗透性，诱导血脑屏障的破坏以用于在治疗神经系统疾病等时的靶向药物输送)。由于微泡可能响应于施加的声场而以共振频率振荡，从而影响目标区域/非目标区域的治疗效果，因此可能需要调整超声频率以便增强目标处的治疗效果同时限制非目标区域的微泡响应。因此，在一些实施例中，可以在优化超声频率的过程中确定并考虑微泡共振频率(步骤314)。例如，超声频率可以优选地显著小于(或在一些实施例中是大于)微泡共振频率(例如，十倍(by afactor of ten))。例如，在国际申请第PCT/IB2018/000841号(2018年6月29日提交)中提供了确定微泡共振频率的方法，该申请的全部公开内容通过引用并入本文。
因此，本发明的各种实施例提供了用于优化超声频率以便实现治疗目标——即，使目标处的峰值声强度/功率最大化，同时使非目标组织对超声的暴露最小化的方法。因为峰值声强度可能取决于频率依赖的多个参数(诸如声束在束路径区中的目标组织和非目标组织处的吸收、转向角和聚焦区的聚焦面积等)，所以一些实施例顺序地评估这些参数中的每一个并确定与其相关联的次优频率；然后从这些次优频率中确定用于治疗的最佳频率。例如，可以向每个次优频率分配与其对期望治疗目标的贡献相对应的加权因子；然后可以将最佳频率计算为次优频率的加权和。备选地，治疗规划器可以同时评估这些参数，然后通过基于参数相关的每个次优频率对实现治疗目标的重要性向所述参数相关的每个次优频率分配加权因子，以数值方式确定最佳频率。
应该注意，本文描述的用于确定最佳超声频率f的方法仅作为代表性示例呈现；可以实施涉及评估影响目标区域处的峰值声强度/功率的多个参数并且然后基于该评估确定最佳超声频率的任何其他方法，并且因此所述任何其他方法在本发明的范围内。此外，频率优化可以基于其他参数，例如，在治疗期间的目标区域/非目标区域的模拟热图、微泡的共振频率等。
仍然参考图3，可选地，在频率优化之后，可以调整相控阵列换能器的相位和/或振幅设置以优化所确定的最佳频率的焦点(步骤316)。然后可以在最佳频率和相位/振幅设置下开始治疗(步骤318)。然而，应该注意，由于最佳频率f是通过平衡影响聚焦区处的峰值强度/功率的各种参数来确定的，因此所确定的最佳频率f对于特定参数(诸如转向角)可能不是最佳的。因此，在各种实施例中，治疗规划器可以利用物理模型来预测在所确定的最佳频率f处的聚焦束的峰值强度与换能器元件的配置(例如，尺寸和/或形状)之间的关系(步骤320)。基于此，然后可以将换能器元件配置成进一步提高目标区域处的峰值强度(步骤322)。
例如，参考图6A，在各种实施例中，换能器元件602中的至少一些均被“划分”为多个子区域604，多个子区域中的每一个可以被单独地激活或去激活。在一个实施例中，这些子区域中的每一个可以由相同的驱动器信号606(例如，具有单个频率和单个相位值)或备选地由不同的驱动器信号(例如，具有不同的频率和/或不同的相位值)选择性地驱动(或不驱动)。在示出的配置中，元件的每个子区域604经由对应的通道608和开关矩阵610中的对应开关(例如，MEMS开关或CMOS开关)连接到信号驱动器606。因此，设置开关矩阵中的开关的状态确定了它们对应的子区域是活动的还是非活动的。因为子区域604中的每一个近似地表现为独立的换能器元件，所以与整个单独元件102必须是活动的或非活动的系统100相比，该方法提供了对换能器阵列的几何形状及其输出的改进的控制。例如，当开关612、614闭合时，换能器元件的子区域616、618被激活以发射波/脉冲。因此，换能器元件的形状有效地从正方形变为矩形，并且尺寸在水平方向上减小到原始尺寸(即，换能器元件602的尺寸)的1/2；这可以增强声束的水平转向。类似地，通过闭合开关614、622，分别激活子区域616、620以增强竖直转向；并且通过闭合开关612、622，分别激活子区域618、620以增强对角转向。
应该注意，本文描述的每个换能器元件内的子区域的数量和形状仅作为代表性示例呈现；每个换能器元件可以被划分成具有任意形状的任意数量的子区域，只要单个换能器元件内的所有子区域具有相同的方向性——即，子区域表面的法向量彼此平行；并且不同的换能器元件可以具有相同或不同数量和/或形状的子区域。例如，参考图6B，当换能器元件632被划分成四个正方形子区域时，换能器元件634可以被划分成八个三角形子区域以进一步提高在对角线方向的转向能力。此外，每个换能器元件或不同换能器元件中的子区域可以具有相同或不同的形状。如本文所使用，换能器元件是指形成用于发射超声波/脉冲的连续表面的一个或多个压电构件；“连续”是指压电构件在空间上彼此接触并且它们之间没有物理边界或屏障。
在开始超声治疗之前，治疗规划器可以可选地基于例如所确定的最佳频率和聚焦区的转向角来预测在目标区域处生成最大峰值强度或声功率的换能器元件配置。例如，参考图7A和图7B，在换能器元件702具有10×10mm2的尺寸并且距焦平面70mm的示例性设置中，聚焦区的峰值强度可以取决于转向角α。图7B描绘了基于上述物理模型的预测如何指示当转向角α＝0°时出现最大峰值强度；然后峰值强度随着转向角的增大而逐渐减小。此外，当转向角α低于25°时，全元件702的激活可以在聚焦区处生成比其他配置更高的峰值强度；但是当转向角α超过25°时，与全元件702的激活相比，在束转向方向上激活元件的一半部分(即，子区域704)可以生成更高的峰值强度。因此，基于预测，超声控制器可以被配置为激活换能器元件的子区域以在特定转向角处生成最大峰值强度。
图7C描绘了尺寸为100×100mm2的换能器阵列中的换能器元件的配置，以用于在焦平面上的各个位置处生成最大峰值强度。如图所示，当转向角较小时，优选激活全元件。随着沿水平方向(即，x轴)的转向角增大；可能优选在转向方向上激活元件的一半部分704(同时去激活元件的另一半部分706)以使聚焦区处的峰值强度最大化。类似地，当束沿竖直方向(即，y轴)转向时，可以仅激活水平方向上的元件的一半部分710以使峰值强度最大化；并且可以激活元件的四分之一部分712以使沿着对角转向方向的峰值强度最大化。图7D描绘了与由换能器阵列的全元件生成的峰值强度相比，由图7C中的换能器配置生成的聚焦区处的峰值强度的改进因子。如图所示，改进因子随着转向角增大而增大。
在各种实施例中，换能器元件可以被配置为提高指定转向角(或转向角范围)处的峰值强度。例如，参考图7E，超声控制器可以被配置为激活转向侧的换能器元件的整个一半部分704，但仅激活非转向侧的一半换能器元件706的一半部分716，同时使部分718保持去激活；这可以有效地提高在“中等”转向角(例如，15°<α<35°)处的束转向的峰值强度。
因此，各种实施例通过调整换能器元件的配置来进一步提高聚焦区的峰值强度。这种方法比常规超声系统100特别有利，在常规超声系统100中，换能器元件被平铺以形成平坦或弯曲的表面，并且一旦制造，用于激活的各个换能器元件的形状和尺寸不能被改变。此外，由于各种实施例有效地允许最小可控元件的尺寸减小和最小可控元件的数量增加(即，通过将单独元件划分成多个独立可控子区域)，因此声束及其分辨率可以显著提高。
在上述治疗规划方法中使用的治疗规划器可以以硬件、软件、固件或硬连线的任何合适组合与一个或多个超声换能器和成像装置(例如，MRI装置)结合来实现，以用于对焦点处的峰值强度/功率、或指示焦点处的峰值强度/功率的另一个参数进行测量。硬件、软件、固件或硬接线的组合可以与超声控制器(例如，图1的控制器106)和/或成像装置或用于测量目标处的峰值声强度/功率的其他设备(例如，图2的图像处理系统216)集成，或作为与其通信的单独设备提供。
在一些实施例中，利用适当编程的通用计算机来实现控制器；图8示出了示例性实施例。计算机800包括一个或多个处理器802(例如，CPU)和相关联的系统存储器804(例如，RAM、ROM和/或闪存)、用户输入/输出设备(例如屏幕806和键盘、鼠标等808)、以及通常一个或多个(通常是非易失性)存储介质810(例如，硬盘、CCD、DVD、USB存储密钥等)和关联驱动器。各种组件可以经由一个或多个系统总线812彼此通信并与外部设备(诸如超声换能器和/或成像装置)通信。
系统存储器804包含指令，在概念上被示为一组模块，所述指令控制处理器802的操作以及其与其他硬件组件的交互。操作系统820引导诸如存储器分配、文件管理和外围设备的操作等的低级别基本系统功能的执行。在较高级别，一个或多个服务应用提供治疗规划器根据本文确定最佳频率所需的计算功能。例如，如图所示，系统可以包括：图像处理模块822，其允许分析来自MRI(或其他成像)装置的图像以识别其中的目标并使焦点可视化以确保其与目标一致；换能器控制模块824，用于基于目标位置计算换能器元件的相对相位和振幅，以及在频率优化和治疗期间控制超声换能器操作；以及治疗规划模块826，其根据图3、图4、图5D和图5E中描述的方法提供频率优化所需的计算功能(例如，获取关于目标处的峰值声强度或功率的频率依赖性的数据并基于其选择最佳频率(或用于各种换能器段的多个相应的最佳频率)。更具体地，第一子模块828可以确定与目标处的最大能量吸收相对应的第一次优频率fj；第二子模块830可以确定与在到达目标之前通过介入组织传播的聚焦束的最小能量衰减相对应的第二次优频率fj；第三子模块832可以确定与影响峰值声强度/功率的其他参数相对应的一个或多个次优频率；加权模块834可以以上面详细描述的方式向各种次优频率分配加权因子；并且频率确定模块836用于基于次优频率确定最佳频率。治疗规划模块826可以与图像处理模块822通信以获取从图像和/或换能器控制模块824获得的目标/非目标区域的信息，以向其提供确定的最佳频率，以便根据最佳频率操作换能器。此外，该系统可以包括：元件配置模块838，用于确定特定转向角处的换能器元件的配置(例如，尺寸和/或形状)以提高声强度/功率；换能器控制模块824然后可以响应于元件配置模块838和/或治疗规划模块826以使换能器根据所确定的配置和最佳频率对目标进行超声处理。
当然，所描述的将计算功能组织到各种模块中只是对软件功能进行分组的一种可能方式；如本领域技术人员将容易理解，可以使用更少、更多或不同的模块以有助于根据此的频率优化。无论如何分组和组织，软件都可以用各种合适的编程语言中的任何一种来编程，包括但不限于PYTHON、FORTRAN、PASCAL、JAVA、C、C++、C#、BASIC或其组合。此外，作为由通用处理器执行的软件指令的替代，功能中的一些或全部可以由可编程或硬连线的定制电路提供，包括例如数字信号处理器、可编程门阵列、特定应用集成电路等。
本文所采用的术语和表述用作描述性而非限制性的术语和表述，并且在使用这些术语和表达时，不旨在排除所示和描述的特征或其部分的任何等效物。此外，已经描述了本发明的某些实施例，对于本领域的普通技术人员来说显而易见的是，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以使用并入了本文公开的概念的其他实施例。例如，代替基于MR的测温法或ARFI，能够测量焦点处声束的(物理或治疗)效果的任何非侵入性成像技术通常可以用于根据此来选择最佳频率(或针对不同段选择多个最佳频率)。因此，所描述的实施例在所有方面都被认为仅是说明性的而非限制性的。

Claims (75)

1.一种用于向目标区域输送超声能量的系统，所述系统包括：
超声换能器，包括用于在所述目标区域处生成声能的聚焦区的多个换能器元件，其中所述换能器元件中的至少一个被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域；
至少一个驱动器电路，与所述换能器元件中的至少一个连接；
开关矩阵，包括用于将所述多个子区域与所述驱动器电路切换地连接的多个开关，所述子区域中的每一个与所述开关之一相关联；以及
控制器，被配置为：
(a)确定用于使所述聚焦区中的峰值声强度最大化的最佳超声频率；以及
(b)至少部分地基于所确定的最佳超声频率，激活所述开关矩阵中的所述开关中的至少一个，以使对应的子区域向所述目标区域发射超声脉冲。
2.根据权利要求1所述的系统，还包括用于获取所述目标区域或位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域的图像的成像系统。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述成像系统包括以下至少一项：计算机断层扫描CT设备、磁共振成像设备MRI、正电子发射断层扫描PET设备、单光子发射计算机断层扫描SPECT设备、或超声成像设备。
4.根据权利要求2所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所获取的图像来确定所述目标区域相对于所述换能器的空间配置。
5.根据权利要求4所述的系统，其中，所述空间配置包括取向或位置中的至少一个。
6.根据权利要求4所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所述目标区域相对于所述换能器的所述空间配置来计算所述聚焦区的转向角。
7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所计算的转向角来激活所述开关中的至少一个。
8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：
确定多个次优频率，每个次优频率都与参数相关联，其中(i)所述参数的变化导致所述聚焦区中的所述峰值声强度的变化，以及(ii)所述次优频率与由相关联的参数的变化得到的所述峰值声强度的最大值相对应；以及
至少部分地基于所述次优频率来确定所述最佳超声频率。
9.根据权利要求8所述的系统，其中，所述控制器还被配置为向所述次优频率中的每一个分配加权因子，并且至少部分地基于所述加权因子来确定所述最佳超声频率。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述控制器还被配置为基于以下至少一项来分配所述加权因子：所述目标区域的第一解剖学特性、位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域的第二解剖学特性、所述聚焦区的转向角、每个参数对所述峰值声强度的最大值的贡献、或基于对经历超声治疗的患者的研究的回顾性数据。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述第一解剖学特性或所述第二解剖学特性包括组织类型、组织性质、组织结构、组织厚度或组织密度中的至少一个。
12.根据权利要求9所述的系统，其中，所述控制器还被配置为使用机器学习或进化方法来分配所述加权因子。
13.根据权利要求8所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所述次优频率中的第一次优频率来确定所述次优频率中的第二次优频率。
14.根据权利要求2所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：
至少部分地基于所获取的图像来确定与所述非目标区域相关联的风险级别；以及
至少部分地基于所述风险级别来确定所述最佳超声频率。
15.根据权利要求2所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：
使用物理模型至少部分地基于所获取的图像来预测所述目标区域和所述非目标区域的热图；以及
至少部分地基于所预测的热图来确定所述最佳超声频率。
16.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：
计算所述目标区域中的微泡的共振频率；以及
至少部分地基于所述微泡的共振频率来确定所述最佳超声频率。
17.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个开关中的至少一个是MEMS开关或CMOS开关。
18.一种用于向目标区域输送超声能量的系统，所述系统包括：
超声换能器，包括用于在所述目标区域处生成声能的聚焦区的多个换能器元件，其中所述换能器元件中的至少一个被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域；
至少一个驱动器电路，与所述换能器元件中的至少一个连接；
开关矩阵，包括用于将所述多个子区域与所述驱动器电路切换地连接的多个开关，所述子区域中的每一个与所述开关之一相关联；
至少一个成像系统，用于测量所述目标区域相对于所述换能器的空间配置；以及
控制器，被配置为至少部分地基于所测量的空间配置来激活所述开关矩阵中的所述开关中的至少一个，从而使对应的子区域向所述目标区域发射超声脉冲。
19.根据权利要求18所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所述空间配置来计算所述聚焦区的转向角，并且基于所述转向角来激活所述换能器元件中的至少一个。
20.根据权利要求18所述的系统，其中，所述成像系统包括以下至少一项：计算机断层扫描CT设备、磁共振成像设备、正电子发射断层扫描PET设备、单光子发射计算机断层扫描SPECT设备、或超声成像设备。
21.根据权利要求18所述的系统，其中，所述空间配置包括取向或位置中的至少一个。
22.根据权利要求18所述的系统，其中，所述多个开关中的至少一个是MEMS开关或CMOS开关。
23.一种用于向目标区域输送超声能量的系统，包括：
超声换能器，包括用于在所述目标区域处生成声能的聚焦区的多个换能器元件；以及
控制器，被配置为：
(a)确定多个次优频率，每个次优频率都与参数相关联，其中(i)所述参数的变化导致所述聚焦区中的峰值声强度的变化，以及(ii)所述次优频率与由相关联的参数的变化得到的所述峰值声强度的最大值相对应；
(b)至少部分地基于所述次优频率来确定最佳超声频率，以使所述聚焦区中的与所述多个参数相关联的所述峰值声强度最大化；以及
(c)使所述换能器元件中的至少一个以所确定的最佳超声频率发射脉冲。
24.根据权利要求23所述的系统，其中，所述控制器还被配置为向所述次优频率中的每一个分配加权因子，并且至少部分地基于所述加权因子来确定所述最佳超声频率。
25.根据权利要求24所述的系统，其中，所述控制器还被配置为基于以下至少一项来分配所述加权因子：所述目标区域的第一解剖学特性、位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域的第二解剖学特性、所述聚焦区的转向角、每个参数对所述峰值声强度的最大值的贡献、或基于对经历超声治疗的患者的研究的回顾性数据。
26.根据权利要求25所述的系统，其中，所述第一解剖学特性或所述第二解剖学特性包括组织类型、组织性质、组织结构、组织厚度或组织密度中的至少一个。
27.根据权利要求24所述的系统，其中，所述控制器还被配置为使用机器学习或进化方法来分配所述加权因子。
28.根据权利要求23所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所述次优频率中的第一次优频率来确定所述次优频率中的第二次优频率。
29.根据权利要求23所述的系统，还包括成像系统，所述成像系统用于获取所述目标区域或位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域的图像以用于确定所述参数中的至少一个。
30.根据权利要求29所述的系统，其中，所述成像系统包括以下至少一项：计算机断层扫描CT设备、磁共振成像设备MRI、正电子发射断层扫描PET设备、单光子发射计算机断层扫描SPECT设备、或超声成像设备。
31.根据权利要求29所述的系统，其中，所述多个参数包括以下至少一个：在所述目标区域处的第一声能吸收量、在位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域处的第二声能吸收量、通过所述非目标区域传播的声能衰减量、所述聚焦区的转向角、或所述聚焦区的面积。
32.根据权利要求31所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所述图像来确定所述目标区域相对于所述换能器的空间配置。
33.根据权利要求32所述的系统，其中，所述空间配置包括取向或位置中的至少一个。
34.根据权利要求32所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所述目标区域相对于所述换能器的所述空间配置来计算所述转向角。
35.根据权利要求29所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：
至少部分地基于所获取的图像来确定与所述非目标区域相关联的风险级别；以及
至少部分地基于所述风险级别来确定所述最佳超声频率。
36.根据权利要求29所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：
使用物理模型至少部分地基于所获取的图像来预测所述目标区域和所述非目标区域的热图；以及
至少部分地基于所预测的热图来确定所述最佳超声频率。
37.根据权利要求23所述的系统，其中，所述控制器还被配置为：
计算所述目标区域中的微泡的共振频率；以及
至少部分地基于所述微泡的共振频率来确定所述最佳超声频率。
38.根据权利要求23所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所述最佳超声频率来确定所述换能器元件中的至少一个的配置。
39.根据权利要求38所述的系统，还包括具有多个开关的开关矩阵，每个开关与换能器元件的子区域连接，其中所述开关的激活导致对应的子区域发射脉冲。
40.根据权利要求39所述的系统，其中，所述控制器还被配置为至少部分地基于所述换能器元件中的至少一个的所确定的配置来激活所述开关中的至少一个。
41.一种用于通过使用超声换能器在目标区域中生成声能的聚焦区来对所述目标区域进行超声治疗的方法，所述超声换能器包括多个换能器元件，所述方法包括：
确定多个次优频率，每个次优频率都与参数相关联，其中(i)所述参数的变化导致所述聚焦区中的峰值声强度的变化，以及(ii)所述次优频率与由相关联的参数的变化得到的所述峰值声强度的最大值相对应；
至少部分地基于所述次优频率来确定最佳超声频率，以使所述聚焦区中的与所述多个参数相关联的所述峰值声强度最大化；以及
使所述换能器元件中的至少一个以所确定的最佳超声频率发射脉冲。
42.根据权利要求41所述的方法，还包括向所述次优频率中的每一个分配加权因子，并且至少部分地基于所述加权因子来确定所述最佳超声频率。
43.根据权利要求42所述的方法，其中，基于以下至少一项来分配所述加权因子：所述目标区域的第一解剖学特性、位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域的第二解剖学特性、所述聚焦区的转向角、每个参数对所述峰值声强度的所述最大值的贡献、或基于对经历超声治疗的患者的研究的回顾性数据。
44.根据权利要求43所述的方法，其中，所述第一解剖学特性或所述第二解剖学特性包括组织类型、组织性质、组织结构、组织厚度或组织密度中的至少一个。
45.根据权利要求42所述的方法，还包括使用机器学习或进化方法来分配所述加权因子。
46.根据权利要求41所述的方法，还包括至少部分地基于所述次优频率中的第一次优频率来确定所述次优频率中的第二次优频率。
47.根据权利要求41所述的方法，还包括获取所述目标区域或位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域的图像以用于确定所述参数中的至少一个。
48.根据权利要求47所述的方法，其中，所述多个参数包括以下至少一个：在所述目标区域处的第一声能吸收量、在位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域处的第二声能吸收量、通过所述非目标区域传播的声能衰减量、所述聚焦区的转向角、或所述聚焦区的面积。
49.根据权利要求48所述的方法，还包括至少部分地基于所获取的图像来确定所述目标区域相对于所述换能器的空间配置。
50.根据权利要求49所述的方法，其中，所述空间配置包括取向或位置中的至少一个。
51.根据权利要求49所述的方法，还包括至少部分地基于所述目标区域相对于所述换能器的所述空间配置来计算所述转向角。
52.根据权利要求47所述的方法，还包括：
至少部分地基于所获取的图像来确定与所述非目标区域相关联的风险级别；以及
至少部分地基于所述风险级别来确定所述最佳超声频率。
53.根据权利要求47所述的方法，还包括：
至少部分地基于所获取的图像来预测所述目标区域和所述非目标区域的热图；以及
至少部分地基于所预测的热图来确定所述最佳超声频率。
54.根据权利要求53所述的方法，其中，利用物理模型来预测所述热图。
55.根据权利要求41所述的方法，还包括：
计算所述目标区域中的微泡的共振频率；以及
至少部分地基于所述微泡的共振频率来确定所述最佳超声频率。
56.根据权利要求41所述的方法，还包括至少部分地基于所述最佳超声频率来确定所述换能器元件中的至少一个的配置。
57.根据权利要求56所述的方法，还包括将所述换能器元件中的至少一个划分成连续的多个子区域，每个子区域能够被独立控制以发射脉冲。
58.根据权利要求57所述的方法，还包括至少部分地基于所述聚焦区的转向角来激活所述子区域中的至少一个。
59.一种用于通过利用超声换能器在目标区域中生成声能的聚焦区来对所述目标区域进行超声治疗的方法，所述超声换能器包括：(i)多个换能器元件，其中所述换能器元件中的至少一个被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域，(ii)至少一个驱动器电路，与所述换能器元件中的至少一个连接，以及(iii)开关矩阵，包括用于将所述多个子区域与所述驱动器电路切换地连接的多个开关，所述子区域中的每一个与所述开关之一相关联，所述方法包括：
确定用于使所述聚焦区中的峰值声强度最大化的最佳超声频率；以及
至少部分地基于所确定的最佳超声频率，激活所述开关矩阵中的所述开关中的至少一个，以使对应的子区域向所述目标区域发射超声脉冲。
60.根据权利要求59所述的方法，还包括获取所述目标区域或位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域的图像。
61.根据权利要求60所述的方法，还包括至少部分地基于所获取的图像来确定所述目标区域相对于所述换能器的空间配置。
62.根据权利要求61所述的方法，其中，所述空间配置包括取向或位置中的至少一个。
63.根据权利要求61所述的方法，还包括至少部分地基于所述目标区域相对于所述换能器的所述空间配置来计算所述聚焦区的转向角。
64.根据权利要求63所述的方法，还包括至少部分地基于所计算的转向角来激活所述开关中的至少一个。
65.根据权利要求59所述的方法，还包括：
确定多个次优频率，每个次优频率都与参数相关联，其中(i)所述参数的变化导致所述聚焦区中的所述峰值声强度的变化，以及(ii)所述次优频率与由相关联的参数的变化得到的所述峰值声强度的最大值相对应；以及
至少部分地基于所述次优频率来确定所述最佳超声频率。
66.根据权利要求65所述的方法，还包括向所述次优频率中的每一个分配加权因子，并且至少部分地基于所述加权因子来确定所述最佳超声频率。
67.根据权利要求66所述的方法，还包括基于以下至少一项来分配所述加权因子：所述目标区域的第一解剖学特性、位于所述换能器与所述目标区域之间的非目标区域的第二解剖学特性、所述聚焦区的转向角、每个参数对所述峰值声强度的最大值的贡献、或基于对经历超声治疗的患者的研究的回顾性数据。
68.根据权利要求67所述的方法，其中，所述第一解剖学特性或所述第二解剖学特性包括组织类型、组织性质、组织结构、组织厚度或组织密度中的至少一个。
69.根据权利要求66所述的方法，还包括使用机器学习或进化方法来分配所述加权因子。
70.根据权利要求59所述的方法，还包括至少部分地基于所述次优频率中的第一次优频率来确定所述次优频率中的第二次优频率。
71.根据权利要求59所述的方法，还包括：
至少部分地基于所获取的图像来确定与所述非目标区域相关联的风险级别；以及
至少部分地基于所述风险级别来确定所述最佳超声频率。
72.根据权利要求59所述的方法，还包括：
至少部分地基于所获取的图像来预测所述目标区域和所述非目标区域的热图；以及
至少部分地基于所预测的热图来确定所述最佳超声频率。
73.根据权利要求59所述的方法，还包括：
计算所述目标区域中的微泡的共振频率；以及
至少部分地基于所述微泡的共振频率来确定所述最佳超声频率。
74.一种用于通过利用超声换能器在目标区域中生成声能的聚焦区来对所述目标区域进行超声治疗的方法，所述超声换能器包括：(i)多个换能器元件，其中所述换能器元件中的至少一个被划分成具有共同方向性的连续的多个子区域，(ii)至少一个驱动器电路，与所述换能器元件中的至少一个连接，以及(iii)开关矩阵，包括用于将所述多个子区域与所述驱动器电路切换地连接的多个开关，所述子区域中的每一个与所述开关之一相关联，所述方法包括：
测量所述目标区域相对于所述换能器的空间配置；以及
至少部分地基于所测量的空间配置，激活所述开关矩阵中的所述开关中的至少一个，从而使对应的子区域向所述目标区域发射超声脉冲。
75.根据权利要求74所述的方法，其中，所述空间配置包括取向或位置中的至少一个。
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