CN115023266A - 用于监视hifu治疗的设备 - Google Patents

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Abstract

提供一种被配置为实施HIFU治疗并在HIFU治疗期间实时检测治疗区域中的温度分布的超声设备，所述设备包括：至少包括压电换能器或CMUT换能器的阵列的超声探针；所述超声探针的引导装置；被配置为接收和存储由所述组织反射并由所述压电换能器或CMUT换能器中的每个获取的所述原始超声信号、为了生成超声图像而处理所述经反射的原始超声信号以及对由所述组织反射的所述原始超声信号实施其它处理的计算装置，其特征在于，被配置为实施用于确定组织的实际声学加热率的方法的计算机程序被加载于所述计算装置上，所述方法包括以下步骤：a)在超声图像(14)内识别其内提供待治疗区域(16)的感兴趣区域(15)，b)分配起始温度分布，通过该起始温度分布将温度值分配给ROI的每个点，c)以预定时间间隔发射聚焦在包含于所述ROI中的焦点(11)上的高强度超声束(100)，随后发射宽带超声脉冲(200)，并检测由被治疗组织反射和/或发射的超声信号，d)为了获得参考频谱(200s)，响应于所述宽带超声脉冲(200)，实施所述经反射的超声信号的频率变换，e)迭代地重复步骤c)和d)，从而获得每个迭代的频谱，f)假设当响应于宽带超声脉冲(202)检测到的频谱(202s)包括在参考频谱(200s)中未提供的多个峰值(2021)时，焦点(11)处的温度等于治疗步骤中的组织的预定温度和功能，g)根据所述预定温度和所述高强度超声束(100)的强度确定实际声学加热率Q。

Description

用于监视HIFU治疗的设备
技术领域
用于工业发明的本专利申请涉及用于通过与监视温度分布和实际治疗区域组合的高强度聚焦超声(HIFU－高强度聚焦超声)治疗肿瘤区域的方法。
背景技术
有许多描述了通过高强度聚焦超声(HIFU)治疗肿瘤肿块的文献。
在HIFU治疗期间，主要问题中的一个是在治疗期间实时确定实际温度空间分布。
在US2015005634中描述了通过分析由组织反射的超声信号进行温度监视的示例，这里，描述了在升高温度的同时使用组织中的声学衰减的变化并且基于这种效应通过检测由组织反射的超声信号的谐波的温度变化测量温度作为对高温脉冲的响应的方法。
然而，为了量化谐波参数随温度变化的变化，所述方法需要对虚拟组织部分(模型)进行校准。
显然，用于研究该问题的模型(i)不允许考虑与体液循环相关的热扩散现象，然而(ii)由于不同身体部位的组织具有不同的行为，因此仅部分地接近真实的组织特征，并且在感兴趣的相同身体部位的情况下，特别是参考实际的声学加热，不同受试者的组织具有不同的行为。
技术问题
在文献US2020237234、US2019142513、US2019262074、WO2019173138中描述了温度非侵入性测量方法的其它实施例，但这些实施例都没有通过简单地考虑接受HIFU治疗的组织的特定特征而解决测量温度空间分布的技术问题，所有这些都是通过独特的超声探针并且实时进行的。
更一般地说，据当前发明人所知，一些与用于诊断和治疗人体各个器官中的肿瘤肿块的超声信号的使用有关的问题仍未解决。
事实上，通过独特的超声探针允许完成以下过程的实施例是未知的：(i)个性化(individuate)肿瘤肿块；(ii)核实探针相对于肿瘤肿块的正确定位；(iii)通过HIFU治疗肿瘤肿块；(iv)核实通过实时温度监视实际治疗的区域的延伸。
发明内容
因此，本发明的目的是，提供通过独特的超声探针允许完成以下过程的用于肿瘤肿块治疗的方法：(i)个性化肿瘤肿块；(ii)核实探针相对于肿瘤肿块的正确定位；(iii)通过HIFU治疗肿瘤肿块；(iv)核实通过实时温度监视实际治疗的区域的延伸。
更具体地说，本发明的目的是提供允许通过简单地考虑接受HIFU治疗的组织的特定特征(特别是实际声学加热率)而测量温度空间分布的超声设备和方法，所有这些都是通过使用独特的超声探针并且实时进行的。
具体实施方式
根据参考附图1～附图6的本发明的详细描述，这些和其它优点将变得明显。在图1中，示出位于患者(2)的腹部上的超声探针(1)的示例图像，位于腹部上仅表示本发明的一个应用；在图2中，示出根据本发明的设备的HIFU治疗和操作循环后的焦点区域处的温度随时间的变化的示图；在图3～图5中，示出根据本发明的通过HIFU进行治疗的方法的示例方案；在图6-a中，示出没有局部沸腾和/或空化现象的组织的频谱；在图6-b中，示出局部沸腾和/或空化现象正在进行的组织的频谱。
首先要说的是，在本专利申请的背景下，“原始超声信号”或“射频超声信号”意指在为了获得超声图像而对其进行处理之前由探针发射并由人体反射到同一探针的超声信号；然而，如果未另行规定，则要规定“超声图像”意指沿着由探针发射的超声束的传播平面获得的B模式类型的超声图像。
然而，要规定的是，“与确定的ROI对应的原始超声信号”意指原始超声信号的经过适当处理后产生与感兴趣区域(ROI)相关的超声图像的段的部分。
事实上，众所周知，由于由位于更深处的组织反射的信号在被反射后使用更长的时间到达探针，因此，超声图像中的每个像素的位置与超声信号之间的相关性是作为超声脉冲发射和相对回波接收(经反射的信号)之间的时间间隔的函数而实施的。
因此，无论可能的后续处理的性质如何，为了隔离在超声图像中产生确定的段的原始超声信号部分，“与确定的ROI对应的原始超声信号”的分段在时域中发生。
然而，如果未另行规定，则根据现有技术中众所周知的情况，使用的超声探针意指包含被配置为发射并排布置的多个超声信号的压电换能器或CMUT的阵列的探针，使得超声图像的垂直线(“视线”)对应于每个信号，并且并排布置的线的组件允许再次构成超声图像。为了描述的简洁和清晰，规定参考单个超声信号描述对超声信号实施的处理。显然，即使在没有明确规定的情况下，很明显，所有处理都可以方便地应用于多个原始超声信号，每个原始超声信号都由包括在超声探针中的压电换能器中的一个接收。
然而，规定了原始信号(射频超声信号)的“点”意指单个采样点中的原始信号的值：在20MHz采样中，作为纯粹示例，获得所获取的信号的每毫秒20000点。
还规定，以下描述的所有处理均通过回波描记设备实施，该回波描记设备至少设有至少包括压电换能器或CMUT的阵列的超声探针以及所述探针的适当引导装置，具有用于处理信号的计算装置，该计算装置被配置为生成通过所述探针发送的信号并分析由所述探针接收到的信号以获得超声图像，具有包括图形界面和诸如例如键盘和/或指针设备的控制装置的用户交互装置。
使用的设备包括在现有技术中已知的类型的HIFU超声探针。优选地，所述探针包括被配置为发射和接收频率和强度对超声成像有用的超声信号的压电换能器或CMUT的阵列以及被配置为发射高强度聚焦超声信号的压电换能器的阵列。
也作为整体的这些设备在现有技术中是已知的，并且通常用于超声技术中。然而，规定用于实施以下描述的方法的超声设备被配置为处理用于确定超声图像的原始超声信号(射频超声信号)，但也为了实施以下处理存储原始超声信号：这是在市售超声成像设备中不可用的功能。
如前所述，由本发明解决的问题是提供用于肿瘤肿块治疗的方法，该方法通过独特的超声探针允许：
(i)个性化肿瘤肿块；
(ii)定义要实施HIFU治疗的区域；
(iii)核实探针相对于用于HIFU治疗的肿瘤肿块的正确定位；
(iv)通过HIFU治疗肿瘤肿块；
(v)核实实际治疗的区域的延伸。
可以通过自动组织分类方法，或通过医生的手动个性化来实施肿瘤肿块个性化的点(i)。
除了医生可确定的可能进一步延伸的缓冲区，点(ii)中的待治疗区域的定义作为被识别为肿瘤的区域向医生提出。显然，该区域的定义也可以由医生定义，并通过设置在回波描记设备上的适当命令在超声图像上突出显示。
众所周知，HIFU治疗的效果(如果治疗施加于肿瘤肿块，则为积极，如果治疗施加于健康组织，则为消极)与治疗后组织达到的温度相关；因此，需要具有用于测量由在治疗期间所治疗的组织达到的温度的平均值的手段。
事实上，所有烧蚀疗法的关键目标是使待治疗组织的整个体积中的温度达到并保持在60～100℃的温度，以诱导凝固性坏死。
据说，在现有技术已知的治疗系统中，由于对超声渗透的响应取决于所考虑的特定组织并且随着人体的部位的不同而变化并且在同一部位的情况下随着患者的不同而变化，因此所达到的温度不能以可靠的方式被直接评估为治疗时间的函数。
换句话说，作为对HIFU治疗的响应，每个组织的声学加热的实体尚不先验地完全已知。
相反，根据本发明的方法允许在HIFU治疗的整个持续中，以非侵入性的方式并通过独有超声信号分析监视ROI中的实际温度分布。
在图3中，示出通过插入偶联凝胶(12)将探针(1)放置在患者(2)的皮肤上的方案。
在图3中，故意不示出解剖部分，以意味着方法可以根据要通过HIFU治疗的组织或器官而应用于人体的各个部位。
必须规定的是，为了简单起见，在下文中，我们将提及HIFU束的焦点(11)。该术语意味着聚焦体积的中心。HIFU束聚焦体积可以通过聚焦区域绘制在二维超声图像中。以下所示的焦点(11)是这种聚焦区域的中心。
能够观察到，探针(1)被配置为：
(i)为了实现内部包含感兴趣区域(15)的超声图像(14)，发射和接收超声脉冲(200)。
(ii)发射焦点位于超声束的传播轴(13)上的点(11)中的高强度聚焦超声束(100)。
(iii)接收在HIFU治疗后由患者的组织反射和/或发射的超声信号。
方便的是，探针可以被配置为使用独特的压电换能器或CMUT换能器二者的阵列，以获得超声图像，并在离散时刻清楚地检测在HIFU治疗后由患者的组织反射和/或发射的超声信号。作为替代方案，探针可以包括换能器的两个阵列，一个专用于HIFU治疗，另一个专用于超声成像的信号的获取。
换句话说，设备被配置为实施以下循环：
－通过发射高强度聚焦超声束(100)进行HIFU治疗，
－在HIFU治疗的两个聚焦超声束的发射之间的中断期间，发射宽带超声信号(200)并获取经反射的超声信号。
对于每个经反射的原始超声信号，设备还被配置为计算频谱(200s)。
在图2中，示出与低强度脉冲(200、201、202)交替的高强度脉冲(100、101、102)的时间序列。
需要注意的是，在每个HIFU循环期间温度是如何升高的，因此，将随后的低强度脉冲应用于温度逐渐升高的组织。
在图6中，示意性地示出对于没有局部沸腾/空化现象(200s)的温度和局部沸腾/空化现象(202s)正在进行的温度，响应于低强度脉冲的经反射的信号的谱的形状。
图3示意性地表示：
a)必须通过HIFU进行治疗的区域(16)；
b)在超声图像内识别的解剖标记点(P)。
图3还示出两个参考系：
c)第一笛卡尔参考系(x，y)，其中，坐标x标识与包含在探针(1)内的压电换能器或CMUT换能器的阵列的特定压电换能器或CMUT换能器相关联的传播线，坐标y标识点被定位的深度；
d)起源于HIFU超声束的焦点(11)且z轴与来自探针(1)的超声脉冲的发射轴重合的极坐标系(r，z)。
因此，在超声图像平面中，能够定义起源于标记点P的第二坐标系(X，Y)。该第二坐标系(X，Y)固定在患者身体上，而前两个坐标系与探针(1)一体化。很明显，可以在所提及的三个坐标系中的每个中识别ROI(15)的每个点，并且通过具有在现有技术中已知的公式的坐标变换，可以在所提及的三个坐标系中的每个中识别每个点。
在定义坐标系后，假设超声探针(1)仍处于静态位置，那么能够首先确定用于监视HIFU治疗后的温度分布的方法。
因此，假设作为ROI中分配的起始温度分布，那么HIFU治疗后ROI的每个点中的时间温度变化可以通过加热扩散方程表达：
Figure BDA0003769887750000071
其中：
K是热扩散率[m2/s]；
I0(r,z)是声学信号强度的空间分布的归一化轮廓，即0与1之间的值的矩阵，该矩阵在参考系(r,z)中定义由探针发射的信号的强度的空间分布；
Q是实际的声学加热率，它是以℃/s表达的标量，该标量将探针的发射与特定情况下的实际组织加热联系起来。
I0(r,z)是超声探针的特征，因此已知，一旦所使用的超声探针被表征，Q就取决于多个特定参数，诸如例如组织吸收率和组织衰减率，这些参数随着患者的不同而变化，对于每个患者而言，在每个部位内也不同，因此它是未知值。
规定正确并实时地确定特定患者的实际声学加热率Q值的可能性可允许通过方程(1)计算治疗关注的组织中的温度空间和时间分布，通过超声波仪的图形界面对其进行实时查看，并允许操作员实施治疗，以避免超过温度阈值，这对于接近治疗关注的组织的特定组织至关重要。
本发明允许实时且通过唯一地使用刚刚描述的超声探针确定每个患者的治疗的特定组织对象的声学加热率值Q，并因此确定温度空间和时间分布。
为了获得温度空间分布，根据本发明的设备被配置为实施以下方法：
a)在超声图像(14)内识别其内提供待治疗区域(16)的感兴趣区域(15)，
b)分配起始温度分布，通过该起始温度分布将温度值分配给ROI的每个点。优选地，所述起始温度分布恒定且等于患者体温，因此通常等于37℃，
c)通过将探针(1)保持在静态位置，以预定时间间隔发射聚焦在包含于所述ROI内的焦点(11)上的HIFU束(100)，随后发射宽带超声脉冲(200)，并检测由治疗步骤中的组织反射和/或发射的超声信号。优选但不限于，所述预定时间间隔在0.5秒和1秒之间，
d)为了获得参考频谱(200s)，响应于所述宽带超声脉冲(200)，实施所述经反射的超声信号的频率变换，
e)迭代地重复步骤c)和d)，从而获得每个相互作用的频谱，
f)假设当响应于宽带超声脉冲(202)检测到的频谱(202s)包括在参考频谱(200s)中未提供的多个峰值(2021)时，焦点(11)处的温度等于被治疗组织的预定温度和功能，
优选地，在含水组织的情况下，所述预定温度等于100℃。可以在执行期间通过对组织部分(模型)的测试确定所述温度，对于这些组织部分(模型)，能够直接测量温度。
g)根据所照射的信号和热扩散强度确定实际声学加热率Q。
优选地，为了获得Q值，通过迭代地求解方程(1)计算实际声学加热率；
h)使用在点g)中确定的实际声学加热率值(Q)，以通过从在点c)中分配的温度空间分布开始并通过加热扩散方程，计算组织在步骤d)至f)中接受HIFU的每个时间间隔结束时的温度空间分布，由此获得实际温度分布。
以这种方式，获得特定于被治疗的组织的实际加热率值Q的确定以及下一治疗步骤的起始温度分布。
规定在第一实施例中，可以通过对每个迭代实施接下来的步骤来个性化所述峰值(2021)：
f.1)从在每个HIFU治疗后获得的谱(202s)中减去参考谱(200s)，
f.2)对两个谱(202s、200s)之间的差值高于预定阈值(例如5dB)的所有频率(f1、f2、f3)进行个性化，
f.3)如果存在谱之间的所述差值低于第二预定阈值(例如3dB)的、至少比频率(f1)低(f1′)的频率和至少比频率(f1)高(f1″)的频率，则对在前一步骤中被个性化为“峰值”的频率(f1)进行分类。
并且，优选地，为了将频率(f1)分类为峰值，要核实所述较低(f1′)和较高(f1″)频率之间的差值或比率低于预定量，由此引入峰值幅度的测试条件。
要规定的是，谱形状的显著变化时的100℃温度是合理的，因为该值是对可能发生局部沸腾/空化现象时的温度的良好评估。
然而，整个操作是在设备静止且HIFU束不断聚焦在ROI内的独特点上的情况下实施的。
这意味着ROI内的组织的仅仅非常少的区域(理想情况下是点)(优选选择在其几何重心处)达到100℃的温度，而其周围的所有体积达到较低的温度，由此保证治疗的安全性。
设备还被配置为计算与响应于在HIFU治疗的两个聚焦超声束的发射之间的每个中断期间发射的宽带超声信号而反射的原始超声信号(特别是与包括焦点的超声信号的传播路径对应的原始信号的部分)相关的频谱的形状的多个参数。
因此，在确定温度时间分布后，能够将相应焦点温度与每个计算的频谱(200s、202s)相关联。
因此，HIFU治疗可以在待治疗区域内的其它局部点继续进行。
在这种情况下，设备被配置为通过以下过程测量在焦点(1)处相对于探针的新位置的温度：
－计算响应于HIFU治疗的两个聚焦超声束发射之间的每个中断期间发射的宽带超声信号而反射的原始超声信号的频谱，并因此，
－计算与和每个温度值相关联的每个频谱的相关系数。
假设对于其谱而言所述相关系数较高的温度值作为焦点处的温度值。
在另一实施例中，按降序提供所述相关系数，并且假设与最高相关系数(例如与5个最高相关系数)相关联的平均温度值作为温度值。
规定在点f)中核实的条件需要核实是否在焦点(11)处观察到沸腾。由于治疗组织是水介质，因此，在本方法中，事实上假设沸腾开始于约100℃。沸腾的存在不仅导致组织根据其自身特征反射HIFU超声脉冲，而且由于由水蒸气气泡形成而发出的脉冲，它也具有其自身的超声发射，这可以通过频谱分析进行检测。很明显，焦点必须位于待治疗区域内，以避免损伤健康组织。
并且，规定为了求解方程(1)，在步骤i)和j)中，可以方便地使用K参数的文献值，或者可以通过合适的组织模拟模型直接确定它。
在不限制本发明目的的情况下，使用的K值优选在1,1E-07m2/s和1,6E-07m2/s之间。
然而，规定在假设在焦点处首先(in primis)发生沸腾的情况下，实施点i)处的方程(1)的迭代求解。
用Q的尝试值求解方程(1)，方法是对分配温度起始分布的治疗开始的时刻t＝0到通过频谱分析检测到沸腾的时刻t＝tboil之间的所有时间间隔，计算温度分布。然后，取决于在t＝tboil的焦点处计算的温度值高于或低于100℃的事实而修改Q值，并重复该过程，直到计算的值与100℃的差值低于预定阈值，例如1℃。
如图(4)所示，可以通过一系列等温曲线(17)以图形方式再现与计算的温度分布相关的指示，这些等温曲线以图形方式与待治疗区域的延伸重叠，向操作员提供即时高效的反馈。
此外，同样在探针位移的情况下，提出的方法还允许核实治疗区域内的实际温度分布。如图5所示，实际上，在探针(1)位移后，焦点(11)的位置在待治疗区域(16)内发生改变。
然而，在新的超声图像上识别标记点(P)的新位置允许正确地定位在先前探针位置中计算的温度空间分布值，因为它们在起源于标记点的坐标系中的坐标(X，Y)没有改变。
因此，在根据本发明的方法中，在方便地在与超声探针一体化的系(x，y)中实施的温度空间分布的每次更新之后，所述温度空间分布在起源于标记点并与其一体化的系(X，Y)中被转换。
在探针位移后，通过重新将温度空间分布从与标记点一体化的系转换为与超声探针一体化的系，实施反向操作。

Claims (11)

1.一种被配置为实施HIFU治疗并在HIFU治疗期间实时检测治疗区域中的温度分布的超声设备，所述设备包括：
－至少包括压电换能器或CMUT换能器的阵列的超声探针；
－所述超声探针的引导装置；
－被配置为接收和存储由所述组织反射并由所述压电换能器或CMUT换能器中的每个获取的所述原始超声信号、为了生成超声图像而处理所述经反射的原始超声信号以及对由所述组织反射的所述原始超声信号实施其它处理的计算装置，
其特征在于，被配置为实施用于确定组织的实际声学加热率的方法的计算机程序被加载于所述计算装置上，所述方法包括以下步骤：
a)在超声图像(14)内识别其内提供待治疗区域(16)的感兴趣区域(15)，
b)分配起始温度分布，通过所述起始温度分布将温度值分配给ROI的每个点，
c)以预定时间间隔发射聚焦在包含于所述ROI中的焦点(11)上的高强度超声束(100)，随后发射宽带超声脉冲(200)，并检测由被治疗组织反射和/或发射的超声信号，
d)为了获得参考频谱(200s)，响应于所述宽带超声脉冲(200)，实施所述经反射的超声信号的频率变换，
e)迭代地重复步骤c)和d)，从而获得每个迭代的频谱，
f)假设当响应于宽带超声脉冲(202)检测到的频谱(202s)包括在参考频谱(200s)中未提供的多个峰值(2021)时，焦点(11)处的温度等于被治疗组织的预定温度和功能，
g)根据所述预定温度和所述高强度超声束(100)的强度确定实际声学加热率Q。
2.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述预定温度等于100℃。
3.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，在执行期间通过对组织部分的测试确定所述温度，对于所述组织部分，能够直接测量温度。
4.根据权利要求1或2所述的设备，其特征在于，通过利用假设在点b)处分配的所述温度分布作为起始条件而迭代地求解加热扩散方程，来计算实际声学加热率。
5.根据上述权利要求1所述的设备，其特征在于，通过对每个迭代实施以下步骤对所述峰值(2021)进行个性化：
f.1)从在每个HIFU治疗后获得的谱(202s)中减去参考谱(200s)，
f.2)对两个谱(202s、200s)之间的差值高于预定阈值的所有频率(f1、f2、f3)进行个性化，
f.3)如果存在谱之间的所述差值低于第二预定阈值的、至少比频率(f1)低(f1′)的频率和至少比频率(f1)高(f1″)的频率，则对在前一步骤中被个性化为“峰值”的频率(f1)进行分类。
6.根据权利要求5所述的设备，其特征在于，被配置为在将频率(f1)分类为峰值之前，进一步核实所述较低(f1′)和较高(f1″)频率之间的差值或比率低于预定量。
7.根据上述权利要求中的任一项所述的设备，被配置为将相应焦点温度与在每个高强度超声束(100)的发射后计算的每个频谱(200s、202s)相关联。
8.根据权利要求7所述的设备，被配置为通过以下过程测量在焦点(11)处接受HIFU治疗的组织相对于所述探针的新位置的温度分布：
－计算响应于在HIFU治疗的两个聚焦超声束的发射之间的每个中断期间发射的宽带超声信号而反射的原始超声信号的频谱，
－计算与和每个温度值相关联的每个频谱的相关系数，
－假设对于其谱而言所述相关系数最高的温度值作为所述焦点(11)处的组织的温度值。
9.根据权利要求8所述的设备，其特征在于，所述设备被配置为按降序提供所述相关系数，并假设与最高相关系数(例如，与5个最高相关系数)相关联的平均温度值作为所述焦点(11)处的温度值。
10.根据上述权利要求中的任一项所述的设备，被配置为通过所述图形用户界面、通过在超声图像上以图形方式与待治疗区域的延伸重叠的一系列等温曲线(17)显示组织的温度分布。
11.根据上述权利要求中的任一项所述的设备，进一步被配置为：
－在所述超声图像(14)内识别解剖标记点(P)，从而识别其位置，
－定义与所述解剖标记点一体化的参考系(X，Y)，
－将与所述标记点(P)一体化的所述参考系(X，Y)中的坐标的值分配给定义所述温度分布的所述ROI的每个点，
－在新位置中位移所述探针(1)，在所述新位置中，所述焦点仍包含在所述待治疗区域(16)内，并且所述标记点(P)在通过所述探针(1)在新位置获得的新超声图像(14’)中可见，
－在所述新超声图像(14′)上个性化所述ROI(15)和所述标记点(P)的位置，
－将与探针一体化的坐标系(x，y)中的坐标值分配给定义所述温度分布的所述ROI的每个点，
－查看与所述新超声图像重叠的所述温度分布。
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