CN117442893A - 一种用于人体靶组织消融的声透镜及超声消融装置 - Google Patents

Abstract

本发明属于超声调控应用技术领域，具体涉及一种用于人体靶组织消融的声透镜及超声消融装置，其中声透镜为套筒结构的表面呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，且其表面几何参数的一种设计方式为：对声透镜的呈二维轴向对称的三维声传播场进行仿真，将三维声传播场的二维传播平面划分为有限格点数，最大化目标格点处声压、最小化目标格点以外格点处声压为目标，迭代优化表面几何参数；目标格点为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的位置以及目标靶组织的形貌；另一种设计方式为基于大角度无衍射声弯曲信道的生成方法，构成弯曲声束功能结构；超声消融装置由超声换能器以及如上声透镜组成。本发明能够针对不同靶组织在HIFU治疗中降低对正常组织造成的伤害。

Description

一种用于人体靶组织消融的声透镜及超声消融装置

技术领域

本发明属于超声调控应用技术领域，更具体地，涉及一种用于人体靶组织消融的声透镜及超声消融装置。

背景技术

在临床医学上，超声波被广泛应用于各种治疗和诊断程序中，具有在无需侵入性手术的情况下渗透生物组织并产生热效应和机械效应的特性，特别在治疗如肿瘤、心血管方面的疾病时独具优势。得益于近年医学科技的迅猛发展，无创超声治疗已逐步成为临床领域的重要手段。高强度聚焦超声(HIFU)作为一种无创、无放射的治疗技术，将MHz频率的超声波汇聚于靶组织，利用超声波良好的指向性、穿透性和聚焦性能，使穿过非治疗部位的能量不足以对组织造成损伤。同时利用产生的高声强焦斑，在短时间内引发高温效应，使靶区病变组织发生急性热凝固性坏死，能够在不破坏皮肤或组织的前提下，对体内的靶点进行精确治疗。现代医学已经广泛接纳HIFU作为无创、无放射的治疗手段，尤其在肿瘤消融和心血管疾病的治疗中取得了显著效果。

尽管如此，现有的HIFU设备在聚焦精度、控制范围以及聚焦效果方面存在一定限制。在HIFU治疗过程中，超声波聚焦模式的控制被认为是核心技术，为了在人体的深部病灶实现有效的聚焦超声，采用的主要聚焦方法包括曲面自聚焦、相控阵列聚焦和声透镜聚焦。其中，曲面自聚焦是通过阵元发出的超声波束在曲面几何焦点的位置汇聚，进而形成聚焦热斑。相控阵列聚焦则通过控制超声换能器阵列中各阵元的激励信号，调整阵元表面的振动幅值和相位，从而形成超声波的球面汇聚或偏转的相干波阵面，实现了电子控制的超声聚焦和扫描。声透镜聚焦的原理与光学聚焦相似，即超声波穿过凹面声透镜后实现聚焦，然而，焦点的大小和位置与声透镜的曲率半径密切相关。除此之外，传统声透镜聚焦对超声波有吸收作用，聚焦效率相对较低，并且声透镜由于吸收产生的高温可能引发变形，进一步影响聚焦精度。

因此，现有HIFU设备特别是在对位于血管外、食道外或气道外的靶组织进行消融时，可能会对血管壁、气管壁及食道壁等非目标组织造成非必要损伤。

发明内容

针对现有技术的缺陷和改进需求，本发明提供了一种用于人体靶组织消融的声透镜及超声消融装置，其目的在于实现聚焦型声学器件的焦距可调，从而能够在HIFU治疗过程中减少对非目标组织的损伤。

为实现上述目的，按照本发明的一个方面，提供了一种用于人体靶组织消融的声透镜，其为套筒结构的表面呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，且其表面几何参数是通过以下方式设计得到：

对菲涅尔声透镜的呈二维轴向对称的三维声传播场进行仿真，将三维声传播场的二维传播平面划分为有限格点数n，以最大化目标格点处的声压、最小化目标格点以外的格点处声压为目标，迭代优化所述表面几何参数；

其中，所述目标格点为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的位置以及目标靶组织的形貌。

进一步，所述目标具体为：

最大化所述二维传播平面中的目标传输轨迹上前m大声压对应的点的声压之和与目标传输轨迹以外的其它所有点的声压之和的比值；

其中，所述目标传输轨迹为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的的位置以及目标靶组织的形貌；所述m为设定值，当m取值为1时，所述表面几何参数的设计用于实现声透镜焦距的调整，当m取值大于1时，该设计方式用于实现对声透镜焦域大小的调整。

进一步，当待消融靶组织位于正常组织周围时，则根据待消融靶组织和正常组织的相对位置，在所述二维传播平面上确定多个焦域，该多个焦域连成环形，环形区域对应待保护正常组织区域，则所述目标具体为：

分别最大化各个焦域中心处的声压、最小化所述环形中心处的声压。

进一步，采用遗传算法，执行所述最大化的优化操作。

进一步，将所述菲涅尔声透镜的表面上各阶梯进行平滑处理，形成多个楔形，以消除阶梯高度差；

则所述表面几何参数为各个楔形的高度和宽度。

本发明还提供一种用于人体靶组织消融的声透镜，其为套筒结构的表面呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，且其表面几何参数是通过以下方式设计得到：

根据目标靶组织的形貌和位置，确定声透镜焦域在所述二维传播平面上的弯曲声束轨迹；基于所述弯曲声束轨迹上各点坐标，通过对声透镜表面的相位轮廓公式积分，确定声透镜表面的初始相位分布，式中k为声波波数；根据声透镜阶梯的高度与初始相位的对应关系，确定声透镜各阶梯的高度；

其中，利用几何声线传播理论，在笛卡尔坐标下构建波阵面与弯曲声束轨迹斜率关系式如下：式中，u、v构成弯曲声束轨迹上任一点坐标(u,v)；根据三角形边角关系可得ξ＝v-[-utan(π-θ)]＝v-utan(θ)；式中，ξ为波阵面上任一点在弯曲声束轨迹上的投影距离；f(x)为由贝塞尔多项式生成的贝塞尔曲线，x为所述弯曲声束轨迹上各点横坐标。

本发明还提供一种人体腔内介入式超声消融装置，包括：超声换能器以及如上所述的一种用于人体靶组织消融的声透镜；

所述超声换能器套入所述声透镜的中空腔内；机械振动由上所述超声换能器沿周向激励，引发所述声透镜振动，产生声传播场。

进一步，用于腔外靶组织的消融。

总体而言，通过本发明所构思的以上技术方案，能够取得以下有益效果：

(1)本发明提出一种用于人体靶组织消融的声透镜，其为套筒结构的表面呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，这种声透镜的表面几何参数可以通过结合靶组织的形貌进行人工设计。进一步，表面几何参数可通过以下方式设计得到：对菲涅尔声透镜的呈二维轴向对称的三维声传播场进行仿真，将三维声传播场的二维传播平面划分为有限格点数n，以最大化目标格点处的声压、最小化目标格点以外的格点处声压为目标，迭代优化表面几何参数；其中目标格点为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的位置以及目标靶组织的形貌，该设计方式结合了靶组织的形貌，定制化声透镜人工结构，能够实现声透镜焦距以及焦域大小的调整，从而实现声场聚焦到靶组织上，减少非靶组织的损伤。

(2)本发明考虑到各阶梯间高度弱化声场的衍射，以及后续加工精度的限制，对菲涅尔透镜的每个菲涅尔带做平滑处理，消除单个菲涅尔带上的阶梯高度差；则此时发明提出的声透镜为套筒结构的表面呈阶梯状排布类菲涅尔声透镜，所有楔形结构构成声透镜的功能结构，上述表面几何参数为各个楔形的高度和宽度，简化了声透镜表面结构。

(3)本发明还提出另一种用于人体靶组织消融的声透镜，其表面几何参数的设计方式为：根据目标靶组织的形貌和位置，确定声透镜焦域在二维传播平面上的弯曲声束轨迹；基于弯曲声束轨迹上各点坐标，根据声透镜表面的相位分布确定声透镜表面各阶梯处的初始相位；根据声透镜阶梯的高度与初始相位的对应关系，确定声透镜各阶梯的高度。也就是，本发明基于大角度无衍射声弯曲信道的生成方法，通过改变声透镜相邻环结构的高度参数，进而调制相位，构成本发明声透镜的弯曲声束功能结构，能够用于实现人体腔内弯曲路径消融。

(4)本发明提出了一种人体腔内介入式超声消融装置，由超声换能器以及如上所述的一种用于人体靶组织消融的声透镜组成，其为人体腔内介入式的可用于腔外靶组织消融的高强度超声消融器件。通过在柱形高强度超声换能器外围套入不同参数声透镜结构的方式，实现焦距可调的高强度聚焦。HIFU焦距可调显著拓宽了其应用范围，能够覆盖不同深度的病变组织，从而增强治疗的全面性和灵活性。同时，调整焦距使得超声能量能精确聚焦于靶组织上，避免超声波能量对非目标区域的影响，降低对正常组织或重要器官可能造成的伤害。

附图说明

图1为本发明实施例提供的四种用于人体靶组织消融的声透镜结构示意图；

图2为本发明实施例提供的一种用于人体靶组织消融的声透镜结构结构三视图；

图3为本发明实施例提供的另一种用于人体靶组织消融的声透镜结构结构三视图；

图4为本发明实施例提供的图2对应声透镜的全波数值模拟二维超声声场分布图；

图5为本发明实施例提供的图3对应声透镜的全波数值模拟二维超声声场分布图；

图6为本发明实施例提供的一种用于人体靶组织消融的声透镜结构结构三视图；

图7为本发明实施例提供的图6对应声透镜的全波数值模拟二维超声声场分布图；

图8为本发明实施例提供的一种用于人体靶组织消融的声透镜结构结构三视图

图9为本发明实施例提供的图7对应声透镜的全波数值模拟二维超声声场分布图；

图10为本发明实施例提供的人体腔内介入式消融装置示意图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。此外，下面所描述的本发明各个实施方式中所涉及到的技术特征只要彼此之间未构成冲突就可以相互组合。

实施例一

一种用于人体靶组织消融的声透镜，其为套筒结构的表面呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，且其表面几何参数是通过以下方式设计得到：

对菲涅尔声透镜的呈二维轴向对称的三维声传播场进行仿真，将三维声传播场的二维传播平面划分为有限格点数n，以最大化目标格点处的声压、最小化目标格点以外的格点处声压为目标，迭代优化表面几何参数；其中，目标格点为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的位置以及目标靶组织的形貌。

声透镜聚焦作为高强度聚焦超声的方式之一，与光学聚焦的原理相似，超声波穿过凹面声透镜后实现聚焦。菲涅尔透镜作为一种特殊类型的光学器件，能够实现亚波长级别的聚焦、散焦甚至像差矫正功能。相比于传统的球面透镜，菲涅尔透镜由原始透镜划分出一系列理论上无数多个同心圆纹路(即菲涅尔带)，沿高度方向剖切厚度为mλ/(n-1)的多个层，其中m、λ和n分别为菲涅尔透镜整数阶次、波长和折射率。通过折叠透镜材料中2mπ的弧度相，实现菲涅尔透镜的设计。

菲涅尔透镜通过其表面产生的菲涅尔衍射，使光的传播方向发生变化。其中，菲涅尔透镜对光场进行衍射并映射到焦平面的数学模型(即光的菲涅尔衍射公式)可以表示为：

E(u,f)描述距离透镜焦距为f的位置上(即焦平面)的光场，其中u代表焦平面上的横向坐标；E(x,y)描述初始光场在物平面上的振幅分布，其中，x,y分别代表物平面上的横纵坐标，λ是光波长，i是虚数单位。类比到声透镜中，焦平面上的光场强度E(u,f)应改写为声场强度A(u,f)，物平面上的初始光场应改写为初始声场A(u,f)，相应的光波长应该为声波波长，则声透镜的菲涅尔衍射公式为：

基于上述划分折叠传统透镜的方法，设计出呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，如图1所示，其中有四个表面呈不同阶梯状排布的套筒结构的菲涅尔声透镜，示例性的，图中的四个声透镜材料均为铝6063。

关于表面几何参数的设计，由于上述结构的声透镜的表面几何参数可以通过结合靶组织的形貌进行人工设计，本实施例提出对菲涅尔声透镜的呈二维轴向对称的三维声传播场进行仿真，将三维声传播场的二维传播平面划分为有限格点数n，以最大化目标格点处的声压、最小化目标格点以外的格点处声压为目标，迭代优化表面几何参数；其中，目标格点为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的位置以及目标靶组织的形貌。该设计方法结合了靶组织的形貌，定制化声透镜人工结构，能够实现声透镜的声场聚焦到靶组织上，减少非靶组织的损伤。

可作为优选的实施方式，上述目标具体为：

最大化二维传播平面中的目标传输轨迹上前m大声压对应的点的声压之和与目标传输轨迹以外的其它所有点的声压之和的比值；其中，目标传输轨迹为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的的位置以及目标靶组织的形貌；上述m为设定值，当m取值为1时，上述表面几何参数的设计用于实现声透镜焦距的调整，当m取值大于1时，上述设计方式用于实现对声透镜焦域大小的调整。

目标函数可表示为：

本实施例以此为目标函数，结合优化算法(如遗传算法)来设计确定声透镜参数，旨在最大化指定路径上的声压，以实现焦距、焦域可调的高强度超声聚焦。在临床应用中，可调焦距的高强度聚焦超声不受固定深度病灶的限制，以适应不同深度与位置的病变，精准控制超声波的能量分布，实现指定位置靶组织的热消融。

作为示例，图2和图3示出了两种人体腔内介入式消融声透镜结构三视图，两个结构的表面几何参数不同。图2和图3示出的声透镜所分别对应的全波数值模拟二维超声声场分布如图4和图5所示。图4左图是参照图2中声透镜在二维传播截面上的全波模拟结果。背景流体介质声速设为1500m/s，密度设为1000kg/m³。激励声源中心频率设为9MHz，对应的波长为λ＝167μm。传播平面焦距6.5mm，焦域4mm，即高强度聚焦焦斑覆盖5～9mm。黑色实线为聚焦点处沿横向上的归一化强度分布。图4右图为其左图在沿二维轴对称旋转后形成的三维视图，截面中深色环状区域为高强度聚焦焦斑，产生高强度声能，能够用于实现血管、气道及食道等人体腔内介入式靶组织消融。根据目标函数对声透镜结构参数进行优化，可以实现焦距以及焦域的改变，参照图3中声透镜在二维传播界面上的全波模拟结果如图5左图所示，焦距延伸至9.5mm，焦域扩展至6mm。同样，图5右图为其左图沿二维轴对称旋转而成的三维视图，截面区域深色环状高强度焦斑覆盖7.4mm-13.5mm。

需要说明的是，上述的目标传输轨迹如图4左图中所示的红色区域在r方向的直线轨迹。如图4左图中的红色区域为三维焦域在r方向上的二维截面图。通过确定m的大于1的取值，实现对声透镜焦域在横向方向上的大小调整，对于声透镜焦域的在垂直于二维传播平面方向上的大小未做调整设计，因为可以在实际医疗操作中，可以通过调整声透镜在腔内的前后位置，以满足前后不同位置靶组织的消融。

可作为另一个优选的实施方式，当待消融靶组织位于正常组织周围时，则根据待消融靶组织和正常组织的相对位置，在上述二维传播平面上确定多个焦域，该多个焦域连成环形，环形区域对应待保护正常组织区域，则上述目标具体为：

分别最大化各个焦域中心处的声压、最小化上述环形中心处的声压。作为一种示例，有两个环形区域，该目标可表示为如下的目标函数：

MaximumF_obj＝|p(r₀,z₀)|²；

MaximumF_obj＝|p(r₁,z₀)|²；

MaximumF_obj＝|p(r₂,z₀)|²；

MaximumF_obj＝|p(r₃,z₀±2λ)|²；

MaximumF_obj＝|p(r₄,z₀±2λ)|²；

MinimumF_obj＝|p(r₃,z₀)|²；

MinimumF_obj＝|p(r₄,z₀)|²；

其中，柱面坐标系中的各个坐标点(r₀,z₀)、(r₁,z₀)、(r₂,z₀)、(r₃,z₀±2λ)、(r₄,z₀±2λ)、(r₃,z₀)、(r₄,z₀)如7图所示。

作为示例，图6示出了一种人体腔内介入式消融声透镜结构三视图，该结构的声透镜所对应的全波数值模拟二维超声声场分布如图7所示。

通过对声透镜结构参数进行优化，实现声瓶束的构建。参照图6中声透镜在二维传播界面上的全波模拟结果如图7左图所示，在二维传播界面上，创建两个位置可调的低能量区域，即消融路径上待保护区域。同样，图7右图为其左图沿二维轴对称旋转而成的三维视图，截面区域存在两个浅色低强度圆环，代表消融路径上待保护如血管壁、食道壁等非靶组织消融区。

若图7中的二维传播平面沿着二维轴对称旋转，则构成声透镜的整个三维声传播场，那么上述环形区域在三维声传播场中会对应有一个空腔，作为执行消融操作过程中的空腔保护区域，该区域为上述的正常组织所在的位置。该优选的实施方式，充分结合实际的情况，考虑到了当待消融靶组织位于正常组织周围的情况，避免超声波能量对这种复杂情景下非目标区域的影响，最大限度降低对正常组织或重要器官可能造成的伤害，实现具有待保护区域的靶组织消融，体现了本实施例具有较高的应用灵活性和实践可行性。

在高强度聚焦超声治疗中，通过开辟空腔保护区域：1)可以有效隔离和保护周围的正常组织结构，尤其是对于邻近敏感器官或结构的病灶，如神经、血管等组织；2)增强HIFU治疗的定位精度，允许医师更精确地控制超声波能量聚焦，提升治疗的精确性；3)扩大治疗适应症，通过保护敏感区域，空腔保护区域的开辟使原本位置敏感或邻近重要结构的病灶也能够接收HIFU治疗，增加了治疗范围。

考虑到各阶梯间高度弱化声场的衍射，以及后续加工精度的限制，可作为优选的实施方式，对菲涅尔透镜的每个菲涅尔带做平滑处理，消除单个菲涅尔带上的阶梯高度差；则此时本实施例提出的声透镜为套筒结构的表面呈阶梯状排布类菲涅尔声透镜，所有楔形结构构成声透镜的功能结构，上述表面几何参数为各个楔形的高度和宽度。

实施例二

一种用于人体靶组织消融的声透镜，其为套筒结构的表面呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，且其表面几何参数是通过以下方式设计得到：

根据目标靶组织的形貌和位置，确定声透镜焦域在二维传播平面上的弯曲声束轨迹；基于弯曲声束轨迹上各点坐标，通过对声透镜表面的相位轮廓公式积分，确定声透镜表面的初始相位分布，式中k为声波波数；根据声透镜阶梯的高度与初始相位的对应关系，确定声透镜各阶梯的高度；其中，利用几何声线传播理论，在笛卡尔坐标下构建波阵面与弯曲声束轨迹斜率关系式如下：式中，u、v构成弯曲声束轨迹上任一点坐标(u,v)；根据三角形边角关系可得ξ＝v-[-utan(π-θ)]＝v-utan(θ)；式中，ξ为波阵面上任一点在弯曲声束轨迹上的投影距离；f(x)为由贝塞尔多项式p(t)生成的贝塞尔曲线，x为弯曲声束轨迹上各点横坐标，贝塞尔多项式/>t为参数，n为贝塞尔阶数。

本实施例基于大角度无衍射声弯曲信道的生成方法，通过改变声透镜相邻环结构的高度参数，进而调制相位，构成本实施例声透镜的弯曲声束功能结构，实现人体腔内弯曲路径消融。

作为示例，图8示出了其中一种人体腔内介入式消融声透镜结构三视图，该结构声透镜所对应的全波数值模拟二维超声声场分布如图9所示。

基于大角度无衍射声弯曲信道的生成方法，构建了弯曲声束的声透镜功能结构，实现弯曲路径消融。参照图8中声透镜在二维传播界面上的全波模拟结果如图9所示。

基于大角度无衍射声弯曲信道的生成方法设计的声人工透镜，为复杂或难以接近的靶区病灶的消融提供了可能性：1)通过自弯曲路径，高强度聚焦超声(HIFU)能够更全面的覆盖靶组织，特别是那些不规则形状或大小不一的病变，这种全面覆盖有助于提高治疗效果和减少残留病变的风险；2)增强治疗精准性，自弯曲热消融提供了更精确的热能控制，允许医师根据病灶的具体条件调整能量分布，实现更高精度的治疗；3)精确控制的热消融过程减少了对非目标组织的损伤，从而减轻患者的疼痛和不适感，提高了治疗的安全性和患者的接受度。

实施例三

一种人体腔内介入式超声消融装置，包括：超声换能器以及如上实施例一或实施例二所述的一种用于人体靶组织消融的声透镜；超声换能器套入声透镜的中空腔内；机械振动由上超声换能器沿周向激励，引发声透镜振动，产生声传播场。

选择不同功能结构几何参数(即上述平面几何参数)的声透镜，有效实现HIFU焦距、焦域可调功能。

如图10示出了一种人体腔内介入式超声消融装置，作为聚焦型声学器件，由高强度超声换能器和如上实施例一或实施例二所述的声透镜组成。也就是，实践中可以通过调节声透镜几何参数并引入流固耦合效应，实现血管外高强度超声聚焦，即用于腔外靶组织的消融。

总的来说，本发明提出了一种基于菲涅尔透镜原理的创新型声学器件设计。该设计利用优化算法对声透镜的几何参数进行调节，精确控制HIFU焦斑、焦域及强度，实现对靶组织的精确热消融。此外，该设计也在避免对非目标组织如血管壁造成损伤的同时，提升了超声治疗的精确性，增加了治疗的个性化和灵活性，使得在与现有HIFU设备配合使用的过程中，展现出优良的操作性和适应性。通过本发明的应用，预期可以为HIFU的临床应用带来实质性的改进，提升治疗效果并减少患者的痛苦。

本领域的技术人员容易理解，以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (8)

1.一种用于人体靶组织消融的声透镜，其特征在于，其为套筒结构的表面呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，且其表面几何参数是通过以下方式设计得到：

对菲涅尔声透镜的呈二维轴向对称的三维声传播场进行仿真，将三维声传播场的二维传播平面划分为有限格点数n，以最大化目标格点处的声压、最小化目标格点以外的格点处声压为目标，迭代优化所述表面几何参数；

其中，所述目标格点为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的位置以及目标靶组织的形貌。

2.根据权利要求1所述的声透镜，其特征在于，所述目标具体为：

最大化所述二维传播平面中的目标传输轨迹上前m大声压对应的点的声压之和与目标传输轨迹以外的其它所有点的声压之和的比值；

其中，所述目标传输轨迹为设定参量，对应目标靶组织相对声透镜的的位置以及目标靶组织的形貌；所述m为设定值，当m取值为1时，所述表面几何参数的设计用于实现声透镜焦距的调整，当m取值大于1时，该设计方式用于实现对声透镜焦域大小的调整。

3.根据权利要求1所述的声透镜，其特征在于，当待消融靶组织位于正常组织周围时，则根据待消融靶组织和正常组织的相对位置，在所述二维传播平面上确定多个焦域，该多个焦域连成环形，环形区域对应待保护正常组织区域，则所述目标具体为：

分别最大化各个焦域中心处的声压、最小化所述环形中心处的声压。

4.根据权利要求1至3任一项所述的声透镜，其特征在于，采用遗传算法，执行所述最大化的优化操作。

5.根据权利要求1至3任一项所述的声透镜，其特征在于，将所述菲涅尔声透镜的表面上各阶梯进行平滑处理，形成多个楔形，以消除阶梯高度差；

则所述表面几何参数为各个楔形的高度和宽度。

6.一种用于人体靶组织消融的声透镜，其特征在于，其为套筒结构的表面呈阶梯状排布的菲涅尔声透镜，且其表面几何参数是通过以下方式设计得到：

根据目标靶组织的形貌和位置，确定声透镜焦域在所述二维传播平面上的弯曲声束轨迹；基于所述弯曲声束轨迹上各点坐标，通过对声透镜表面的相位轮廓公式积分，确定声透镜表面的初始相位分布，式中k为声波波数；根据声透镜阶梯的高度与初始相位的对应关系，确定声透镜各阶梯的高度；

其中，利用几何声线传播理论，在笛卡尔坐标下构建波阵面与弯曲声束轨迹斜率关系式如下：式中，u、v构成弯曲声束轨迹上任一点坐标(u,v)；根据三角形边角关系可得ξ＝v-[-utan(π-θ)]＝v-utan(θ)；式中，ξ为波阵面上任一点在弯曲声束轨迹上的投影距离；f(x)为由贝塞尔多项式生成的贝塞尔曲线，x为所述弯曲声束轨迹上各点横坐标。

7.一种人体腔内介入式超声消融装置，其特征在于，包括：超声换能器以及如权利要求1至6任一项所述的一种用于人体靶组织消融的声透镜；

所述超声换能器套入所述声透镜的中空腔内；机械振动由上所述超声换能器沿周向激励，引发所述声透镜振动，产生声传播场。

8.根据权利要求7所述的一种人体腔内介入式消融装置，其特征在于，用于腔外靶组织的消融。