CN1293926C - 热治疗系统 - Google Patents

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CN1293926C CNB018196659A CN01819665A CN1293926C CN 1293926 C CN1293926 C CN 1293926C CN B018196659 A CNB018196659 A CN B018196659A CN 01819665 A CN01819665 A CN 01819665A CN 1293926 C CN1293926 C CN 1293926C
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Abstract

本发明涉及一种热治疗系统，包括：一个用于产生切除患者体内目标病块的热剂量的热施加元件，一个用于控制热施加元件的热剂量参数的控制器，一个用于在治疗期间提供目标病块的初步图像和热图像的成像器，和一个用于自动生成治疗方案的设计器，该治疗方案包括一系列分别用一套热剂量参数表示的治疗部位。设计器根据输入信息自动生成治疗方案，该输入信息包括：一个或多个目标病块的体积、患者皮肤表面到目标病块的距离、一套默认的热剂量预定参数、一套用户确定的热剂量预定参数、热施加元件的物理参数、和由成像器提供的图像。优选默认的热剂量预定参数取决于临床应用的型式，并且至少包括下列之一：热剂量阈值、热剂量预测算法、每个热剂量的最大允许能量、每个治疗部位的热剂量持续时间、热剂量之间的冷却时间、和热施加元件的电参数。用户确定的热剂量预定参数最好包括至少一个或多个替换值用于任何默认的热剂量预定参数、治疗部位网格密度；和没有被从下列的组中确定为默认的热剂量预定参数的热剂量预定参数，该组包括：热剂量阈值、热剂量预测算法、每个热剂量的最大允许能量、每个治疗部位的热剂量持续时间、热剂量之间的冷却时间和热施加元件的电参数。

Description

热治疗系统
技术领域
本发明主要涉及热治疗系统，尤其涉及热治疗系统中控制热剂量的方法和装置。
背景技术
热能，例如由高强度聚焦超声波(频率高于约20千赫的声波)产生的，可用于治疗患者体内的生理组织区域的病变。例如，超声波可以用来切除肿瘤，从而免于进行外科手术。为此目的，有人建议，由电信号驱动的产生超声能量的压电换能器可以被置于患者体外但要尽量靠近要切除的组织。该换能器按几何形状塑形和定位，因此超声能量被聚焦于一个与患者体内目标组织部位相对应的“聚焦区”，加热目标组织部位直到其凝结。该换能器可对位于邻近部位的多个病灶依次进行聚焦和放射。这种连续“超声波治疗”可被用于使一块完整的组织结构凝结坏死，例如一块有一定大小和形状的肿瘤。
在这种聚焦超声系统中，换能器优选进行几何塑形和定位，因此超声能量能够聚焦在与目标组织区相对应的“聚焦区”上，加热此聚焦区直到病组织坏死。该换能器可以依次地对多个邻近的聚焦区进行聚焦和放射。例如，这种连续的“超声波治疗”可被用于导致一块完整的组织结构凝结坏死，例如一块有一定大小和形状的肿瘤。
用图解的方法说明如下，图1A，显示了一个具有“球冠”形状的相控阵换能器10。换能器10包括多个置于一个曲面上的同心环12，该曲面具有一个限定部分球体的曲率半径。这些同心环12通常具有相等的表面积，并且可以沿圆周14被分割成许多弯曲的换能器区段或元件16，形成换能器10的“瓦形”面。这些换能器元件16由压电材料构成，这样当用接近压电材料共振频率的正弦波(sinus wave)驱动时，元件16根据激励正弦波的相位和振幅振动，从而产生出期望的超声波能量。
如图1B所示，每个换能器元件16相应的正弦“驱动信号”的相位改变和振幅被单独控制，以致把发射的超声波能量18汇集在一个具有期望的聚焦平面和体积图案模式的聚焦区20上。这是通过调整相应换能器元件16的信号相位来实现的，用这样的方法使它们在确定的区域进行积极的干涉，并且在另外一些区域破坏性的消除。例如，如果每一个元件16都依次被同相位的驱动信号驱动，(被称为“0模式”)，发射的超声波能量18被聚焦在一个相对较窄的聚焦区上。作为选择，元件16可以被相应具有预确定偏移相位关系的驱动信号驱动(参照Umemura等人被授权的美国专利4,865,042，被称为“模式n”)。这形成了一个包括设置在一个环面周围的多个2n区的聚焦区，就是说，总体上限定了一个环形形状，产生较宽的聚焦，造成与聚焦区交叉的聚焦平面内的较大面积的组织区坏死。通过对从阵列发射的能量的相对相位和振幅的控制，能够产生多种形状的聚焦点，包括光束的引导和扫描，使聚焦光束能够进行电子控制来覆盖和治疗体内的一个确定的肿瘤的确定区域内的多个点。
美国专利申请S/N 09/626,176，申请日2000年7月27日，标题为“用聚焦超声方式控制聚焦点周围声能分布的系统和方法(Systems and Methods for Controlling Distribution of Acoustic EnergyAround a Focal Point Using a Focused Ultrasound System)”，美国专利申请S/N 09/556,095，申请日2000年4月21日，标题为“用于在相控阵聚焦超声系统中减少次热点的系统和方法(Systems andMethods for Reducing Secondary Hot Spots in a Phased Array FocusedUltrasound System)”，和美国专利申请S/N 09/557,078，申请日2000年4月21日，标题为“采用定向聚焦超声系统形成更大的坏死体积的系统和方法(Systems and Methods for Creating Longer NecrosedVolumes Using A Phased Array Focused Ultrasound System)”等披露了获得确定聚焦长度和形状的更先的进技术。
采用这些聚焦定位和定型技术，来提供允许每个换能器元件的相位都能被单独控制的换能器控制系统是很重要的。为了提供精确的聚焦区的定位和动态运动和再定型，人们期望能够相对快地进行单独元件的相位和/或振幅的改变，如在μ秒范围内，允许在聚焦点或操作模式之间切换。如美国专利申请S/N 09/556,095中所披露的，也期望能够迅速的改变一个或多个元件的驱动信号频率。
此外，在一个MRI引导的聚焦超声系统中，期望能驱动超声换能器阵列而不产生电谐波、电噪声或干扰生成图像的超敏感接收器信号的电场。美国专利申请S/N 09/724,611，申请日2000年11月28日，标题为“用于控制相控阵聚焦超声系统的系统和方法(Systems and Methods for Controlling a Phased Array FocussedUltrasound System)”中披露了一个在相控阵聚焦超声换能器中，用于单独控制和动态改变每个换能器元件驱动信号的相位和振幅而对成像系统没有干扰的系统。
显然，在热剂量传输之后，如超声波治疗，为了避免热量在邻近目标病组织的健康组织中蓄积引起伤害和疼痛，需要一定的冷却时间。此冷却时间可以比热剂量持续时间长很多。为了完全切除目标病组织部位，可能需要大量的超声波治疗，需要的全部时间可能会较长。如果程序是由MRI引导，这意味着患者需要保持不动的呆在MRI机器上的时间会较长，这可能会有很强的压迫感。同时，全部目标病组织结构都需要被切除(例如恶性的癌肿瘤)是很关键的，这种情况下，就患者的舒适方面而言该程序没有任何捷径。
因此，期望提供能够利用热能(例如聚焦的超声能)来治疗组织区域的系统和方法，其中热剂量是以效率更高且效果更好的方式施加。
发明内容
根据本发明的第一个方面，本发明提供了一个热治疗系统，该系统包括一个用来产生用于切除目标病块的热剂量的热施加元件，一个用于控制热施加元件的热剂量参数的控制器，一个用于在治疗期间提供目标病块的初步图像和热图像的成像器，和一个用于自动生成治疗方案的设计器，该治疗方案包括一系列的用一套热剂量参数表示的治疗部位。本发明不局限于所给出的实施例，热施加元件可以使用任何的超声能、激光能、射频能(RF)、微波能、或电能。
在一个优选实施例中，设计器根据输入的信息自动生成治疗方案，该输入的信息包括：一个或多个目标病块的体积，患者皮肤表面到目标病块的距离，一套默认的热剂量预定参数，一套用户确定的热剂量预定参数，热施加元件的物理参数，和由成像器提供的图像。默认的热剂量预定参数优选取决于临床应用的型式并且包括至少下列之一：热剂量阈值、热剂量预定(预测)算法、每个热剂量的最大允许能量、每个治疗部位的热剂量持续时间、热剂量之间的冷却时间、和热施加元件的电参数。用户确定热剂量预定参数最好包括至少一个或多个替换值用于任何预定热剂量预定参数、治疗部位网格密度；和没有被从下列的组中确定为默认的热剂量预定参数的热剂量预定参数，该组包括：热剂量阈值、热剂量预定算法、每个热剂量的最大允许能量、每个治疗部位的热剂量持续时间、热剂量之间的冷却时间、和热施加元件的电参数。
优选地，治疗方案要保证整个目标病块被一系列的热剂量覆盖以获得足够切除整个目标病块的复合热剂量，并且热剂量参数用生理学参数作为优化标准自动的进行优化。优选地，为了防止碳化和蒸发，设计器要限制每一个治疗部位的热剂量。
在一个优选实施例中，设计器以三维方式生成预定的热剂量分布，说明治疗方案中每个治疗部位预定的热剂量阈值的轮廓。还可以提供一个用户界面(UI)，用于输入用户确定的热剂量预定参数和用于在治疗方案生成后编辑该治疗方案。还可以提供一个用于提供热图象的反馈成像器，其中该热成像说明实际热剂量在每一个治疗部位上的分布。在一个优选实施例中，该成像器作为反馈成像器。
根据发明的另一方面，提供了一个聚焦超声系统，该系统包括：一个换能器，该换能器用于产生用来切除患者体内目标病块的形成热剂量的超声能，一个用于控制换能器热剂量参数的控制器，一个用于提供目标病块初步图像和用于提供说明热剂量在患者体内实际分布的热图像的成像器，和利用该初步图像自动生成治疗方案的设计器，该治疗方案包括一系列用一套热剂量参数表示的治疗部位，该参数由控制器使用以便控制该换能器。
优选的是，设计器生成预定的热剂量分布，来说明治疗方案中每个治疗部位的预定热剂量轮廓，其中在热剂量传输到治疗方案中的一个治疗部位之后，用实际的热剂量分布和预定的热剂量分布相比较来确定目标病块中剩余的未治疗部位。设计器最好是根据剩余的未治疗部位进行自动评价并更新治疗方案以保证通过增加治疗部位、取消治疗部位、改变现有的治疗部位、或继续保持治疗方案不变来实现完全切除目标病块。在某些具体实施的情况下，用户可以根据剩余的未治疗的部位来人工调整治疗方案。
优选的是，成像器能够提供患者体内不允许超声波通过的敏感区域的外形，其中处理器在生成治疗方案中使用此轮廓以避免使那些敏感区域受到超声波的照射。
本发明的其它方面和特征在下文详细说明。
附图说明
本发明通过附图来说明优选实施例的设计和使用情况，其中为了方便说明，在不同实施例中类似的部件对应相同的附图标号，其中：
图1A是一个示范性的球冠换能器的俯视图，该换能器包括多个作为聚焦超声系统一部分的相控阵驱动的换能器元件。
图1B是图1A的换能器的部分剖开的侧面图，说明在目标聚焦区内聚焦超声波能量的集中发射。
图2是向患者体内目标组织区域提供热能剂量的热治疗系统的简化的示意性方框图。
图3是一个超声换能器和图2中表示的优选实施例中将要治疗的病块组织的横剖面图。
图4是目标组织病块的横剖面图，说明一系列的计划的超声治疗区域。
图5是一个用图2的系统生成一个三维治疗方案的优选流程图。
图6是一个包括一个反馈图像生成器的可供选择的热治疗系统的简化示意方框图。
图7A和图7B是目标超声治疗区域的二维图像，说明了实际热切除大于(图7A)或小于(图7B)预测的量。
图8说明利用来自反馈图像生成器的图像由图6的系统生成的一个全部目标组织区域的预定热剂量与实际热剂量的对比。
图9说明了在一个热治疗系统中控制热剂量的优选方法。
图10A说明了一个将要施加到目标组织区域的预定热剂量的二维像素的图。
图10B说明了要产生图10A的热剂量的一个热治疗系统的实际热剂量的二维像素图。
图10C说明了剩余未治疗目标组织区域的二维像素图，该图是通过从图10A的像素图中减去图10B的像素图得到的。
图11说明了更新治疗方案的优选方法。
具体实施方式
现在将通过用一个超声换能器作为向一目标病块传输能量的手段的实例对本发明进行详细说明。然而，对本专业技术人员来说，可以使用其它的能量传输设备。例如，本发明可以等同地用于使用以下能源生热的系统：激光能、射频能(RF)、微波能或电能，作用和用欧姆线圈加热或接触加热一样。因此下列的优选实施例不应被认为是将本发明限制在超声系统。
图2说明了根据本发明的一个实施例的热治疗系统100。该热治疗系统100使用一个热施加元件102把一个能量束112聚焦在一个目标病块104上，该病块典型是患者116体内一个的肿瘤。在优选的实施方式中，该热治疗系统100是一个聚焦超声系统，热施加元件102是一个传输超声波束的换能器。在本实施例中，换能器102可以由一个球冠换能器组成，例如上述Umemura的专利中所披露的。本领域技术人员可以理解的是，换能器102可以采用多种几何设计。另外，系统100的替代实施例可以使用聚焦的辐射体、声学透镜、或声学反射器以便达到能量束112的优化聚焦。
超声波是一种振动能，作为一种机械波穿过目标介质来进行传播。在系统100中，换能器102通过把电驱动信号转变为机械运动来产生机械波。机械波，也就是超声波束112的频率，和驱动信号的频率相等。超声波频率的频谱从20Khz(千赫)开始，系统100典型的执行使用频率是在0.5到10Mhz(兆赫)的范围。换能器102还在超声波束112中把电子驱动信号功率转变成声学功率。超声波束112通过把此功率变成热量传递给目标病块104，从而使目标病块104的温度升高。为了使目标病块组织的温度升高到使组织受到破坏的点，超声波束112在目标病块104上聚焦。通过波束112聚焦点的强度分布来控制热量在该组织中的分布，通过波束和组织以及波束112的频率、持续时间、和功率的相互作用来确定强度分布的形状，波束的频率、持续时间、和功率与电子驱动信号的频率、持续时间、和功率直接相关。
如图3所示，换能器102把波束112聚焦在目标组织病块104上，该病块在患者116体内距皮肤表面202一定的距离处。从皮肤表面202到目标病块104的距离是含有健康组织的近区204。在近区204中的组织不要受到波束112的损坏这一点很重要。能量区206是光束112的目标区，其中能量是以热的形式传递到目标病块104的组织上。能量区206分为几个不同深度的横截面。改变驱动换能器102的电信号的频率可以将目标集中在能量区206内特定的横截面。
两个比例说明了这一点：(1)d与k1(v/f)(R/2a)成比例；和(2)l与k2(v/f)(R/2a)2成比例。在(1)中，d代表波束112的聚焦点的直径。R代表换能器102的曲率半径，2a代表换能器102的直径。因此，和换能器102相关的物理参数也是很重要的参数。在(2)中，l代表波束112的聚焦轴线长度。可以通过改变频率f来确定不同的横截面目标，改变频率将改变聚焦长度l。在(1)和(2)中v是声波在人体组织中的速度，大约是1540m/s。
可以看到，相同的参数在决定聚焦长度l时起到了很重要的作用，在确定焦点直径d时同样起到了很重要的作用。因为聚焦点通常比换能器112小很多倍，在焦点上的声学强度与在换能器上的声学强度相比要高很多倍。在某些实施方式中，聚焦点上的强度可以比换能器上的强度高出几百倍甚至几千倍。频率f也影响在能量区206内的强度的分布；频率越高分布越紧密，这样对不给近区204加热有好处。
超声波治疗的持续时间决定了实际上有多少热量被传输给在聚焦点的目标病块组织。对给定的信号功率和聚焦点直径，持续的时间越长传输的热量越多，因此温度也越高。然而，对于较长的超声波治疗的持续时间，热传导和血液流动使组织内的实际温度分布不可预测。结果是，一般采用的持续时间仅仅是几秒钟。在聚焦超声系统中，必须要小心，不要使聚焦点处的温度升的太高。100℃的温度将会使该组织中的水沸腾，在波束112的通道上产生气体。气体阻止了波束112的传播，严重地影响系统100的性能。
控制器106控制换能器102的机械参数和电参数。例如，控制器106控制电子驱动信号的频率、持续时间和振幅等电参数和换能器102的定位等机械参数。通过控制换能器102的定位，聚焦点在目标病块上的定位也就得到了控制。在一个实施例中，控制器106控制换能器102的x-位置，z-位置，斜度和滚动。用于控制换能器物理位置的优选机械定位系统披露于美国专利S/N 09/628,964，其标题为“MRI导向超声治疗系统的机械定位器(MechanicalPositioner for MRI Guided Ultrasound Therapy System)”，该文件披露的所有内容结合与此作为参考。
在一个实施例中，由控制器106控制的电子机械驱动被用来控制定位。本领域技术人员可以理解，在其它的实施例中可以用其它的装置来定位换能器102，包括液压、齿轮、电机、伺服等。另外，必须记住控制电参数，主要是换能器102的频率f和相位来控制聚焦点沿换能器102的y-轴的位置和焦点体积的尺寸。控制器106使用由设计器108提供的参数来控制换能器102的机械参数和电参数。
设计器108自动生成由热剂量参数表示的一系列治疗部位组成的治疗方案。治疗方案的目标是保证通过设计一系列的超声治疗来完全的切除目标病块104，该治疗要在目标病块104内的不同点施加一系列的热剂量，形成足以切除全部病块的复合热剂量。
例如，该方案将包括超声治疗的频率、持续时间、和功率以及在一系列治疗部位中每个治疗部位的聚焦点的位置和模式。聚焦点的模式涉及到聚焦点可能是不同尺寸的实际情况。一般的，聚焦模式将有一个范围，从小到大，在中间有几个不同的模式。但是，作为聚焦长度(l)、频率和聚焦点的分布模式的函数，聚焦点的实际尺寸将会改变。因此，当对治疗部位的聚焦点位置进行设计时，设计器108必须对模式和聚焦点尺寸的变化进行考虑。然后治疗方案以相关的格式传送给控制器106，以便使控制器106执行它的任务。
为了生成治疗方案。设计器108使用来自用户界面(UI)110和成像器114的输入。例如，在一个实施方式中，用户通过用户界面110确定临床应用草案，也就是胸部，骨盆，眼，前列腺等。临床应用草案的选择可以控制至少一些默认热剂量预定参数，例如热剂量阈值、热剂量预测算法、每个热剂量允许的最大能量、每个治疗部位的热剂量持续时间、热剂量之间的冷却时间，和用于热施加元件的电参数。
在另一个实施例中，某些或所有这些参数作为用户确定的热剂量预定参数通过用户界面110被输入。其它可能作为用户确定的热剂量预定参数而被输入的是超声治疗网格密度(即有多少超声治疗会部分重叠)和换能器102的物理参数。在某些实施方式下，后两个参数可能也会被定义为默认参数值。
另外，用户可以通过用户界面110编辑任何默认参数。在一个实施例中，用户界面110包括一个绘图用户界面(GUI)：为了进行适当的选择和提供需要的信息，用户使用鼠标或触摸屏幕通过菜单或显示在显示装置上的选择来进行操作。
为进一步帮助设计器108生成治疗方案，成像器114提供目标病块104的图像，该图像可以用来确定体积、位置、和距皮肤表面202的距离。在一个典型的实施例中，成像器114是一个磁性共振成像装置(MRI)，并且在一个实施例中，提供的图像是目标病块104的三维图像。一旦设计器108从用户界面110接收到输入信息和从成像器114接收到图像，设计器108自动生成治疗方案。
如图4所示，治疗方案的目的是用一系列的超声治疗区304来完全覆盖一个目标组织病块300，这样全部的目标病块就会被完全地切除掉。在一个实施例中，一旦治疗方案生成，如果需要，用户可以通过使用用户界面110来编辑该方案。在一个实施例中，设计器108也将产生一个预定的热剂量分布。此分布和图4所示的相似，其中预定热剂量304被绘制到成像器114提供的目标病块104的图像上。在一个实施例中，该分布是一个三维分布。另外，一种算法被包括在设计器108中，限制聚焦区的峰值温度以防止气化。该算法被称作剂量预测器。
在一个实施例中，治疗方案是一个三维治疗方案。图5显示了一个使用目标病块104的三维图像和一个三维预定的热剂量分布300来生成一个三维治疗方案的优选工艺流程图。不同聚焦长度(l)的聚焦能力导致了聚焦点的可变性和在目标病块104的病灶损坏尺寸的可变性，该尺寸是换能器轴(y)的函数。因此，作为图5所示过程的结果，设计器108找到了要切除从ynear到yfar扩展的目标病块104的一部分所需的重叠横截面治疗层的最小数值。
设计器108还将预测横截面层上病灶损坏的尺寸，并且考虑到允许的最大温升，还将提供在每一层上允许的最大能量。不同层之间的能量或功率将被规格化，这样在整个治疗区206的聚焦最高温度基本保持不变。
三维治疗方案的生成从步骤402开始，获得目标病块的诊断质量图像。例如，诊断质量图像可以是成像器(如成像器114)提供的初步图像。在步骤404，设计器108使用诊断图像来确定治疗区域。然后在步骤406，确定一条线y＝[ynear:yfar]，线(y)沿着换能器轴从目标病块104内的最近点(ynear)到最远点(yfar)垂直于换能器穿过目标区206。线(y)是一条轴，治疗层将沿此轴确定。
一旦确定(y)，设计器108就将在步骤408利用在(yfar)的大点和小点尺寸所需的最大功率进行剂量预定。在步骤410，设计器108确定形成的最高温度是否超过允许的限度。应该注意，最大功率和最高温度的限度这样的参数可能作为默认热剂量预定参数来提供，或者作为用户提供的热剂量预定参数来提供。如果形成的最大温度剂量确实超过了该允许限度，在步骤412功率被按比例直线下调，直到温度达到允许限度要求。
小的和大的聚焦模式可以分别地协调成模式0和4，其它的模式1，2和3放在0和4之间。因此，在步骤414，设计器108根据在模式0和4决定的最大功率预测中间模式1，2和3的最大功率。因此，在步骤416，如果存在更多的模式，设计器108返回到步骤408进行这些模式的最大功率预测。如果这是(yar)的最终模式，然后和步骤418一样，设计器108使用同样确定的最大功率来找出每个模式在(ynear)的相应的最大功率。然后在步骤420，设计器108找出用在点(y1)的适宜模式和需要的最大功率的最高温度水平和病灶损坏尺寸，其中ynear＜y1＜yfar。(y1)最好接近(ynear)。例如，在一个实施例中，y1＝ynear+25mm。如果在(y1)温度水平超过步骤422确定的允许限度，然后在步骤424向下调整功率直到温度下降到允许限度之内，然后设计器108确定得到的在(y1)的病灶损坏尺寸。
使用有关(ynear)边界的重叠标准来确定第一个治疗层，该边界可以通过超声治疗网格密度来提供。该治疗层实际上将是三维层或薄层。然后在步骤428，使用内层重叠标准，并在第二层使用和第一层薄层相同的高度在前述治疗层的上面确定辅助(附加)治疗薄层。在步骤430，设计器108确定到达(yfar)是否需要更多的层。如果需要更多的层，则过程返回到步骤418，在算法中用(y1)取代(ynear)(步骤432)。
一旦到达最后一层，设计器108将确定该层是否延伸超过了目标限度(yfar)。如果该层延伸的太远，则应利用重叠标准将外部限度(yfar)作为边界来取代前一层。将(yfar)用于重叠标准可能会引起过剂量，但不会损坏目标病块104外的健康组织。
在一个实施例中，热剂量参数通过用生理学参数作为优化标准进行自动优化，在一个实施例中使用机械组织参数，如可压缩性，刚性和分散性。
参考图6，热治疗系统500和图2的系统100相似，包括一个在线反馈成像器502。实际上，随一特定超声治疗一起传输的实际热剂量和设计器108预定的热剂量不一样。如前所述，血液流动吸收系数、不均匀的热传导、对不同的组织病块传导的速率不同、病组织引起波束失常和系统公差变化使得难以准确地预定热剂量。另外，作为聚焦长度(l)和聚焦点分布的函数，实际的聚焦点尺寸是变化的，造成更加难以准确地预定热剂量。
如图7A-B所示，实际的热剂量606通常不能切除预定量的病组织。特别可能发生两种情况。第一，如图7A中对比图602所示，实际热剂量606可能大于预定热剂量608。在此种情况下可能有被切除病组织610的重叠。第二种情况如图7B中的对比图604所示。在此情况下，实际的热剂量606小于预测的热剂量608。因此，有一块没有被切除的病组织区612在超声治疗后遗留下来。
在线的反馈成像器502在部分或全部超声治疗后提供目标病块104的实时温度敏感磁性共振图像。设计器108使用这些来自成像器502的图像来生成实际的热剂量分布600，把实际的复合热剂量和预定的复合热剂量进行对比，如图8所示。特别是，热剂量分布600说明了对于每个或某些超声治疗实际的热剂量与预定的热剂量的对比情况。正如可以看到的，当治疗方案实施和热剂量施加在目标病块104内的不同治疗部位时，重叠区610和未切除区612将造成超剂量或短剂量。
在一个实施例中，反馈成像器502提供的图像以及更新的热剂量分布600均代表三维数据。在每次超声治疗后，设计器108用热剂量分布600来自动实时的调整治疗方案，或在某些点用热剂量分布600调整邻近的点。设计器108能够通过增加治疗部位、取消治疗部位、或继续进行下一个治疗部位来调整治疗方案。另外，某些或全部遗留的治疗部位的热剂量参数可以根据来自反馈成像器502的实时反馈由设计器108进行自动调整。
如前所述，在每个热剂量之后或在某些超声治疗点之后，设计器108自动重新生成治疗方案，以此保证目标病块104是以迅速有效的方式被切除。此外，由在线反馈成像器502提供的反馈可被用于手动调整治疗方案或替换设计器108做出的改变。应注意，在一个具体的实施例中，成像器114也起反馈成像器502的作用。
控制热治疗系统(如系统100和500)中热剂量的优选方法在图9中进行说明。最初，在步骤702中用户选择一个适宜的临床应用草案。例如，用户可以使用一个界面，如用户界面110，来选择临床应用草案。在一个具体实施例中，临床应用草案的选择控制了一套默认的热剂量预定参数。在临床应用被选定后，在步骤704中得到目标病块的相应磁性共振图像。例如，图像可以通过一个装置来获得，如成像器114。在步骤706中，图像被用于确定目标区域，例如前面讨论的治疗薄层。在一个实施例中，目标区域的确定包括人工或自动地把目标病块描绘到在步骤704中得到的图像上。在一个实施方式中，目标病块被以三维方式描绘到用于三维治疗方案的三维图像上。在另一个使用超声的具体实施例中，操作员需要考虑妨碍物，如骨头、气体、或其它敏感的组织，并做出相应的方案以保证超声波束不穿过这些障碍物。按照此计划，为了躲开障碍物，一个患者可以被重新定位或换能器可能被重新定位和/或斜置。
在步骤708中，用户可以加入附加的热剂量预定参数或修改任何已经选定的默认热剂量预定参数。例如，这些附加的参数可以通过用户界面110加入。然后在步骤710，一个治疗方案根据从前面步骤获得的参数被自动生成。该治疗方案的目的是保证合适的复合热剂量，通过把一系列的热剂量施加到一系列的治疗部位上并自动计算聚焦点尺寸和实际传输到治疗部位的热剂量的改变，从而充分地切除掉目标病块。
例如治疗方案可以通过一个计划装置，如设计器108，来自动生成。在一个具体实施例中，治疗方案的自动生成包括生成一个预计的热剂量分布，表示出在每个治疗部位的预定热剂量。此热剂量分布可以描绘成三维分布，并且在这样的实施方式下，如上所述，可以按照图5中所图示的步骤生成治疗方案。在另一个实施方式下，生成治疗方案还包括与每个超声治疗相关的超声能量限度的计算，以防止气化。
在步骤712中，治疗方案是通过人工输入编辑的。例如，用户界面110可以被用来编辑治疗方案。在一个实施例中，编辑方案可能包括增加治疗部位、删除治疗部位、改变某些或全部治疗部位的位置、对某些或全部治疗部位改变其它热剂量参数、或重新生成计划。如步骤720所图示，如果方案被编辑，过程就要返回到步骤708并从那里继续。一旦计划确定，就要执行确认步骤714。确认是需要的，以保证治疗系统100已经有了关于相对于患者116和目标病块104的聚焦点位置的记录。在一个实施例中，确认应包括：为了确定合适的记录在上述提到的目标病块内的一个预先确定的点上施加一个低能量热剂量。在随后的步骤中，将通过用全能量水平校准剂量参数来进行重复的确认。如步骤722所示，可能需要根据步骤714的结果进行重复确认。在此情况下，过程返回到步骤714，并再次进行确认。在另一方面，机械参数，如相对换能器102的位置可能需要改变(步骤720)，因此，过程返回到步骤708。
一旦完成确认，治疗方案在步骤716被执行。在一个实施例中，此步骤包括在执行方案的每个步骤时获取目标病块的温度敏感图像序列。这些图像将说明每个连续的热剂量形成的实际热剂量分布。例如，一个在线的反馈成像器502可以提供用于生成实际热剂量分布的温度敏感图像。在步骤718中，为了确定实际治疗和治疗方案接近的程度如何，把实际热剂量分布和预定的热剂量分布相对比，然后在步骤724中，确定是否治疗可以进行到下一个步骤(重复步骤716)，或者是否治疗方案必须要改变(步骤720)。改变可以通过人工或自动完成，并可以包括增加治疗部位、删除治疗部位、重复治疗部位、或对某些或所有的治疗部位修改特定的热剂量参数。
有几种方法用于改变或更新治疗方案。例如，在每个热剂量完成时，可能有目标层内的部分区域没有被聚集的剂量轮廓覆盖。这些未治疗的区域被分成单独的区域。这些区域中的每一个区域都要经过过程步骤，从步骤708开始，形成更新的治疗方案，来治疗遗留的区域。过程将被重复直到没有未治疗的区域。
为了完成未治疗区域的追踪，每个治疗区可以被保存为像素范围的二维链接表，该链接表是按(y)然后是(x)坐标进行排序的像素范围，如图10A-C所示。如图10A所示，治疗区是一个连续的区域802，由较亮的像素表示。像素分布由数据结构804表示。此种形式的表示被称为“运行长度编码(run-length encoding)”。数据结构804包含链接表806，用排表示包含治疗区802的像素。这样，对第1排，表元素806a表示像素范围从1到2包含治疗区802的一部分，806b表示像素范围从7到7包含治疗区802的一部分，806c表示像素范围从11到11包含治疗区802的一部分。还可以看到0排和5排不包含治疗区802的任何部分，因此，这些排在数据结构804中不包含任何像素范围。
一旦热剂量被施加，被破坏的目标病块区(治疗区)以与在图10A中所显示的未治疗区相同的方式表示。为了确定治疗区802中遗留下的未治疗区，治疗区(图10B)被从未治疗区减去。然后这些区可以被送回到计划阶段(步骤720)并且治疗方案可以被更新。
表示未治疗区和治疗区的运行长度的减法遵循以下规则：
对运行长度段[a，b]和[c，d]
[a，b]-[c，d]＝c＞b或d＜a    [a，b]                 (1)
c＜＝a和d＞＝b    0                                 (2)
c＞a和d＞＝b      [a，c-1]                          (3)
c＜＝a和d＜b      [d+1，b]                          (4)
c＞a和d＜b        [a，c-1]和[d+1，b]                (5)
因此，两个区的相减涉及交叉(traversing)每个区中的行(line)和从第二数据结构中相对应的行减去在第一数据结构中的一行。
以上规则将通过例子进一步解释，其中区808在图10B中图示，并用数据结构810表示，将从图10A中的区802中减去。对给出的区域，运用规则(1)-(5)，结果如下：
(步骤1)上排
[1，2]-[1，2]＝0                                规则(2)
[7，7]-[1，2]＝[7，7]，[7，7]-[6，11]＝0        规则(1)，(2)
[11，11]-[1，2]＝[11，11]，[11，11]-[6，11]＝0  规则(1)，(2)
(步骤2)第二排
[1，3]-[2，3]＝[1，1]，[1，1]-[7，7]＝[1，1]，[1，1]-[11，11]＝[1，1]规则(3)，(1)，(1)
[7，11]-[2，3]＝[7，11]，[7，11]-[7，7]＝[7，11]，[7，11]-[11，11]＝[7，10]规则(1)，(1)，(3)
(步骤3)第三排
[1，11]-[1，11]＝0                              规则(2)
(步骤4)下排
[1，10]-[4，9] ＝[1，3]和[10，10]               规则(5)
在进行相减时，数据结构810的第1排中的每一段806d和806e从数据结构804的第1排中的每一段806a，806b和806c减去。这样，从以上步骤1对上排的处理可以看出，应用规则(2)，段806d从段806a减去。规则(2)的应用导致了在运行长度段不包含有像素，也就是0范围。从直觉上看，可以看出段806d和段806a相同，按规则(2)两者相减结果为0。下一个，应用规则(1)，段806d从段806b中减去。直观上，因为用段806d描述的像素范围和用段806b描述的不重叠，从806b中减去806d没有效果。确实，应用规则(1)对段806b没有效果。
但现在段806e必须被从段806b中减去。如所见，段806e和806b完全重叠。因此，规则(2)的应用，结果为0，它是这两个段合适的规则。换言之，如果区802是一个目标病块，并且区808确定一个预定的热剂量，用段806e表示的剂量将能完全的切除用段806b表示的目标病块部分。从段806c减去段806e和806d会得到同样的结果。然后如以上步骤2，3和4所示对每一排进行相减。形成的区如图10c所示，它实际上是由4个分别的区组成812，814，816和818。这些区812，814，816和818用数据结构820和相关的运行长度段806的链接表表示。这些未治疗区812，814，816和818将要求把治疗方案通过返回到步骤720的计划阶段进行更新。
更新治疗方案可供选择的方法包括删除图9中的步骤710和712。而系统接受将要被治疗的目标病块914，并遵照图11中所图示的步骤。首先在步骤902，确定是否有未治疗的区域914。如果有，在步骤904选择治疗部位916并估算热剂量参数，以便给治疗部位916传输合适的热剂量。然后在步骤906，向治疗部位916施加热剂量，形成治疗区918。在步骤908，计算治疗区的尺寸并作为链接表储存，这样在步骤910，为了确定遗留未治疗区，此治疗过的区域可以从未治疗区920中减去。然后过程转到步骤902，选定一个新的治疗部位。一旦全部的目标病块914被治疗了，就不存在未治疗区了，过程也就结束了。
参考图9，治疗完成后，在步骤726确定是重新开始治疗还是结束治疗(退出)。另外，在步骤704-716如果信息不充分或发生严重的错误，过程将自动的转到步骤726，在那里可以决定是进行新的治疗方案还是结束过程。
因此，在最详细的和窄的方面，本发明提供了用于生成三维热剂量治疗方案的方法，包括：
(a)接收诊断图像；
(b)确定目标区域；
(c)确定治疗线，该线垂直于热施加元件的表面穿过目标病块并且从目标病块内的最近点延伸到最远点。
(d)确定用在最远点大的和小的聚焦点所需要的最大功率；
(e)确定在大的和小的聚焦点的相应最高温度是否超过允许的限度；
(f)按比例减小最大功率直到最高温度到达允许限度之内，这样提供了按比例缩放的最大功率；
(g)使用来自上个步骤的按比例缩放的最大功率来找出用于任何中间聚焦点尺寸的最大功率；
(h)使用按比例缩放的最大功率来找出用于目标病块内沿治疗线在最近点的每个聚焦点尺寸的最大功率；
(i)假设热剂量聚焦在最近点和最远点之间的第一点，但优选靠近最近点；
(j)使用按比例缩放的最大功率来找出与在第一点的一个适当的聚焦点尺寸和所需的最大功率相应的最高温度和损伤尺寸；
(k)确定在第一点的最高温度是否大于允许的限度；
(l)按比例缩小在第一点的最大功率，这样该最高温度就不会超过允许限度；
(m)找出在第一点的相应损伤尺寸；
(n)运用与边界相关的重叠标准定位第一治疗薄片，该边界由目标病块的最近点确定；
(o)运用内层重叠标准在第一治疗层上面定位辅助治疗薄片；以及
(p)用第一点替换最近点并返回到步骤(h)重复该过程，直到目标区沿治疗线从最近点到最远点全部被覆盖。
尽管本发明已经参照上述附图和优选实施例进行了详细说明，但是，对于本领域的技术人员来说，在不偏离这里披露的本发明的技术构思的情况下，本发明可以有各种修改和变化。本发明并不仅限于在此披露的特定形式或方法，本发明的各种更改，变化，和等同物由所附的权利要求书的内容涵盖。

Claims (10)

1.一种聚焦超声系统(500)，包括：
一个用于传输超声能(112)的换能器(102)，所述超声能形成用于切除患者(116)体内目标病块(104)的热剂量；
一个用于控制所述换能器(102)的热剂量参数的控制器(106)；
一个用于提供所述目标病块(104)的初步图像和提供热图像的成像器(502)，所述热图像示出在患者(116)体内的实际热剂量(606)分布；以及
一个利用所述初步图像自动生成治疗方案的设计器(108)，所述治疗方案包括由一套热剂量参数表示的一系列治疗部位，所述热剂量参数由所述控制器(106)使用以控制所述换能器(102)，其中所述设计器(108)生成预定的热剂量分布(608)，示出在所述治疗方案中每一个治疗部位的预定热剂量的轮廓，并且在热剂量传输到所述治疗方案中的各治疗部位之后，基于所述实际热剂量分布(606)与所述预定的热剂量分布(608)的比较来调整所述治疗方案。
2.根据权利要求1所述的聚焦超声系统(500)，其中所述设计器(108)通过增加一个或多个治疗部位、取消治疗部位、修改现有的治疗部位、或保持所述治疗方案不变来调整所述治疗方案。
3.根据权利要求1所述的聚焦超声系统(500)，其中所述设计器(108)根据输入信息生成所述治疗方案，所述信息包括下述中的一个或多个：
目标病块(104)的体积，
患者(116)皮肤表面到目标病块(104)的距离，
一套默认的热剂量预定参数，
一套用户确定的热剂量预定参数，和
所述换能器(102)的物理参数。
4.根据权利要求3所述的聚焦超声系统(500)，其中所述默认的热剂量预定参数取决于临床应用的型式，并包括下述中的一个或多个：
热剂量阈值，
热剂量预定算法，
每个热剂量的最大允许能量，
每个治疗部位的热剂量持续时间，
热剂量之间的冷却时间，和
所述换能器(102)的电参数。
5.根据权利要求1所述的聚焦超声系统(500)，其中所述初步图像和热图像代表三维的数据。
6.根据权利要求1所述的聚焦超声系统(500)，其中所述预定的热剂量分布和实际热剂量分布代表三维的数据。
7.根据权利要求1所述的聚焦超声系统(500)，其中所述成像器进一步提供所述患者(116)体内不允许超声波穿过的敏感区域的外形。
8.根据权利要求7所述的聚焦超声系统(500)，其中所述设计器(108)利用所述外形来生成所述治疗方案，从而避免使所述敏感区域受到超声波的照射。
9.根据权利要求8所述的聚焦超声系统(500)，其中所述敏感区域包括骨头、气体、和其它敏感组织。
10.根据权利要求1所述的聚焦超声系统(500)，进一步包括一个用户界面(110)，用于输入用户确定的热剂量预定参数和用于在治疗方案生成后编辑所述治疗方案。
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