CN1466476A - 磁共振成像引导的超声波治疗系统的机械定位装置 - Google Patents
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Abstract
由治疗系统引导的磁共振成像使用一用于定位和对准一个治疗设备的机械定位装配(30)，例如超声换能器(58)。该定位装置提供滚动和斜向的控制也提供在横向和纵向的控制。该定位装置使用压电振动马达(42、44、46和48)，该马达可在MRI系统范围内进行操作以操作而不会干扰MRI系统的操作。该马达可在所述驱动轴断电时提供一个断开动力而防止马达滑动或反冲。因为该马达不会影响MRI系统的操作，所以该治疗系统可以做得更紧凑。使用了两组定位编码器来调整所述定位装置。过程绝对编码器和精密的相对编码器均耦合在所述定位马达上，并且在所述治疗设备的位置和定位方向上提供精确控制。
Description
技术领域
本申请涉及一种机械定位系统，尤其涉及一种用于磁共振成像引导下的超声波治疗设备的定位系统。
背景技术
磁共振成像(MRI)的使用是众所周知的。MRI提供给X光研究者以病人详细身体结构的内部景象，采用传统的X光技术是无法看见的。由MRI系统产生的图像为医生提供了变化的组织之间的鲜明对照，对于安排手术程序是非常有用的。
超声波治疗的重点放在加热上从而有选择地破坏肿瘤或其它异常组织。高于特定温度对组织加热一段时间以后会引起坏死，破坏组织。而MRI成像应用的焦点放在了超声波治疗设备上。例如，美国专利Nos.5443068、5275165和5247935均描述了由MRI系统引导从而有选择地破坏组织的超声换能器。
当与MRI引导系统一起使用时，需准确定位一个超声换能器从而用于有选择的使组织坏死中存在特殊问题。特别地，MRI系统使用强磁体，用于创建相似磁场区和用同样方法在时空上改变磁场区的梯度线圈。此过程创建磁场区梯度。MRI系统还使用射频(RF)线圈用于为要成像的组织提供一个射频区域而使得该组织共振，并且创建一个磁共振MR相应信号。然后，该磁共振MR相应信号被用于构造该组织的一个图像并显现在操作装置上。该图像可以被打印出来或存储备用和分析。磁场区域均匀性和磁场区域梯度的线性度在时空上的等级对于创建清晰的无失真的图像是很重要的。对RF磁场的任何干扰都将降低图像的质量。最具可靠性的成像发生于当手术设备或其它物体不干扰由MRI系统创建的该磁场和射频区域时。
很多情况都会影响MRI系统或与该系统一起使用的其它设备的运行。例如，由强磁体材料构成的设备不应该靠近MRI系统使用，因为由MRI系统产生的所述强磁场区将吸引该磁体设备，从而MRI的运行就会受损。此外，导电材料会干扰并且使得对相应成像必要的射频电磁场区域失真。由材料引起的另外的问题为当放在根据时间变化的磁场区域时就会产生涡流电流。这些材料中的涡流电流产生自身磁场从而干扰用于磁感应成像的磁场，这些材料通常为导电体。因此，传导性好的材料例如铝和铜不能用于随时间变化的磁场。
为了在MRI引导下准确定位一个超声波治疗设备必须使用精确定位系统。另外，该定位系统必须能够提供对该超声换能器进行反复的可预测控制，从而满足某种临床程序的精度要求。很小或形状不规则的肿瘤要求能精确定位该超声换能器以便于仅破坏预定的组织并且完好地留下健康组织。
公知的定位系统例如上述美国专利Nos.5247935、5275165是利用液压机制来定位位于病人下面的超声换能器。然而，这些系统依靠将传感器直接放在治疗体(例如，一个肿瘤)下面，并且仅在x、y、z轴上提供定位。由于治疗体操作以声波通路影响的限制，使用这种方式有可能不能得到操作以的治疗。此外，这些公知系统由于使用液压定位装置而具有固有的可靠性和精确性问题，使用液压定位装置会加剧马达的反冲从而降低定位装置的精确性。
因为用于这些公知系统中的马达是由干扰MRI系统操作的材料制成的，所以马达必须放在距离超声换能器和MRI成像空间更远的地方。因此，公知的定位系统要求使用长的马达驱动轴，这样就可以增加该定位系统的物理覆盖区。而且，用于公知系统中的马达必须从左边操作和通电，以便于由于反冲问题而获得最小的滑动量。因为一个通电的马达产生一个加强带电区而干扰MRI系统的操作，所以马达不能安装在MRI成像空间中或者其附近。因此，公知系统要求马达要与MRI成像空间保持操作以距离。
美国专利No.5443068描述了一种由MRI引导的超声波治疗系统，该系统使用螺旋轴加上通过万向接头的螺旋传动装置来对治疗传感器进行三维定位。美国的该专利还要求超声换能器直接放在治疗体下面，并且仅仅在x、y、z轴上提供定位。该螺旋传感器尤其是该万向接头用于所述系统中复合了上述马达反冲问题，因此，更加限制了系统能够获得的定位精确性。此外，该专利中的马达传动装置是由磁性材料知成的，因此也必须放在距离成像空间一定距离的地方从而消除对MRI系统的干扰。
发明内容
本发明是一种改进的用于治疗设备的磁共振成像引导的定位系统。第一种实施例中，该定位系统包括一能量传感器、一用于在第一平面内操作以地横向调整能量传感器位置的第一定位装置、一用于在第一平面内操作以地纵向调整能量传感器位置的第二定位装置、一用于操作以调整能量传感器滚动的第三定位装置。
每个定位装置最好是振动马达，该马达包括一个驱动轴和耦合在该驱动轴上的线性致动器。该致动器可操作以产生该驱动轴的旋转运动。该定位系统还可包括一用于操作以调整该驱动轴斜向运动的第四定位装置。
进一步的实施例中，用于在磁共振成像下定位超声波治疗设备的装置包括一耦合在一驱动轴上的马达、一耦合在该马达上的第一定位编码器、一耦合在驱动轴上的第二定位编码器。该第一定位编码器可操作以测量相对于预定位置的运动量，而第二定位编码器可操作以测量相对于相对任意位置的运动量。
另一个实施例中，用于在磁共振成像下定位超声波治疗设备的装置包括一耦合在一个驱动轴上的振动马达、一包括支撑架的定位装置部件、一耦合在该支撑架上的纵向滑板、一与纵向滑板对称的横向滑板。该装置进一步包括一耦合在第二驱动轴上的第二振动马达、一耦合在第三驱动轴上的第三振动马达、一耦合在第四驱动轴上的第四振动马达。每个振动马达控制支撑架的特定方向的运动。
更进一步的实施例中，用于在磁共振成像下定位超声波治疗设备的系统包括在焦点处控制能量的能量集中装置、一用于调整该能量集中装置的横向位置的第一定位装置、一用于调整该能量集中装置的纵向位置的第二定位装置、一用于调整该能量集中装置滚动的第三定位装置。该系统还可以包括一个用于调整该能量集中装置的斜向的第四定位装置。
在下文的描述中给出了本发明其它方面的进一步描述和优点。
附图说明
图1示出了一种典型的超声波治疗系统。
图2示出了一种与图1所示超声波治疗系统一起使用的定位装置的透视图。
图3示出了另一种与图1所示超声波治疗系统一起使用的定位装置的透视图。
图4示出了与图2和3所示定位装置一起使用的传感器和传感器支架的透视图。
图5示出了与图1中的超声波治疗系统一起使用的定位装置的分解图。
图6示出了一种封装该定位装置的壳体。
图7示出了一种与图1中超声波治疗系统一起使用的马达架。
图8示出了与图1中超声波治疗系统一起使用的定位马达驱动轴的详细结构。
图9示出了与图1中超声波治疗系统一起使用的马达。
具体实施方式
图1是本发明的一种超声波治疗系统20。所述超声波治疗系统20是基于MRI引导系统来精确地引导医生到预定的治疗位置。所述超声波治疗系统20包括用于支撑定位装置30和马达架40的MRI支架32。所述定位装置30用于引导来自超声波或其它能量传感器的能量。所述定位装置30安装在一个密封的壳体中，并且所述马达架40封装了四个定位马达42、44、46和48。马达42、44、46和48均为驱动轴提供旋转运动，并且每个马达负责控制定位装置30各自的运动方向(例如横向、纵向、滚动或者斜向)。超声波能量的垂直位置是通过改变超声换能器的焦点来电子控制的。更可取的，如下详述，马达42、44、46和48是由非磁性材料制成的，并且通过利用压电振动叉指在各自的驱动轴上旋转运动。马达架40严格地嵌入于壳体34中并且形成一种模块单元，该模块单元置于MRI架32中。装配时，包括壳体34在内的MRI架32、定位装置30和马达架40被封装在一个罩中(见图6)。所述超声波治疗系统20如此构造便于当系统通过MRI成像系统驱动时可以将病人放在支架上。一种超声换能器(未示出)安装于定位装置上，并且通过MRI系统引导，病人体内的肿瘤或者其它组织块能够通过超声波能量得到精确的处理。在病人下面精确定位所述超声换能器增加了所述超声波治疗的精确性和操作以性。
参见图2到5，更详细地示出了该定位装置30。该定位装置30的每个部件都是由适应于MRI的材料制成的。为了得到稳定的且可预测的超声波能量应用，在操作过程中，包括所述超声波变换器在内的定位装置30浸入到水池中。如此一来，该定位装置的部件也要由能够在水中浸没的条件下具有良好的空间稳定性的材料来构成。壳体34要由无气水来填充来防止所述定位装置移动部件的空隙现象，并确保可靠介质从传感器向病人传递超声波能量。穿透该壳体34的该定位装置的所有部件要适当的密封以防泄漏。
该定位装置30是由五个主要的子部件构成的：一基座50、一横向滑板52，一纵向滑板54、一传感器支架56和一传感器组件58。各子部件同时运行并且均被安装在壳体34内。
基座50通常为一个平板从而精确地将定位装置30安装在壳体34内。基座50具有前槽51和后槽53，两个槽均沿基座的长度延伸。槽51和53精确引导定位装置30的剩余子部件的横向移动(例如沿基座50的长度)且摩擦力小。
横向滑板52通常为沟状，且在垂直于其长度的表面上包括L型横木55和57。在基座50上，横木55和57分别与前槽51和后槽53相咬合。这样，横向滑板52就仅进行横向自由移动(例如沿基座50的长度方向)。横向滑板52就可根据包括一个横向定位轴62的螺旋传动装置来完成移动，该横向定位轴62与固定在横向滑板52内的螺母69相对应。该横向定位轴62由固定在马达架40内的马达46来驱动，并且通过孔63与横向滑板52相咬合。
滚动定位轴60控制定位装置30的滚动，且通过孔61与横向滑板52相咬合。该滚动定位轴60由马达42来驱动。纵向定位轴64控制定位装置30的纵向运动，且通过孔65与横向滑板52相咬合。该纵向定位轴64由马达44来驱动。斜向定位轴66控制定位装置30的斜向运动，且通过孔67与横向滑板52相咬合。该斜向定位轴66由马达48来驱动。滚动定位轴60、纵向定位轴64和斜向定位轴66均与横向滑板52相咬合，而无须防止横向滑板52沿基座50的长度方向横向运动。
通过精确的皮带轮和皮带传输(见图8)，每个马达42、44、46和48使得定位轴60、64、62、66分别作旋转运动。所述轴的旋转运动分别转换为定位装置30的横向、纵向、滚动或斜向运动。所述用于将轴60、62、64、66的旋转运动转化为定位装置30的相应运动的皮带传输均在横向滑板52内。可见，马达架40内装配马达并且它们与一个特殊定位轴的组合都是可变的。
通过一齿状齿轮96和一对滑动引脚96a与96b，横向定位轴64的旋转运动被转化为定位装置的横向运动。通过一个第一螺纹齿轮90和一个螺旋齿轮90a，斜向定位轴66的旋转运动被转化为定位装置的斜向运动。同时，通过一个第二螺纹齿轮92和一个螺旋齿轮90a，滚动定位轴60的旋转运动转化为定位装置的滚动。
横向滑板53覆盖的是用于斜轴和滚动轴的传动装置。斜向传输包括与螺纹齿轮相咬合的螺旋齿轮90a和一个圆形管98。该管98具有一个成形孔98a，该孔用于插入轴99。轴99与螺旋齿轮90a相咬合，并且可以在管98中自由地进行进出滑动且包括斜向运动。滚动传输包括所述与螺纹齿轮92相咬合的螺旋齿轮92a和一个于螺纹齿轮92a相咬合的轴管103。在横向滑板52内有一个封闭螺纹齿轮的罩91和一个封闭封闭螺纹齿轮92的罩93。横向滑板52的上面的部件包括横木100和102以用于咬合纵向滑板54。
纵向滑板54包括与在横向滑板上的横木100和102相咬合的通道54a和54b，从而使得纵向滑板54沿横向滑板52的长度方向运动。纵向滑板54和定位装置30的纵向运动是通过将齿状齿轮96和齿状挡板97来实现的，齿状挡板97安装在纵向滑板54的下表面。齿状挡板97和齿状齿轮96的匹配程度是可调的，以便于在纵向滑板运动时其反冲最小。
传感器支架56与轴管103相咬合，且包括一个固定架104。该固定架104是由两个单独块构成的：一个链轮装配104a和一个支撑架104b。轴管103在近端与纵向滑板54中的孔101咬合，远端与支撑架104上的链轮部件104a咬合。轴管103的远端是靠近传感器部件的一端。因此，纵向滑板54的任何纵向运动直接转化给轴管103和支撑架104。同样地，因为支撑架104直接驱动轴管103，所以轴的任何滚动都将直接关系到支撑架。
轴管103包括一个用于插入管98的腔体103a。管98的远端通过内部通道103a与连轮部件104a相咬合，而使该管98具有与轴管103的纵向轴公用的纵向轴。上述斜向驱动装置如此咬合且与管98相咬合，无论纵向滑板54或传感器支架56的方位如何，就可提供给定位装置30一个斜向运动。链轮106安装在管98的远端，并且将成形孔98a的旋转运动转化为链轮装配104a的旋转运动。
传感器组件58通过两个轴108和110安装在传感器支架56上，而通过支架104的支撑部件104b中的孔105a和105b来装配。传感器组件58最好为一种罩型部件以便插入相应形状的超声换能器部件(未示出)。传感器组件58的大小也与支撑架104相匹配从而可以在轴108和110周围自由旋转。链轮112安装在轴108的一端，另一个链轮113安装在链轮部件104a的相应部位。链轮113是由两个安装在公用驱动轴上的相互匹配的反向旋转链轮构成的。链114连接链轮112、113和106，且将管98的旋转运动转化为传感器组件58的斜向运动。张力调整装置116确保链114紧绷，且将管98的旋转运动以最小的反冲进行转化。链118为传感器部件提供动力并将能量传递给操作装置。
参照图6，详细示出了封装定位装置30的壳体34的结构。因为该壳体是在传感器的操作过程中由无气水填充的，所以有必要密封所有的孔和安装接口。因此，最好做成O形环或其它易弯曲的密封形状。壳体34包括一个罩122，罩122用螺栓固定壳体的上边缘且用O形环120密封。一聚酯薄膜板124嵌入到该罩中并且置于传感器部件的上面。该聚酯薄膜板124以框架126放到罩122中，并且用O形环130密封。该聚酯薄膜板124确保与MRI成像区接口一致，且防止成像区受损。
参见图7到9，详细示出了马达架40的结构。图7描述了安装在马达架40内的四个马达42、44、46和48。每个马达产生一个旋转运动，该旋转运动通过精密皮带轮和皮带传输最终将分别传动给四个定位轴60、64、62和66。每个马达负责定位装置各自的运动方向(例如横向、纵向、滚动和斜向)。图8示出了一种典型的与精确皮带轮149相匹配的马达驱动轴148的结构，该精密皮带轮149依次与皮带150相咬合。皮带150沿壳体34的长度方向延伸，然后，与从壳体34延伸出的定位轴中的一个相匹配。相同的皮带轮也与每个定位轴相匹配。这样，每个马达的旋转运动就转化给定位轴，从而将旋转运动转化为定位装置30的各个运动方向中的一个。
特别地，马达42与滚动定位轴60耦合，且负责定位装置30的滚动方向的运动。马达44与纵向定位轴64耦合，且负责定位装置30的纵向运动。马达46与横向定位轴62耦合，且负责定位装置30的横向运动。马达48与斜向定位轴66耦合，且负责定位装置的斜向运动。
在对准超声波或其它能量传感器时，精确控制每个定位装置的运动方向是很必要的。尤其当病人的小的组织块或者一个部位不清楚而通过改变组织特性来进行治疗时这一点尤为必要。为了获得和保持精确控制，根据本发明构造的超声波治疗系统使用了两套定位编码器。
每个马达的角度位置要通过绝对编码器130、132、134或136来测量。所述编码器是例如由U.S.Digital Corporation生产的型号为No.A2-S-K-250的编码器。每个马达42、44、46和48均基于一对例如由Nanomotion Ltd生产的线性致动器。每个致动器具有压电振动叉指。该致动器用于在线性方向上驱动所述振动叉指。
参见图9，示出了马达42的详细机构。马达42包含两个固定在环142两边的致动器138和140。该环最好由氧化铝或者其它硬的非磁性材料制成。致动器138和140沿环142的周边呈180°放置。一对振动叉指144与致动器138匹配，一对振动叉指146包括拉紧的弹簧(未示出)，该弹簧使得振动叉指与环142固定。该拉紧的弹簧使得叉指和环之间产生大的磨擦力，从而使在叉指静止时叉指充当一个与环的断开装置(例如致动器不断电时)。当叉指振动(例如致动器通电)时，叉指的线性振动转化为环的旋转运动。环142的旋转驱动马达轴148，从而依次驱动传输(上述皮带轮和皮带系统)和绝对编码器130。马达装配的所有部件均由非磁性材料例如塑料、黄铜、氧化铝等制成，以便用于MRI系统的磁场区中，而不会干扰MRI系统的运行。
根据本发明构件的超声波治疗系统还利用一第二组编码器尤其是“相对编码器”。上面简要叙述的第一组编码器“绝对编码器”是直接安装在每个马达体上的，且用于测量相对于定位装置源位置的运动量。该源位置指定为“原位”。
第二组编码器(“相对编码器”)160、162、164和166是安装在马达的每个驱动轴上的，且用于测量当所述系统加电时相对于其位置的运动量。相对编码器是例如为由Hewlett Packard生产的型号为No.HD-9140的编码器。如期望的那样，当加电时系统的位置不必而且在大多数情况下与“原位”是不同的。相反地，该位置是先前操作且在掉电之前的过程中可以达到的任意位置。绝对编码器提供了过程定位测量，而相对编码器提供了精确的定位测量。相对编码器和绝对编码器最好都用黄铜罩来屏蔽，以防由MRI系统引起的射频干扰RFI破坏。
相对编码器提供了充分的移动分辨度来满足超声波治疗系统的精确性要求。该相对编码器具有很紧凑的覆盖区来满足壳体34精细的尺寸要求。最好用支持标引特征来选择编码器。该标引是每次旋转时编码器的位置。值得注意的是该编码器在定位装置的运动范围内不止一次进行旋转。
为了使系统在加电后到达原位并且适当地初始化相对编码器，基于绝对编码器的测量结果要将定位装置指到原位附近。因为这些读数相对系统要求的范围是不精确的，所以要用相对编码器的高级分辨度来对原位进行调整。典型的相对编码器具有10倍于绝对编码器的分辨度。在初始校准过程中，每个编码器原位附近的标引位置值都要预先存储。一旦定位装置位于原位附近，定位装置就要移动直到到达连带的相对编码器的标引位置。在该点，编码器的当前值就要重置校准的预先存储的值。同时，基于相对编码器位置读数，定位装置将回到原位。
通过绝对编码器和相对编码器读数各自值的比较，双重定位读数进一步用于绝对编码器、相对编码器或致动器控制器中检测任何单独失效。任何误差都将触发一个安全机制：要么执行某个自动恢复程序，要么停止下面的运动直到由人为干预时才继续。
上述每个马达都充当一个断开系统，从而当磁共振MR成像发生时将定位装置的所有驱动力都断开。马达的该断开特性可以保持传感器的位置，而无须冒位置滑动的危险，也无须用于反冲的电势。用于磁共振MR成像系统中的公知的马达要求不停的供能以便提供断开动力，因此，就要求马达要远离MRI系统以防马达干扰MRI的运行。采用本发明的定位系统，由于当磁共振MR成像系统被触发时马达可以断电，所以马达可以放在离成像体系近的地方，并且整个系统也可以更加紧凑。
依据本发明构件的超声波治疗系统允许定位马达在MRI成像空间中操作，而不会干扰MRI系统的操作。因为在治疗定位中忽略马达的运动而导致反冲是可以预防的而不必通电和使动所述马达，同时，也因为马达是用非磁性部件制成的，所以马达可以放在靠近定位装置的地方和MRI成像空间中。
尽管在上述说明书和附图中描述和阐明了本发明，但可以想到，说明书中仅给出了举例，在不超出本发明的范围内，本领域技术人员可以做很多变化和修改，在后面所附的权利要求书中将作进一步限定。
Claims (19)
1.用于将治疗设备定位的装置，该治疗设备在磁共振成像引导下操作，
包括：
第一振动马达，其操作以在第一平面内沿横向方向调整治疗设备的位置；
第二振动马达，其操作以在第一平面内沿纵向方向调整治疗设备的位置；以及
第三振动马达，其操作调整治疗设备的滚动。
2.如权利要求1所述定位装置，进一步包括一用于操作以调整该治疗设备的节距的定位装置。
3.如权利要求1所述定位装置，进一步包括一与所述第一、第二和第三马达均耦合的编码器。
4.如权利要求3所述定位装置，其特征在于，所述编码器是绝对编码器。
5.如权利要求3所述定位装置，其特征在于，所述编码器是相对编码器。
6.如权利要求1所述定位装置，每个马达包括：
一驱动轴；
一耦合于所述驱动轴且操作以旋转所述驱动轴的线性致动器。
7.如权利要求1所述定位装置，每个马达包括：
一驱动轴；
一耦合于所述驱动轴且操作以旋转所述驱动轴的压电部件。
8.如权利要求7所述定位装置，其特征在于，所述每个马达中的压电部件包括机械叉指，所述叉指用于当所述压电部件通电时旋转所述每个马达的所述驱动轴，同时，当压电部件断电时，所述叉指用作一个驱动轴断开部件。
9.如权利要求1所述定位装置，每个马达包括：
一驱动轴；
一与所述驱动轴耦合的环，该环是由非磁性材料制成的；
一耦合于所述环且操作以旋转该环的压电部件。
10.如权利要求9所述定位装置，其特征在于，所述压电部件包括拉紧的弹簧，该弹簧用于使所述每个压电部件和所述振动环操作以咬合。
11.如权利要求1所述定位装置，其特征在于，所述马达是由非磁性材料制成的，以便所述定位装置可以在MRI系统成像空间中操作而不会干扰所述MRI系统的运行。
12.如权利要求11所述定位装置，其特征在于，所述非磁性材料是塑料、黄铜或氧化铝中的一种或多种。
13.如权利要求9所述定位装置，进一步包括一耦合于所述每个马达的驱动轴的绝对编码器。
14.如上述权利要求1至13中的任一项的所述定位装置，其特征在于，所述治疗设备是超声换能器。
15.用于在磁共振成像引导下将治疗设备定位的装置，，包括：
一耦合于一驱动轴上的马达；
一耦合在所述马达上的第一定位编码器；
一耦合在驱动轴上的第二定位编码器。
16.如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述马达是振动马达。
17.如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述第一定位编码器可操作以测量相对于预定位置的运动量，并且第二定位编码器可操作以测量相对于相对任意位置的运动量。
18.如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述第一定位编码器一个绝对编码器，且所述第二定位编码器是一个相对编码器。
19.如上述权利要求15至18中任一项的所述装置，其特征在于，所述治疗设备是超声换能器。
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