用于组织热适形体积消融及监视其的间质超声一次性涂布器
阅读：156发布：2021-01-13
专利汇可以提供用于组织热适形体积消融及监视其的间质超声一次性涂布器专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种用于适形 治疗 不均匀的 肿瘤 病灶的间质超声热 消融 涂布器，包括：主体，具有纵轴，主体沿纵轴限定中空的中央通道；多个CMUT阵列换能器，安装在主体上，并排布置以形成圆柱形，具有平行于主体的纵轴的方位规划，所述多个CMUT阵列换能器中的每个具有预定的高度尺寸以引导发射的 超 声波 ，以获得肿瘤病灶的适形体积治疗。一种用于驱动具有以行和列布置的多个独立的换能器元件的涂布器的 电子 驱动方法，包括：控制换能器元件各行和各列的聚焦参数；和以提供适形消融体积的方式控制换能器元件各行和各列的影响。，下面是用于组织热适形体积消融及监视其的间质超声一次性涂布器专利的具体信息内容。
1.一种待插入肿瘤病灶中用于适形治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，包括：
主体，具有纵向针形和纵轴，所述主体沿所述纵轴限定中空的中央通道，所述中空的中央通道用作活检针或工具的通路，用于生物材料的抽吸或提供原位给药；和多个电容式微机械超声换能器(CMUT)阵列换能器，其外部安装在所述主体上，在每个阵列上具有线性布置的多个分离的基本换能器，且所述CMUT阵列换能器并排布置以形成伪圆柱形状并具有平行于所述主体的纵轴的方位规划，
所述CMUT阵列换能器具有所限定的预定的高度尺寸用于引导发射的超声能量，以获得肿瘤病灶的适形体积治疗。
2.根据权利要求1所述的间质超声热消融涂布器，其中所述CMUT阵列换能器完全覆盖有电绝缘保护层。
3.根据权利要求1所述的间质超声热消融涂布器，其中所述主体由有机材料或矿物材料制成。
4.根据权利要求1所述的间质超声热消融涂布器，其中所述CMUT阵列换能器的高度尺寸被确定为不超过三(3)个水当量波长。
5.根据权利要求1所述的间质超声热消融涂布器，其中所述CMUT阵列换能器的厚度被设置为小于100微米，以符合所述主体的外部表面。
6.根据权利要求1所述的间质超声热消融涂布器，进一步包括覆盖所述主体和所述CMUT阵列换能器的生物相容性保护膜。
7.一种待插入肿瘤病灶中用于适形治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，包括：
主体，具有纵向导管形和纵轴；
多个电容式微机械超声换能器(CMUT)阵列换能器，安装在所述主体上，并排布置以形成圆柱形状，具有平行于所述主体的纵轴的方位规划，所述CMUT阵列换能器中的每个具有预定的高度尺寸以引导发射的超声能量，以控制所得消融体积的平整度；和至少一个集成的传感装置，安装在转换区域内，以监控周围组织的物理/生理参数中的至少一个。
8.根据权利要求7所述的用于治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，其中所述集成的传感装置是温度传感器。
9.根据权利要求7所述的用于治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，其中所述集成的传感装置是压力传感器。
10.根据权利要求7所述的用于治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，其中所述集成的传感装置是气体传感器。
11.根据权利要求7所述的用于治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，其中所述集成的传感装置是用于检测酶、抗体或核酸的生物传感器。
12.根据权利要求7所述的用于治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，其中所述集成的传感装置是激光发射器。
13.一种用于治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，包括：
主体，具有纵向导管形和纵轴；
多个电容式微机械超声换能器(CMUT)阵列换能器，安装在所述主体上，并排布置以形成圆柱形状，具有平行于所述主体的纵轴的方位规划，所述CMUT阵列换能器中的每个具有预定的高度尺寸以引导发射的超声波，以控制所得消融体积的平整度；
集成的传感装置，用于监控周围组织的物理/生理参数中的至少一个；和集成的芯片实验室(LoC)装置，位于所述CMUT阵列换能器中的一个的表面内，用于原位分析组织。
14.根据权利要求13所述的用于治疗不均匀的肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器，其中所述LoC装置是被设计用于血细胞计数测定和生物测定的微流体装置。
15.一种用于控制间质超声热消融涂布器的电子驱动方法，所述间质超声热消融涂布器具有设置在圆柱形超声热消融涂布器外围以行和列布置的多个独立的换能器元件，这种方法包括：
控制换能器元件各行和各列的聚焦参数；和
以提供适形消融体积的方式控制换能器元件各行和各列的影响。
16.根据权利要求15所述的电子驱动方法，进一步包括：
在每个各自的行中两两电分流相邻的换能器元件；以及
单独控制列中的换能器元件以实现适形体积超声处理/治疗。
17.根据权利要求15所述的电子驱动方法，进一步包括：
一起分流在每个各自的行中的所述换能器元件的顶部电极，使得所有的行被电分离；
一起分流在每个各自的列中的所述换能器元件的底部电极，使得所有的列被电分离；
以及
通过将所选行的顶部电极和所选列的底部电极同时连接到电源来激活期望的换能器元件，以极化位于所选行和所选列两者中的期望的换能器元件。
18.根据权利要求15所述的电子驱动方法，进一步包括：
一起分流在每个各自的行中的所述换能器元件的顶部电极，使得所有的行被电分离并连接到可选的电压驱动系统；
一起分流在每个单独的列中的所述换能器的底部电极，使得所有的列被电分离；以及通过应用给定的DC电压和AC电压连接至期望的换能器元件的直流电压控制器模拟输出。
19.根据权利要求15所述的电子驱动方法，进一步包括：
通过分离DC偏置控制器激活所述装置的特定子组的元件或阵列，使得分配至具有共同底部电极的特定子组元件的DC偏置电压水平可被用于调节所述特定子组元件的声输出。
20.根据权利要求15所述的电子驱动方法，其中所述行以在所述间质超声热消融涂布器的中部的对称线来对称设置，其中所述行分别以从P1到PN和QN到Q1的位置顺序绕对称线进行布置，所述方法进一步包括：
一起分流形成相同顺序的行Px和行Qx的换能器元件的顶部电极，使得不同顺序的行被电分离；
以反向次序布置行P和行Q，以获得相邻于最后顺序行QN的最后顺序行PN，由此第一顺序行P1和第一顺序行Q1位于所述间质超声热消融涂布器的相对端；
一起分流在每个各自的列中形成的换能器元件的底部电极，使得所有的列被电分离；
以及
通过将所选行的顶部电极和所选列的底部电极同时连接到电源来激活期望的换能器元件，以极化同时位于所选行和所选列的期望的换能器元件。
21.一种提供通过使用包括多个超声换能器的间质超声热消融涂布器的间质过程热消融组织区域的方法，包括：
在恶化的组织和肿瘤中的一个的中央插入并定位所述间质超声热消融涂布器；
分别向多个超声换能器施加电驱动，所述多个超声换能器中的每个具有各自的自定义聚焦特性；
控制供给的超声能量和对于所述多个超声换能器中的每个的处理时间，以控制组织温度的升高和分配；
控制超声频率、相位和DC偏置，以控制组织温度的升高和分配；以及
从治疗部位除去消融材料用于评估。
22.根据权利要求21所述的提供热消融组织区域的方法，在相同涂布器上集成的所述元件允许结合在宽连续频谱(例如2-30MHz)中不同频率的多个超声束以用于执行适形热消融。
23.根据权利要求21所述的提供热消融组织区域的方法，在相同涂布器上集成的所述元件允许根据治疗监控系统的反馈调节激发的频率、功率和相位以用于执行适形热消融。
24.根据权利要求21所述的提供热消融组织区域的方法，其中所述过程在磁共振(MR)扫描下进行以监控局部温度。
25.根据权利要求21所述的提供热消融组织区域的方法，其中所述间质超声热消融涂布器具有直径小于4mm的导管形，以避免在插入期间损伤健康组织。
用于组织热适形体积消融及监视其的间质超声一次性涂布器
技术领域
背景技术
[0002] 在肿瘤治疗的最新进展中，手术方法已经朝向微创技术有很大进展，从而为患者减少手术发病率、疼痛和住院时间。微创手术如内窥镜、血管内手术或经皮手术可以伴随使用直接插入靶组织体积内或与其相邻放置的探针/涂布器的温热疗法或低温疗法。
[0003] 射频(RF)消融和激光间质性热疗(LITT)在MRI指导下已经被成功用于治疗不同类型的转移/肿瘤。尽管当前的装置不能用于创建完全匹配靶体积的病灶，初步结果表明了显著改善的预期寿命。由于RF天线或LITT装置使用全向源(omnidirectional sources)用于加热周围组织，除非机械移动探针或治疗装置，否则无法完成能量辐射图案的聚焦或转向。RF和LITT热疗治疗的其它缺点是过热，其发生在与治疗装置接触或与其非常接近的组织中、由于血流量缺乏对于病灶同质的控制、以及难以对治疗实时监控。
[0004] 在热消融中，身体组织暴露于超过43℃的温度一定时间，以破坏或杀死活细胞。高强度聚焦超声(HIFU)及高强度接触超声(HICU)是接受几种病理学调查的一些热消融技术类型。目前压电型装置广泛用于局部加热恶性组织。然而，目前的压电型HIFU/HICU涂布器显示出不理想的效果和不足之处，如在换能器组织界面处局部组织过热和缺少对于治疗体积的控制(健康组织或正在治疗的组织的消融的风险)。特别是，在脑治疗中，病理组织(肿瘤)的治疗需要小直径针形涂布器(最大3-4mm)以对周围组织最小的损伤进入治疗部位，由于HIFU/HICU源位于待消融组织的中心，间质过程提供了更精确控制消融体积的优点以及避免伤害健康组织的保证。当前用于间质性HIFU/HICU过程的外科用品显示出有限的消融能力特性(聚焦、适形体积)，并且所有这些都需要有效的冷却系统，以避免与超声源接触的组织过热从而不能直接与生物组织接触而放置。最后，因为由于气泡、金属零件等的存在可能出现伪影，所以当前的产品可能不表现出最佳MR兼容性。
[0005] 上述困难导致需要开发替代的方法和设备，其可用于产生对于肿瘤具有适形治疗体积的更均匀的病灶，并具有实时监测或测量手术期间器官或消融组织的物理和/或生理功能/参数的能力。涉及适形治疗和/或联合治疗/监控过程的现有技术参照包括以下相关文献。
[0006] 欧洲专利申请公开号0 643 982 A1(Burdette等)和国际专利申请公开号WO2007/124458 A2(Diederich等)涉及一种用于治疗前列腺或子宫组织的装置和方法。典型地，超声换能器被安装在传送系统外壳内，所述外壳防止发射装置在手术期间直接接触组织。可以使用多段换能器，且多个换能器布置的组合可以提供聚焦的声能。很可惜，所描述的设备仍需要冷却流体在所述传送内部循环来调节探针的温度。此外，其中没有描述适形体积治疗方法。
[0007] 同样地，在国际专利申请公开号WO 2009/125002 A1(Carpentier等)中，其中，经皮MRI兼容探针被公开用于医疗系统中，探针被描述为包括待被插入到体内的纵向主体，并具有设计用于聚焦和非聚焦治疗超声波的具有纵向穿过探针主体的抽吸通道(aspiration channel)的多个超声换能器。换能器可以沿纵向和圆周布置。提供基于流体的冷却系统来控制装置的温度。虽然换能器可以很容易地纵向布置以形成在圆周上的线性相控阵列，但由于扇区数是有限的且没有提供形成其的任何指示，因此不清楚探针如何可以实现任何聚焦。没有公开用于适形体积治疗的细节，且探针仍然需要冷却系统。
[0008] 在美国专利号7,494,467(Makin等)中，公开了一种超声波和RF结合的医疗系统。在一些实施例中，成像换能器与治疗换能器相结合，以监控消融的组织。但是，没有一个所描述的实施例可以产生适形体积病灶，而且，该设计要求设备被旋转或移动，以治疗或监控体积。
[0009] 美国专利号5,697,897(Buchholtz等)描述了一种用于治疗和诊断的具有安装在纵轴上的单一线性阵列超声换能器的治疗型内窥镜。在一个实施例中，诊断换能器可以与治疗转化器相分离。该文献公开内容限于一个平面聚焦，并要求该设备被旋转以实现体积治疗。
[0010] 美国专利申请公开号US WO 02/32506 A1和美国专利申请公开号US 2006/0206105 A1(Chopra等)公开了一种使用多元件超声加热涂布器的热治疗装置。超声涂布器位于透声窗下方。超声换能器可被电子激活以在2D平面中覆盖处理的区域的几何形状，且体积病灶(3D)可通过旋转或移动设备来获得。涂布器具有改变各超声波元件功率和转换其频率的能力，以径向地和沿涂布器的长度能够调节温度。但是，频率控制被限制为在基谐波(fundamental)的多个窄带谐波内的离散频率之间进行转换。
[0011] 美国专利号6,379,320(Lafon等)描述了一种用于内部组织加热的超声涂布器，其中平面发射表面被设置在涂布器头内，并通过密封膜与待治疗组织分离。超声装置和膜之间的空间填充有液体，其也用于涂布器的温度调节。涂布器不具有聚焦或转向能力，所以将仅通过原位旋转涂布器来获得治疗体积。
[0012] 欧洲专利申请公开号1,090,658(Rabiner等)公开了包括改善上述应用需求的方法或结构。然而有关具体的适形体积治疗方法、专门的超声热消融装置及其制造方法的一些问题仍然没有得到解决。
发明内容
[0013] 本发明的一个目的是提供一种使用允许消融源和待处理组织的间质性使用和直接接触的特定配置的超声换能器，用于治疗非均匀病灶和适形体积消融的改进的超声热消融涂布器。
[0014] 本发明的另一个目的是提供一种具有并排组装的独立线性阵列换能器模块以形成圆柱源并具有预定宽度以实现平整的适形体积消融的改进的超声热消融涂布器。
[0015] 本发明的另一个目的是提供一种具有宽频带宽度(例如2-30MHz)的改进的超声热消融涂布器，它可以用于调节用于适形体积消融的热消融手术过程期间的驱动频率。
[0017] 本发明的再一个目的是提供一种改进的超声热消融涂布器和方法，其用于当聚焦或转向感兴趣/治疗区域中的超声能量时限制电互连的数量。
[0019] 本发明的另一个目的是提供一种根据所述的改进的超声热消融涂布器的制造方法，其中内部可移动刚性的主轴(spindle)或传动轴(shaft)被设置在中央中空通道内以在其制造/装配和用于组织植入期间固定探针。
[0021] 本发明的另一个目的是提供一种与组织直接接触的改进的超声热消融涂布器，其中换能器装置配备有集成的纳米激光振荡器发射器，以允许通过近红外多光子诱导的自动荧光显微法的体内亚细胞组织识别，并允许光敏纳米颗粒递送。
[0023] 本发明的另一个目的是提供一种与组织直接接触的改进的超声热消融涂布器，其中换能器装置在治疗之前和之后进行组织血管的多普勒成像，用于血管再生功效的证明。
[0024] 根据本发明的一方面，一种用于适形治疗不均匀肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器包括：主体，具有纵向针形和纵轴，所述主体沿所述纵轴限定中空的中央通道，所述中空的中央通道用作活检针或工具的通路，用于生物材料的抽吸或提供原位给药；多个电容式微机械超声换能器(CMUT)阵列换能器，安装在所述主体上，并排布置以形成圆柱形状，具有平行于所述主体的纵轴的方位规划，所述多个CMUT阵列换能器中的每个具有预定的高度尺寸以引导发射的超声波，以获得肿瘤病灶的适形体积治疗。
[0025] 在一个实施方案中，所述多个CMUT阵列换能器中的每个包括覆盖有电绝缘性保护层的发射表面，使得间质超声热消融涂布器可与组织直接接触放置。
[0026] 在另一实施方案中，所述多个CMUT阵列换能器中的每个的高度尺寸不大于三(3)个波长。
[0028] 此外，所述多个CMUT阵列换能器可以具有小于100微米的厚度，并且是柔性的以符合主体的外表面。
[0029] 此外，间质超声热消融涂布器还可以包括覆盖主体和所述多个CMUT阵列换能器的生物相容的保护膜。
[0030] 根据本发明的另一方面，一种用于治疗不均匀肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器包括：主体，具有纵向针形和纵轴；多个电容式微机械超声换能器(CMUT)线性阵列换能器，其安装在所述主体上，并排布置以形成圆柱形状，具有平行于所述主体的纵轴的方位规划，所述多个CMUT线性阵列换能器中的每个具有预定的高度尺寸以引导发射的超声波，以控制所得消融体积的平整度；以及集成的传感器和集成的传感装置中的至少一个，用于监控器官的物理参数和生理参数中的至少一个。
[0032] 根据本发明的再一方面，一种用于治疗不均匀肿瘤病灶的间质超声热消融涂布器包括：主体，具有纵向导管形和纵轴；多个电容式微机械超声换能器(CMUT)线性阵列换能器，其安装在所述主体上，并排布置以形成圆柱形状，具有平行于所述主体纵轴的方位规划，所述多个CMUT线性阵列换能器中的每个具有预定的高度尺寸以引导发射的超声波，以控制所得消融体积的平整度；集成的传感器，用于监控器官的物理参数和生理参数中的至少一个；以及集成的芯片实验室(LoC)装置，位于所述多个CMUT线性阵列换能器中的一个的表面内，用于原位分析组织。
[0033] 在一个实施方案中，LoC装置是微流体装置，用于血细胞计数测定和生物测定中的一个。
[0034] 本发明的另一方面是一种用于驱动间质超声热消融涂布器的电子驱动方法，所述间质超声热消融涂布器具有设置在其周围的以行和列布置的多个独立的换能器元件。该方法包括：控制换能器元件各行和各列的聚焦参数；和以提供适形消融体积的方式控制换能器元件各行和各列的影响(contribution)。
[0035] 在一个实施方案中，该方法还包括：在每个各自的行中两两电分流相邻的换能器元件；和单独控制列中的换能器元件以实现适形体积超声处理/治疗。
[0036] 在另一个实施方案中，该方法还包括：一起分流在每个各自的行中换能器元件的顶部电极，使得所有的行被电分离；一起分流在每个各自的列中换能器的底部电极，使得所有的列被电分离；通过将选择行的顶部电极和选择列的底部电极同时连接到电源来激活期望的换能器元件，以极化位于选择行和选择列两者中的期望的换能器元件。
[0037] 在再一个实施方案中，所述行以在间质超声热消融涂布器的中部的对称线对称配置，其中行分别以从Pi到PN和QN到Qi的位置顺序绕对称线布置。然后，该方法包括：一起分流形成相同顺序的行Px和行Qx的换能器元件的顶部电极，使得不同顺序的行是电分离的；以反向次序(reverse chronology)布置行P和行Q，以获得相邻于最后顺序行QN的最后顺序行PN，由此第一顺序行Pi和第一顺序行Qi位于间质超声热消融涂布器的相对端；一起分流在每个各自的列中形成的换能器元件的底部电极，使得所有的列被电分离；通过将选择行的顶部电极和选择列的底部电极同时连接到电源来激活期望的换能器元件，以极化位于选择行和选择列两者中的期望的换能器元件。
[0038] 根据本发明的另一方面，一种提供通过使用包括多个超声换能器的间质超声热消融涂布器的间质过程热消融组织区域的方法包括：在恶化的(incriminated)组织和肿瘤中的一个的中央插入并定位所述间质超声热消融涂布器；分别向所述多个超声换能器施加电驱动，所述多个超声换能器中的每个具有各自的自定义聚焦特性；控制供给的超声能量和对于所述多个超声换能器中的每个的处理时间，以控制组织温度的升高和分配；并从治疗部位除去消融材料用于评估。
[0039] 根据本发明的另一方面，一种提供通过使用包括多个超声换能器的间质超声热消融涂布器的间质过程热消融组织区域的方法包括：在恶化的组织和肿瘤中的一个的中央插入并定位所述间质超声热消融涂布器；分别向所述多个超声换能器施加电驱动，所述多个超声换能器中的每个具有各自的自定义聚焦特性；控制供给的超声功率；控制所述供给的超声波能量的频率和相位并控制对于所述多个超声换能器中的每个的处理时间，以控制组织温度的升高和分配；并从治疗部位除去消融材料用于评估。
[0041] 在一个重要的实施方案中，使用以下策略中的至少一个进行治疗过程：基于MR-温度测定反馈控制，由每个独立元件产生的超声波的功率调制(PM)、频率调制(FM)或相位调制(PHM)来调节沉积在围绕涂布器的3D体积中的热的量和位置。
[0042] 在另一个重要的实施方案中，间质超声热消融涂布器具有直径小于4mm的针形，以便在插入期间不损伤健康组织。
[0044] 图1A、1B和1C是说明根据本发明的肿瘤间质治疗的示例性过程的顺序图。
[0045] 图2是适形病灶的治疗体积的区域的图形视图。
[0046] 图3、4和5显示了根据本发明的示例性间质超声热消融涂布器的几个实施例。
[0047] 图6A至6D是使用根据本发明的示例性热消融涂布器所获得的3D适形体积的示例的图形绘制。
[0048] 图7是根据本发明的示例性电容式微机械超声换能器(CMUT)的内部结构的侧视图。
[0049] 图8是示例性热消融涂布器的另一个实施例的透视图。
[0051] 图9A是显示图8中在识别为9-9的平面上获取的示例性热消融涂布器的一个组装的截面图。
[0052] 图9B是显示图8中在识别为9-9的平面上获取的示例性热消融涂布器的另一个组装的截面图。
[0053] 图10是示例性热消融涂布器的另一个实施例的透视图。
[0054] 图11是示例性热消融涂布器的另一个实施例的透视图。
[0055] 图12、13A和13B是根据本发明的间质超声一次性涂布器(interstitial ultrasonic disposable applicator)的电气系统的功能框图。
具体实施方式
[0056] 当前公开的主题的一个或多个实施例的细节在本文中阐述。对于本文中所描述的实施例和其它实施例的变型对于本领域普通技术人员在研究本文所提供的信息之后将是明显的。提供在本文中尤其是在所描述的示例性实施例的具体细节中提供的信息主要出于清楚理解的目的，不应由其理解为不必要的限制。在冲突的情况下，以本文说明书包括限定为准。
[0057] 虽然下面的术语被认为是对本领域普通技术人员容易理解的，但列出下列限定以有利于本公开主题的解释。
[0058] 除非另有定义，否则本文使用的所有技术和科学术语具有当前公开的主题所属领域中的普通技术人员所通常理解的相同含义。虽然类似或等同于本文描述内容的任何方法、装置和材料可被用于当前公开的主题的实践或测试中，但现在将描述有代表性的方法、装置和材料。
[0059] 根据长期存在的专利法惯例，术语“一”、“一个”和“所述”当用于本申请包括利要求书中时指“一个或多个”。因此，例如，提及“一个细胞”包括多个这样的细胞，以此类推。
[0060] 除非另有说明，否则在说明书和权利要求书中表示成分、性质如反应条件等的量的所有数字应被理解为在所有情况中可通过术语“约”进行修改。因此，除非有相反的指示，否则在本说明书和权利要求书中列出的数值参数中都是近似值，其可以根据通过当前公开主题寻求得到的所需性质进行变化。
[0061] 如本文所用的，术语“约”当指一个值或指质量、重量、时间、体积、浓度或百分比的量时，是指包含由所指定的量在一些实施例中±20％、在一些实施例中±10％、在一些实施例±5％、在一些实施例中±1％、在一些实施例中±0.5％以及在一些实施方案中±0.1％的变化，因为这样的变化对于进行所公开的主题是合适的。
[0062] 如本文所用，范围可以表示为从“约”一个具体值，和/或到“约”另一个具体值。还可以理解，本文中公开了若干值，并且在本文中也公开了除了该值本身以外“约”为该特定值的每个值。例如，如果值“10”被公开，则“约10”也被公开。也可以理解，还公开了两个具体单元之间的每个单元。例如，如果10和15被公开，则11、12、13和14也被公开。
[0063] 本文中的术语“阵列换能器”或“换能器阵列”用于描述通过具有与期望的超声波束聚焦和转向特性兼容的尺寸的多个单独的换能器(即换能器元件)的几何布置而得到的换能器装置。
[0064] 术语“线性阵列”一般用于描述一维阵列，并且可以应用到具有平面或曲面形状的阵列。
[0065] 在本文中术语“元件换能器”或“换能器元件”或“换能器”用于描述阵列换能器的单独的超声换能器组件。通常，阵列换能器的元件换能器具有适合于超声波束的电子转向和聚焦的平面尺寸。
[0066] 本发明涉及一种用于热适形消融的方法和设备。应当注意，本发明不局限于在附图和说明书中示出的描述或布置。还应当理解，在原理没有变化的情况下，任何实施例可以与其它实施例结合或可以应用于其他设备。本发明的另一个主要方面涉及将在MRI成像/监控下使用的消融装置与可接受的伪影的相容性；这通过应用非金属材料和在装置主体内不存在空气体积来执行。
[0067] 参考本发明的方法，图1A、1B和1C的实施例示出了通过高强度聚焦超声(HIFU)或高强度接触超声(HICU)的间质性热消融过程的步骤，其可用于治疗癌性或非癌性肿瘤，更特别地，其可以有利地应用于脑肿瘤的治疗。对于HIFU，治疗深度一般取决于曝光条件，但更具体地取决于工作频率。宽带CMUT换能器是有利的，因为它们允许通过用工作频率调节治疗的深度进行适形消融。CMUT换能器允许在宽连续频谱(例如2-30MHz)中使用频率调制(FM)策略对作为目标组织深度的函数的超声频率进行精确优化。集成在同一涂布器上的多个独立的宽带CMUT元件允许结合在宽连续频谱(例如2-30MHz)的不同频率的多个超声束用于执行适形热消融。佐药给药也可以用发射低频波的CMUT换能器来实现。
[0068] 图1A示出了通过穿过颅骨1形成的孔6插入到脑组织2的热消融涂布器4。涂布器4穿透脑组织2以到达待处理的恶性肿瘤3。涂布器4限定出了中空通道5和位于涂布器4末端的开口7。中空通道5具有足够大的直径以容纳活检芯棒8(图1B)的直径。交替地，涂布器4可以向涂布器4提供更大刚度的方式用活检芯棒8(图1B)原位插入到脑组织2中。
[0069] 图1B示出了活检芯棒8插入恶性肿瘤3中用于组织提取或分析。
[0070] 图1C示出了穿过恶性肿瘤3插入的涂布器4。优选插入涂布器而不移动活检芯棒，使得肿瘤样本然后陷入活检芯棒8。然后从涂布器去除活检芯棒8用于组织提取或分析，而不进一步移动涂布器。此外，通过去除活检芯棒8，活检芯棒8不会干扰(即形成伪影)在磁共振成像(MRI)下为即将的治疗对恶性肿瘤3的监控。通过新MRI序列检查涂布器4的正确定位之后，进行治疗模拟，并进一步启动治疗本身。
[0071] 如在图1A、1B和1C中所描绘的医疗程序良好适用于脑肿瘤治疗，因为涂布器4的直径保持合理(3mm–4mm)且涂布器4是MRI相容的。此外，中空通道5使医生能够从肿瘤提取消融的组织。一旦治疗过程完成并用MRI或超声成像进行监控，治疗组织液化部分的抽吸可以从涂布器4的开口7通过中空通道5排出。在该过程结束时，从脑组织2去除涂布器4，并在皮肤上进行缝合以闭合创口。
[0072] 为了进行如在图1A至图1C中所说明的医疗程序，涂布器4配备有围绕并沿涂布器4的纵轴排列并对称地布置以提供360度的超声波声处理的多个超声阵列换能器。这种适合于治疗恶性肿瘤3的涂布器4将在下面更详细地进一步描述。涂布器4和方法使用多聚焦超声(multi-focused ultrasound)以获得肿瘤组织区域的适形体积治疗。
[0073] 图2是使用在多边形排列中具有八个面的示例性涂布器进行的数值模拟的曲线图。如图2所示，通过使用阵列的独立控制并考虑到组织的声能吸收和热导率以及病灶边界条件可以获得平整的体积。
[0074] 如图12所示，每个换能器Tx1、Tx2、Tx3...Tx(N-2)、Tx(N-1)、TxN连接到可以包括电阻抗匹配网络和DC偏置控制器的独立驱动电子器件(即控制器)C1、C2、C3...C(N-2)、C(N-1)、CN，并且其可由与控制每个单独元件的振幅(AN)、频率(f>j)和相位 用于电子聚焦或转向的输出电力管理系统1202通信的系统主机1200进行控制。如示意性显示，所述配置重复为M阵列。
[0075] 在另一配置中，如图13a所示，电子驱动系统可以包括独立的DC偏置控制器1201，用于激活装置的特定子组的元件或阵列，其允许行-列控制系统。在该配置中，分配至特定子组元件的DC偏置电压水平可被用于调节具有共同底部电极的特定子组元件的声输出。为了实现该配置，按照图13b中所示的配置对元件进行电连接，其中AC驱动电压被施加到单个元件或元件组的顶部电极，且DC偏置电压被施加到底部电极。在该配置中，对于单个元件、多个元件、换能器中的一整个线性阵列或对于换能器的所有元件，底部电极可以是共用的。
[0076] 使用用于高强度超声的CMUT装置的优点是其在长时间(几秒到几分钟)和连续驱动操作期间其内在的无自加热(self-heating)。事实上，通过电容膜产生的静电振动力基于电压变化，无需电流强度。由于空腔间隔是真空密封的，可预期低寄生电容，因此也可以从而忽略自加热效应。
[0077] 图7是示例性CMUT元件21的剖面图，其在下面进行更详细描述。
[0078] 图3、4和5显示了安装在示例性热消融涂布器4(见图1A-图1C)上以进行适形体积消融的阵列换能器(例如，图12，对于M阵列Tx1、Tx2、Tx3...Tx(N-2)、Tx(N-1)、TxN)的示例性配置。该阵列配置的目的是实现在精确体积控制下最佳的组织消融效率，同时限制独立驱动通道以合理的数量(例如64)用于掌握成本和设计复杂性。
[0079] 作为非限制性示例，图3示出了热消融涂布器4的阵列配置，其包括十个以多边形方式排列的换能器阵列17(即，换能器元件18的列，也被称为阵列换能器的列)的装配。每个换能器阵列17优选包括多个换能器元件18，其可以是彼此相同或根据定制的规格在原则上没有变化。优选的，所有的换能器阵列17的是几何学上相同的，并且为简单起见，换能器元件18以使输出能量和穿透力之间的比率最大化的谐振频率运行。例如，对于直径约30毫米的肿瘤，最佳的频率范围为约3-10MHz，且最佳声表面强度为约10-30瓦特/cm2之间。这样的频率范围和输出声强在这里作为示例给出，并且不应当被认为是对本发明的设计限制，因为在其原理没有变化的情况下，频率/强度的其他组合可以应用到本发明。
[0080] 仍然参照图3的阵列配置，换能器元件18在涂布器4的横截面平面内电连接或通过一对(两个相邻的换能器元件18被连接在一起)分流，如图中所突出的。相邻的换能器元件18的分流减少活性通道的数量，同时保持涂布器4的平整多边形角度。如所示的，涂布器4包括换能器元件18的多个行19，通过几个换能器元件18形成的换能器的行19中的每个被两两分流，以便减少连接的数量。为描述清楚，图3的涂布器优选由十个换能器阵列17(即换能器元件的列)和十二个换能器元件行19(未全部示出)所组成。换能器阵列17的数量等于每一行19中换能器元件18的数量。每一行19中相邻的换能器元件18被两两分流，电连接的数量减少到60，而不是120。
[0081] 图6A到图6D是用安装在示例性热消融涂布器4上的换能器阵列17的结构获得的适形体积的模拟结果的图，如上所述。
[0082] 图6A示出了使用这种涂布器4获得的3D复杂体积41(即加热体积形状或消融的病灶体积)的示例。在本示例中，声功率为每个换能器元件18(图3-5)独立编程，以获得期望的3D复杂容积41(即加热体积形状或消融的病灶体积)。
[0083] 图6B是带有围绕这种涂布器4扩展的热剂量的示例性消融的病灶体积41的剖面图。该图清楚表明这种涂布器4提供局部和良好控制的热剂量分布到3D复杂体积(即加热体积形状)中的病变组织的能力。
[0084] 图6C是图6B的示例性消融的病灶体积41的纵向视图，示出了围绕这种涂布器4的热剂量分布。在该图和图6B中所示的非对称分布示出了适形体积治疗。
[0085] 图6D示出了使用具有在6MHz操作的十二(12)个换能器阵列的这种涂布器4获得的不同的3D复杂体积42的示例。为了更好地说明治疗的体积，图6D的图示仅以其对称剖面示出了1/2体积(当在手术中用全部换能器处理时应考虑全部体积)。以下列顺序：105秒ON将足以产生20W/cm2的表面强度的输出声功率施用于阵列换能器的表面上。
[0086] 本发明的示例性热消融涂布器4还可以有利地利用连续频率调制(FM)来控制组织穿透和热剂量分布，因为CMUT操作在大的频率范围内敏感。FM策略可以施用于每个电独立的CMUT换能器，以在宽连续频谱内控制超声波频率且同时获得3D中的各种治疗深度。换句话说，换能器元件18和相关的换能器阵列17可以不同的频率激活，以便更好地适应组织消融的要求和条件，或者通过在的每个换能器元件18或换能器阵列17上可能施加特定的发射频率来强调适形效果。
[0087] 更具体地，如图7所示，根据本发明的示例性CMUT元件21包括膜23，其通过经由底部电极24与相对顶部电极25显现出的静电力的振荡被激发。通过在相对的电极24和25之间显现出的电场产生静电力，且电容值受密封腔26的间隔(即电容间隔)控制，这些静电力受下列等式控制
[0088] Fe＝-Sε0V2/z2 (1)
[0089] 其可被转变以获得
[0090]
[0091] 其中V0代表DC电压，V1表示施加到CMUT用于振荡的AC电压；最后，前面的等式可转变为如下基波项和谐波项
[0092]
[0093] 这里可以看到，第一项对应于静力，第二项
[0094]
[0095] 以最大能量驱动基波模式的膜，第三项和其它更高项有助于谐波模式，基于上述，重要的是注意到，在无DC电压(V0＝0)下，只有谐波模式被激发，并且比基波模式能量低得多。在传输模式中，激发电压振荡转换成替代的静电力以振动膜23(超声波发射)。在接收模式中，施加到换能器上的机械力导致膜23偏转、移动或变形，并改变密封腔26的间隔。然后在底部电极24和顶部电极25之间测量电压变化。期望的示例性CMUT元件21的结构形成在硅衬底22(和氧化物层22a)上，但其他材料如玻璃或聚合物也可以用作基底结构。其他辅助层可被添加到示例性CMUT元件21，以提供更好的保护或改善结构的声学性能。然而，CMUT单元21的操作原理基本上如本文所述。
[0096] 如在图4中所示的另一个实施例中，示例性热消融涂布器4包括如在图3的实施例中的换能器阵列17(换能器元件18的列)和换能器元件18的行19。然而，在图4的实施例中，换能器元件18的最末端行19a的顶部电极(参见图7，顶部电极25)连接在一起。预选换能器阵列17a(即，换能器元件18的列)的换能器元件18的底部电极(参照图7，底部电极24)也被连接在一起。每个换能器元件18(即，CMUT元件21(图7))需要通过其相对的电极进行极化以操作。因此，通过选择特定的换能器阵列17a(即，列)和选定的换能器元件18a的换能器元件18的特定行19a，并经相应底部电极和顶部电极施加具有合适频率(一般为6MHz，但也可以在3-10MHz的范围内调整)和声表面强度(5-20w/cm2)的电压激励功能以产生期望的超声波振动作用来获得对于示例性热消融涂布器4上所选择的换能器元件18a的控制。
[0097] 图4的示例性涂布器4还具有换能器元件18的每个各自行19连接在一起的顶部电极，并且换能器元件18的每个各自换能器阵列(即，列)的底部电极连接在一起。有利的是，此阵列配置减少了所需的用于极化单独的换能器元件18以控制涂布器4的活化表面的连接的数量。实际上，CMUT装置中的操作通过在如涉及图7的前述部分中详细描述的装置的两个相对电极之间施加的偏置电压进行管理。此电压将预应力CMUT以通过移动膜来相应地修改电容间隔对任何电压变化作出反应。因此，这还产生了超声波。对于本领域的技术人员来说，只有被涉及的底部和顶部电极覆盖的换能器的表面区域在接收模式中通电或对于机械压力敏感，如先前所解释的。因此，这种结构和方法能够通过对相应的顶部电极25和底部电极24(见：图7)施加适当的电压来控制示例性热消融涂布器4的任何单独的换能器元件18。然后控制连接的数量将取决于待控制的独立的列(n)(换能器阵列17)和行(m)(换能器元件
18的行19)的数量。换言之，阵列配置的所有换能器元件18可以分别是使用n+m控制连接而非n×m控制连接以分别连接各个换能器元件的地址。
18的行19)的数量。换言之，阵列配置的所有换能器元件18可以分别是使用n+m控制连接而非n×m控制连接以分别连接各个换能器元件的地址。
[0098] 类似地，图5示出另一个示例性热消融涂布器4，其由在涂布器4一端的行19b和在另一端的行19c组成。行19b和行19c用在示例性热消融涂布器4的中间限定的对称线20对称设置。换能器阵列17(即，列)如前面图3和图4的图示进行设置，每个换能器阵列17包括来自所有行19b和行19c的对齐的换能器元件18。可选地并如图所示，相邻的换能器阵列17被两两电分流，以便减少对于涂布器的输出连接的数量。行19b和19c以对于行19b从Pi至P的位置顺序和对于行19c从Qi到Q的位置顺序分别进行布置。此外，位置Pi的行被分流至位置Qi的行，以形成唯一的电连接，并以此方式除以对于行19b和19c的输出连接的数量2。在操作中，各换能器阵列17的CMUT元件的底部电极连接在一起，各行19b和行19c的CMUT元件的顶部电极连接在一起，从而使示例性热消融涂布器4的活性表面的控制和关于图4的示例性涂布器所描述的控制是相同的。有利的是，图5的具有可在分流模式中被两两激发的换能器行19b和换能器行19c的示例性热消融涂布器4扩展了可用单个涂布器4处理的消融体积(特别在长轴尺寸上)。
[0099] 图8示出超声热消融涂布器4的又一个实施例，其包括由沿阵列换能器10的长轴线布置的CMUT(未示出)基本换能器组成的阵列换能器10。热消融涂布器4的阵列换能器10的数量取决于应用和待治疗肿瘤的类型，且该数量可典型地为八扩大到十二，用于实现合理的折衷。安装在热消融涂布器4的周围的十二个阵列换能器10是优选的，但并不限于此。优选地，阵列换能器10在形状和尺寸上是相同，但在其有效面(active face)上的CMUT布置可以不同。阵列换能器10电连接到柔性电收集器9，其提供CMUT元件到外部接口(未示出)的电触点。通常，同轴电缆(未示出)连接至系统主机(未示出)的接口。柔性电收集器9优选由使用 或任何聚酰亚胺基材料且厚度小于25μm的柔性PCB电路组成。如下面所讨论的，阵列换能器10可直接组装到如图9A所示的涂布器主体14上，或者可以在安装到涂布器主体14上之前用如图9B中所示的背衬支撑件16进行预组装。背衬支撑件16可以由声学吸收材料如粒子填充树脂、塑料、陶瓷或任何其他非金属(即，对X射线和其他医学成像辐射透明的)声学吸收材料制成。在热消融涂布器4的末端，设置大致圆锥形状的导向件12作为阵列换能器安装的保护。导向件12具有定位在与热消融涂布器4的中空通道5(见：图1A-图1C)对准的中心位置的开口7。在热消融涂布器4的阵列换能器10终止的近端，设置环11以保护阵列换能器10和柔性电收集器9之间的界面。
[0100] 图8A示出了涂布器4的近端的放大图，其中提供了对于阵列换能器10、环11和柔性电收集器9的装配细节。更具体地说，环11优选安装在探针主体或结构上并保护阵列换能器10的附近的柔性延伸部。柔性电收集器9可由薄聚酰亚胺PCB(例如，12μm厚的聚酰亚胺膜)并在一侧或两侧具有铜/镀金的迹线制成。
[0101] 图9A通过图8所示的平面9-9获取的示例性热消融涂布器4的一个装配的剖视图。该图显示了涂布器4的阵列换能器组件的装配和构造细节，其中主体14具有中空通道5。主体14可以具有规则地设置在其外围以形成多边形的多个面。为了实现平整的治疗体积的几何形状，主体14的面的数量可以优选至少八个单元，且最佳数量为十二个，然而对于面的数量并没有限制，因为该数量将只受可用小型化和集成过程/技术的限制。以相同的设计精神，圆圆柱形状对于主体14理想地是可取的，但此形状内在地限制了换能器要以如此小的直径(3-4mm)制成柔性和适合的。阵列换能器10被设置在带有可选的还包括电触点的声学吸收材料15的主体14的外表面上。电触点可以是例如柔性印刷电路板(柔性PCB)，因为柔性PCB相比于其他组件的厚度薄。为了清楚起见，对于本领域技术人员来说，柔性PCB夹在阵列换能器10与主体14的外表面之间。可选的吸收材料可以是粒子填充树脂或具有高的后向散射特性的刚性非金属材料。否则，阵列换能器10可直接固定到主体14上并在它们之间设置有电触点。阵列换能器10可设置有层压在前表面的匹配层(未示出)，以改善声学性能和对于患者的电气安全。最后，示例性热消融涂布器4覆盖有保护层13以完成装配。有利的是，保护层13可以由电绝缘的硅橡胶或树脂制成，并且优选模制到热消融涂布器4上以得到圆柱状的外部形状。作为替代方案，多边形外部部分也可以使用平薄的电绝缘保护层，其将对阵列换能器10的前表面适形。
[0102] 图10显示了本发明又一实施例中的与图8的示例性热消融涂布器4具有相似的形状和尺寸的示例性热消融涂布器4。示例性热消融涂布器4具有不同的有效部分，其包含相等数量的换能器阵列10，从涂布器的近端到远端优选和分别具有以相邻方式安装的部分27、29和28。部分29专用于如前所述的热消融操作，部分27和28可以配备有其它类型的传感器或检测器，只要它们能在与本文所要求的尺寸兼容的基板上进行微制造即可。作为示例，CMUT主要焊接在硅基板上，其他的传感器例如：压力传感器、靶向生物传感器(酶、抗体和核酸)、化学传感器、温度传感器和电极微阵列也是如此。在该示例性热消融涂布器4中，部分
27和28可以设置有任何前面提到的传感器以获得基于临床要求或需要的仪器。
27和28可以设置有任何前面提到的传感器以获得基于临床要求或需要的仪器。
[0103] 在又一个实施例(未示出，但参照图10所述)中，其中在涂布器4中仅包括部分27或部分28，部分29仍然存在用于热消融，且部分27或部分28配备有化学传感器以测量接触的组织的生理参数。
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