技术领域
本发明涉及生物医学工程领域，尤其涉及一种用于经肋骨超声体外治疗的 超声波治疗仪，应用于治疗位于人体肋骨遮挡下的组织器官。
背景技术
用于超声治疗的超声换能器有各种类型，按照几何特征可以分为聚焦和非 聚焦换能器，按照使用方式可以分为体外和体内，按照系统构成可以分为单阵 元和多阵元换能器，其中非聚焦换能器通常是用于体内，或是针对体表病灶的 治疗，由于其非聚焦的特性，激发的声波能量无法在较深的位置产生治疗效果。 在体外进行超声治疗的换能器通常都为聚焦式换能器，聚焦的方式有声透镜聚 焦，声反射聚焦等。
当换能器只有单一阵元(超声产生的有效器件，如压电陶瓷)组成时，通 常是将压电材料制成球面形状或采用声透镜聚焦，使超声能够在球心位置聚焦。 但单阵元换能器的缺点在于声场焦点只能固定在一点，同时，对于单一频率的 声波激励，所产生的声场分布都是固定的，当由于治疗的要求，需要声场焦点 在空间中移动时，通常采用机械移动换能器的方式来完成。在超声治疗中，有 时会遇到超声传播路径上有肋骨存在的情况，由于骨骼与组织之间的声阻抗有 巨大差异，以及骨骼有非常高的超声吸收系数，因此在这种情况下，肋骨会吸 收超声的能量，不但影响焦点处超声能量的聚焦，同时会造成肋骨表面温度的 升高，形成不必要的损伤。
多阵元换能器通常包括多个超声产生器件，根据实际的应用目的，以不同 的方式组成阵列，例如将圆片压电陶瓷固定在一球冠体表面。采用电子聚焦方 式控制多阵元换能器的技术可以灵活的控制声场能量分布，在不使用机械移动 装置的情况下，也能够通过改变各个阵元的激励信号而自由移动声场焦点的位 置。同时，在经肋骨超声体外治疗的应用中，多阵元换能器也有很大的优势， 灵活地控制各个阵元的输出对增加声能量的聚焦和减小肋骨带来的负面作用 都有着明显的作用。被肋骨遮挡的脏器，如肝脏，肾脏等，会随着呼吸运动发 生位移，为了保证超声治疗的准确性，需要焦点能够跟踪目标脏器的运动，多 阵元换能器也能够满足这种需求。
现有的经肋骨超声治疗所采用的超声换能器通常为球壳型，并有多个小的 圆形阵元排布在球面上，换能器的设计参数根据实际需求而定：根据目标在体 内深度确定超声频率和球面曲率半径(即自然焦距)；确定所需要的声场焦点 尺寸，计算出大概的换能器盘直径；结合超声频率和所需的焦点移动范围，确 定大概的单个阵元尺寸和阵元的初步排布方式，之后针对该换能器进行声场的 仿真，并根据结果对尺寸和排布进行微调。在经肋骨超声治疗时，为了避免超 声能量在肋骨表面的累积，需要对各个阵元的输出进行调整，最常用的调整策 略是关闭被肋骨遮挡的阵元。
除了圆形的阵元，还有一种条形阵元换能器被设计用于经肋骨的超声治疗。 长条形的阵元与肋骨在换能器表面的投影形状基本类似，因此这种换能器的控 制比较简单。如果使用上述的这种多阵元换能器专注于经肋骨的超声治疗，就 会有一定的缺陷。首先，为了有比较好的聚焦性能，圆形换能器的半径通常都 比较大，但由于肋骨的存在，被遮挡的阵元需要关闭，因此通常情况下只有一 半左右的阵元处于工作状态。
由于这些圆形换能器通常不是单单使用于经肋骨治疗的场合，只有一半数 量的阵元工作只能达到原有设计强度的一半，很难完成所需要的治疗效果。而 且，如果将这种圆形换能器专注用于经肋骨的超声治疗，只有一半的阵元工作 显得有些浪费。同时，当目标位置位于人体深部时，在沿人体头脚方向上超声 声束可能会将肺包括在内，由于肺部含有很多其他空腔，当遇到超声照射时， 气体空腔不但会反射大部分能量，而且会使超声能量在气体/组织界面聚集， 对人体造成损害。而条形阵元在焦点灵活控制方面有比较大的缺陷，焦点只能 在阵元的排列方向上进行移动，很难进行对人体呼吸运动造成的位移进行跟踪。
发明内容
本发明为针对经肋骨超声治疗的多阵元相控换能器，根据现有多阵元相控 换能器在经肋骨超声治疗时所存在的不足，对换能器整体几何形状进行了修改， 在保持原有多阵元相控换能器优点的同时，避免肋骨处超声能量的积累并保持 较高的工作效率。
一种用于经肋骨超声体外治疗的超声波治疗仪，包括多阵元相控聚焦换能 器以及用于控制所述多阵元相控聚焦换能器的声焦点的位置和形状的驱动电 路，所述多阵元相控聚焦换能器中的阵元分布在球面上形成阵元阵列，所述阵 元阵列的投影形状与治疗部位的骨骼间隙形状相应。
作为优选，所述阵元阵列的投影形状为三角形或长方形。
为了保持较高的聚焦增益以及聚焦控制的方便，本发明中换能器从三维球 面(即球面)上截取投影为长方形或三角形。实际上截取部分的投影不是严格 的长方形或三角形，要求投影接近长方形或三角形即可。
所述球面仅仅是空间上的虚拟区域，是为了表达阵元阵列在三维空间内的 排布特点，本发明中投影的承影面切于球面，以该阵元阵列的几何中心为切点， 以切点作为阵元阵列上的视点，沿过视点的直径进行俯视投影(即承影面垂直 于过视点的直径)。
本发明中的换能器俯视投影所形成的几何形状符合人体骨骼结构(肋骨)， 为长方形或等腰三角形，一方面能够保持较高的聚焦增益，且便于进行聚焦控 制，另一方面，该设计使换能器产生的超声能量束从人体骨骼间的有效声窗(无 骨骼或气体空腔的位置)穿过并进入人体深部。长方形的换能器较好的吻合了 人体肋骨间隙的几何形状，而三角形的换能器是根据人体第12对肋骨与脊椎 之间所形成的类三角形形状区域而来。其中长方形换能器可以用于治疗位于肝 脏或肾脏的病灶，而三角形换能器主要用于针对位于肾脏区域病灶的超声治疗。
作为优选，所述投影的尺寸为15～20cm(即投影上最远的两点之间的距离 为15～20cm)。
所述的三角形为等腰三角形，采用等腰三角形而非任意三角形主要是考虑 到在人体左右不同侧治疗时，所使用的换能器应该保持相同。
为获得相对高的聚焦增益，作为优选，所述三角形的腰长或长方形的长边 与所述球面的曲率半径相等。
本发明中的多阵元相控聚焦换能器延续了原有的多阵元换能器(多阵元相 控换能器)的基本构造，即将多个阵元(即超声阵元，多为压电陶瓷)固定在 某一几何形状的基座(球面)，并以某种方式进行排布。本发明中排列在球面 上的凹面上。该球面的半径即为换能器的焦距，根据超声治疗所针对的病灶在 人体内的深度来确定具体的焦距大小，通常在10～20cm之间。
作为优选，所述的阵元为矩形阵元。
由于圆形阵元在排布时阵元间的间隙(距离)较大，所形成的有效辐射面 积较小，同时会产生较大的旁瓣，在面积较大的圆形换能器中，由于阵元数量 多这一效应被掩盖，但在面积相对较小的球面矩形换能器中，会产生比较明显 的坏处，采用矩形阵元，这样可以减少阵元之间的间隙，更有效的利用换能器 盘上的面积，排布更多超声阵元。当换能器的总体几何形状为长方形或三角形 时，相比于同样尺寸的圆形阵元而言(圆直径与长方形或三角形的长边长度相 等)，能够用于排布换能器阵元的面积明显减少。
进一步优选，所述阵元尺寸为超声波长的6～7倍。最优的，阵元尺寸为超 声波长的7倍。为避免相邻阵元间的干扰，相邻阵元之间的距离小于超声工作 波长的一半。常见的阵元形状为矩形或圆形等，阵元尺寸指矩形对角线或圆形 直径，当采用其它形状时，指该形状边界上最远的两点之间的距离。
相邻阵元的距离指相邻阵元距离最小的两点间的距离。阵元的尺寸以及阵 元之间的距离根据拟采用的超声频率而定。考虑到人体组织对于超声的吸收衰 减，治疗病灶的深度以及声场焦点的尺寸，在治疗超声领域通常为1MHz左右， 因此本发明中也采用相同频率段作为换能器的工作频率，即本发明中阵元的边 长约为10mm，间隙约为(相邻阵元之间的距离)0.7mm。
阵元的排布方式采用了规则分布以便于机械加工。对于阵元阵列投影为长 方形的换能器(即多阵元相控聚焦换能器)而言，各个阵元的边缘尽量与换能 器的边缘平行；对于阵元阵列投影为等腰三角形的换能器而言，阵元的一组对 边与三角形的底边相平行。
在实际应用中，阵元阵列中各个阵元排列越没有规则，效果越好。最优地， 任意两个阵元均不在同一圆周上。通常可以对该换能器进行声场仿真，并根据 仿真结果对阵元阵列的阵元排布进行微调，以达到最佳效果。
本发明所述换能器中的各个阵元都有单独的导线连接至电路驱动系统，可 以单独控制各个阵元的驱动电信号，包括幅值及相位。各个阵元所发出的超声 波阵面在空间中预设位置同时达到峰值，形成焦点，通过调整驱动信号，可以 使得焦点在空间中移动，达到焦点扫描或运动跟踪的目的。
在进行超声治疗时，长方形换能器可安置于病人体侧，使换能器焦点位于 病灶，具体位置根据实际病灶位置而定，而三角形换能器可安置于病人背后。 为了减少被肋骨遮挡的阵元个数，可以将换能器安装在机械移动装置上，通过 转动换能器使大部分超声能量从肋骨间隙穿过。对于长方形换能器，通过转动 使长轴方向与肋骨方向平行；对于三角形换能器，通过转动，使等腰三角的腰 于人体脊椎一侧边缘平行，另一侧尽量与同侧第12根肋骨下缘平行，这样可 以减少关闭阵元的数量，而且所关闭的阵元位于骨骼边缘位置，对焦点声压的 影响较小。
当单个换能器所产生的能量不足以达到治疗目的时，可以采用多个换能器 同时工作的方式。由于长方形换能器在短轴方向尺寸较小，这就给出了足够的 空间安置多个相互平行的换能器，各个换能器的超声束从不同位置的肋骨间隙 穿过，也可同时使用三角形换能器。通过调整各个换能器上各个阵元的激励信 号，使超声波阵面在相同位置达到同相位，提高焦点声能量。
在实际应用时，即使阵元阵列投影为长方形或三角形，也会存在被骨骼遮 挡住的阵元。因为为保证治疗效果，所述驱动电路还用于关闭被骨骼遮挡住的 阵元。
本发明中被骨骼遮挡住的阵元通过如下方法确定：
采用光线投射法(基于光线的直线传播原理)确定各个阵元发出的超声波 的传输路径，若传输路径经过骨骼，则为被骨骼遮挡住的阵元。
为便于进行初始定位，所述超声波治疗仪还包括移动装置，所述移动装置 在驱动电路的控制下带动多阵元相控聚焦换能器移动。应用时，医疗人员根据 患者与多阵元相控聚焦换能器的相对位置关系，设定目标位置后，然后由驱动 电路控制使移动装置带动多阵元相控聚焦换能器移动至设定的目标位置(包括 方向)。
移动范围在人体平躺后，左右，头脚方向控制在+10cm之内，以及三个方 向的自由旋转。
与现有技术相比，本发明的具有如下优点：
通过对多阵元相控聚焦换能器整体几何形状进行修改，使多阵元相控聚焦 换能器的阵元阵列投影为长方形或等腰三角形，在保持原有多阵元相控换能器 优点的同时，避免肋骨处超声能量的积累并保持较高的工作效率。
附图说明
图1(a)表示投影为长方形的多阵元相控聚焦换能器；
图1(b)表示投影为等腰三角形的多阵元相控聚焦换能器；
图2为本实施例的超声波治疗仪的应用原理图。
具体实施方法
为了更好地理解本发明的技术方案，以下将结合附图和具体实施例对本发 明作进一步的详细描述。实施例所采用的技术参数不构成对本发明的限定。
本实施例的用于经肋骨超声体外治疗的超声波治疗仪，包括多阵元相控聚 焦换能器、用于控制多阵元相控聚焦换能器的声焦点的位置和形状的驱动电路 以及在驱动电路的控制下带动多阵元相控聚焦换能器移动的移动装置。
本实施例的多阵元相控聚焦换能器中的阵元发出的超声波的频率为 1MHz，形状为正方形，阵元边长为10mm。各个阵元分布在换能器盘形成阵 元阵列(换能盘为球面，阵元安装在凹面上)。阵元阵列的投影的形状与治疗 部位的骨骼间隙形状相应，且投影为10～20cm。
本实施例中投影形状为等腰三角形或长方形。相邻阵元之间的距离小于超 声波长的一半。
如图1(a)所示投影为长方形的多阵元相控聚焦换能器，该长方形的长 边等于球面的曲率半径(本实施例中球面的曲率半径为160mm)，各个阵元的 边缘与换能器的边缘平行。
如图1(b)所示投影为等腰三角形的多阵元相控聚焦换能器，该等腰三 角形的腰长为球面的曲率半径(本实施例中球面的曲率半径为160mm)，且阵 元的一组对边与等腰三角形的底边相平行。
边长为10mm的超声阵元均匀排布在换能器盘(球面)上形成阵元阵列， 该阵元阵列为换能器的有效工作部分。每个阵元由单独的导线连接至驱动电路 部分，驱动电路为各个阵元输出的频率为1MHz的激励电信号，该激励电信号 经阵元转化为超声能量发出超声波。通过调整激励电信号，可以使焦点在空间 中移动，以实现超声能量扫描或者运动跟踪。
在实际治疗时，首选需要进行模拟治疗，确定整个治疗过程中声焦点位置 和形状的变化过程作为治疗方案。且在模拟过程中还根据骨骼与阵元的相互位 置，确定在不同情况下被骨骼挡住的阵元。进一步，在实际治疗时，利用驱动 电路关闭被骨骼遮挡住的阵元。
在治疗时，还需要对阵元相对于人体的初始位置进行调整，以匹配事先通 过模拟得到的治疗方案。对位置进行调整时，可以进行手动调整。但是为提高 定位精度以及提高治疗的自动化程度，本实施例中通过计算机控制系统实现位 置调整。
如图2所示，在人体肋骨处设置一虚拟声源2，并向外辐射声波，骨骼阻 止声波的继续传播，通过这一步骤可以指示出针对在肋骨后的病灶，哪些区域 可以作为超声传播的有效声窗。本实施例中的换能器正是合理利用这些有效声 窗，来提高超声治疗的效率并降低骨骼上的声能量积累。
根据有效声窗的位置设置换能器1。长方形换能器11(指阵元矩阵头投影 为长方形的多阵元相控聚焦换能器)正位于肋骨间隙所形成的有效声窗中，长 方形的长边与肋骨走向平行。等腰三角形换能器12(指阵元矩阵头投影为长 方形的多阵元相控聚焦换能器)可以置于最后一根肋骨(第12根肋骨)下缘 与脊椎所形成的有效声窗中，等腰三角形的两腰分别与肋骨走向和脊椎走向平 行。
如图2所示，当单个换能器所提供的超声能量不足时，可以同时使用多个 换能器，多个长方形换能器在长轴方向根据肋骨走向，相互平行安置在人体体 侧，各个换能器所产生的超声束从不同位置的肋骨间隙穿过，可以在同侧人体 背部同时安置三角形换能器。各个换能器的焦点都设置为相同位置。当部分阵 元与换能器声焦点的连线被骨骼遮挡时，可以关闭这些被遮挡的阵元，较少骨 骼上的超声能量积累。
以上所述的具体实施方式对本发明的技术方案和有益效果进行了详细说 明，应理解的是以上所述仅为本发明的最优选实施例，并不用于限制本发明， 凡在本发明的原则范围内所做的任何修改、补充和等同替换等，均应包含在本 发明的保护范围之内。