CN1494933A - 超声辐射设备 - Google Patents

Abstract

一种超声辐射设备，其通过选择两个或更多压电元件以及改变所选择的压电元件，向所需区域辐射超声波。该选择可以通过基底的机械移动或电子开关完成。由所选辐射压电元件确定的孔径尺寸可以根据超声波的焦距而确定。聚焦是通过改变施加到所选压电元件的驱动信号的延迟时间而完成的。

Description

超声辐射设备

                    交叉引用的有关申请

本申请要求以2002年9月26日提交的No.2002-280590，2002年10月29日提交的No.2002-313673以及2002年9月9日提交的No.2002-263062在先日本专利申请作为优选权基础，这些在先申请的全部内容作为参考引入本文。

                            技术领域

本发明涉及一种向物体辐射超声波的超声辐射设备。

                            背景技术

近年来，微创医学治疗引起了人们的注意并已试图用于治疗癌症。由于癌症通常采用外科手术进行治疗，如手术切除含有肿瘤的组织，其可导致内脏器官的原始功能降低，或外观缺损。在这种情况下，即使维持了患者的生命，也会给患者造成很大负担。当考虑到QOL(生命质量)时，迫切需要开发一种微创医学治疗装置来代替传统的外科手术。正在研制的一种微创医学治疗法包括通过向组织辐射强超声波以加热组织，从而使肿瘤坏死。在这种方法中，虽然需要加热(例如采用均匀能量加热)直径在5mm至10mm之间的整个肿瘤，但当采用常规方法辐射超声波时，强超声波的能量只集中在一个直径为2mm至3mm之间的区域内。因此，很难用强超声波加热整个肿瘤。为解决这一问题，出现了相控阵技术，该技术通过控制从2000至3000个压电元件产生强超声波的驱动信号的相位，从而电设定超声波的焦点位置。但是，由于该装置结构复杂，相控阵技术实现起来是很困难的。

由于这一原因，在日本专利(KoKai)No.2000-166940中提出了一种采用极少压电元件和简单驱动电路向肿瘤进行辐射和分配超声波的方法。在该方法中，强超声波的发生单元有4至24个压电元件。第一驱动信号被提供到从这些压电元件选出的第一压电元件组，与第一驱动信号相位相差180度或更小度数的第二驱动信号被提供到其余压电元件形成的第二压电组。从而，在肿瘤中形成两个或更多个声压最大点，并且超声能量得以分配。按照此方法，利用较少压电元件和简单的驱动电路，可以扩大超声波的辐射范围。

在日本专利(KoKai)No.11-226046中提供了另一种强超声波辐射和机械移动强超声波的凹面发生单元的方法。在该方法中，由于强超声波的焦点位置在一个轨道上任意移动且移动的范围或距离是任意设定的，从而可能对肿瘤均匀加热而与其大小和形式无关。

但是，按照日本专利(KoKai)No.2000-166940公开的第一种方法，其存在一些问题。例如，由于压电元件较少，压电元件间的排列距离较大，或者由于相位限制在两个角度，如0°和180°或更小度数的任意角度，相位排列的精度会较低。因为这些原因，由于很难排列超声波的波面，可能产生非允许加热区(次最大点)。也难以在辐射范围内产生均匀的声压分配。

另一方面，按照日本专利(KoKai)No.11-226046公开的方法，当强超声波发生单元机械移动以扩大辐射范围时，附属于发生单元的耦合薄膜、包含在耦合薄膜中的耦合液体以及超声图像探头都发生移动。由于这一原因，成像机构可能会复杂化或扩大化。此外，在治疗肝癌时采用这种方法，当发生单元移动时，超声波对患者的入射空间可能会被靠近身体表面的肋骨包围。由于这一原因，强超声波的一部分不能到达预定的加热区域，而在肋骨附近可能产生一个加热区。此外，由于由超声成像装置发射或接收的超声波受肋骨的影响，在超声图像上产生声影或多元反射，因而图像质量下降。

例如，如图1A所示，当辐射强超声波以在患者1的肋骨3后的肿瘤2的右部产生一个聚集点9后，强超声波发生单元6沿患者1的表面(水平方向)移动ΔX，从而使肿瘤2的左部受到辐射，如图1B所示。在这种情况下，由于超声成像探头5位于强超声波发生单元6的中心，当强超声波发生单元6移动时，在许多情况下肋骨3包括在超声图像8中。由超声成像探头5发射的超声波大部分反射到肋骨的表面，从而造成超声图像质量下降

                            发明内容

本发明的目的之一是针对上述问题进行改进。

为实现上述目的，根据本发明的第一方面，提供一种超声辐射设备，其包括：一个超声发生单元，包括有多个设置成用于辐射超声波的压电元件；一个选择单元，设置成用于在多个压电元件中选择多于一个的压电元件，且设置成用于变换所选择的压电元件；以及一个驱动单元，设置成用于驱动所选择的压电元件。

根据本发明的另一方面，提供了一种超声辐射设备，其包括：一个超声发生单元，包括有多个设置成用于辐射超声波的压电元件；一个第一基底，其包括多个与压电元件相连的第一电极；以及一个第二基底，其包括多个位于第一电极对面的第二电极和一个与多个第二电极相连的共用电极；一个移动机械单元，设置成用于使第一基底沿第二基底的表面相对移动；以及一个驱动单元，设置成用于为共用电极提供驱动压电元件的驱动信号。

根据本发明的另一方面，提供了一种超声辐射设备，其包括：一个超声发生单元，包括有多个设置成用于辐射超声波的压电元件；多个与多个压电元件相连的开关；一个控制器，用于以预定型式来转换多个开关；以及一个驱动单元，用于以预定型式来驱动压电元件。

根据本发明的另一方面，提供了一种超声辐射设备，其包括：一个超声发生单元，包括有多个设置成用于辐射超声波的压电元件；一个控制器，设置成用于设定由辐射压电元件基于从超声发生单元辐射的超声波焦距而确定的孔径尺寸；以及一个选择单元，设置成用于基于所设定孔径尺寸选择多个压电元件。

                            附图说明

本发明的更完整的解释以及其附带的有益效果将通过参照附图而进行的详细描述而得到更好的理解。附图中：

图1A和1B为常规超声辐射设备的示意图；

图2为根据本发明第一实施例的超声辐射设备的框图；

图3A为超声波发生单元的顶视图；

图3B为图3A中超声波发生单元的沿A-A线剖开的剖视图；

图4A为压电元件选择电路的透视图；

图4B为压电元件选择电路的剖视图；

图4C为压电元件选择电路的剖视图；

图5A为环形阵列电极的顶视图；

图5B为压电元件的顶视图；

图6A为压电元件驱动单元的框图；

图6B为表示延迟时间和延迟电路数目之间关系的曲线图；

图7为说明设定焦距的修正的示意图；

图8为超声成像装置的框图；

图9为说明辐射超声波过程的流程图；

图10A为当肿瘤的轮廓设定时的超声图像；

图10B是当肿瘤的轮廓设定时的超声图像；

图11A为说明移动强超声波辐射范围的方法的示意图；

图11B为说明另一种移动强超声波辐射范围的方法的示意图；

图12A为一示意图，用于说明选择辐射强超声波的压电元件的第一修正；

图12B为一另示意图，用于说明选择辐射强超声波的压电元件的第一修正；

图13A为说明根据第一修正的声压分布的示意图；

图13B为说明根据第一修正的声压分布的另一示意图；

图14为根据第一修正的压电元件选择电路的视图；

图15为根据第二修正的压电元件选择电路的视图；

图16为根据第三修正的压电元件选择电路的视图；

图17为根据第四修正的压电元件选择电路的视图；以及

图18为根据修正的环形排列电极的顶视图。

                          具体实施方式

现参照附图，其中在几幅视图中同样的附图标记表示相同或相应的部件，根据本发明的超声辐射设备的实施例参照图2至图11解释说明如下。这些实施例中的超声辐射设备用于采用强超声波加热肿瘤的疗法或用于实施增大基因转移效率的超声辐射混合方法。超声辐射设备具有多个在与患者接触的涂敷器中二维排列的压电元件。一些压电元件通过与涂敷器分离的压电元件选择电路从上述多个压电元件中选择出来。

参照图2，3A和3B，对超声辐射设备进行解释说明，这些附图分别表示超声辐射设备的框图、超声波发生单元的顶视图和超声波发生单元的剖视图。超声波辐射装置用于采用强超声波加热肿瘤的疗法的情形解释说明如下。但是，超声辐射设备可以类似地用于加强基因转移效果的超声波混合方法中。超声辐射设备包括涂敷器11，其向患者1辐射强超声波并监视辐射范围内的辐射效果，超声辐射设备还包括：一个选择预定压电元件的超声扫描单元12；一个为所选择压电元件提供驱动信号的压电元件驱动单元13；一个超声成像装置14，该超声成像装置14用于获取包括受所选择压电元件发出的强超声波辐射的肿瘤2在内的超声断层图像；以及一个探头转动单元15，用于转动可转动地连接在涂敷器11上的超声成像探头22以设定超声断层图像的位置。此外，超声辐射设备具有一个用于显示由超声成像装置14生成的超声图像的显示单元16，一个用于输入信息的操作单元17，上述信息包括患者ID、辐射备件、肿瘤2的形态和大小，一个机械控制单元18，该机械控制单元18用控制探头转动单元15和位于超声扫描单元12中的选择电路移动机械单元32，以及一个控制上述各单元的系统控制单元19。

涂敷器具有一个辐射强超声波的超声发生单元21和获取超声图像的超声成像探头22。超声成像探头22位于超声发生单元21中央开口50处。超声发生单元21和超声成像探头22的一端位于充满耦合液体23(如脱泡液体)的涂敷器11的上侧面。涂敷器11与患者接触的部分具有由一种聚合材料制成的耦合薄膜24，该聚合材料具有柔性且具有几乎与患者1或耦合液体23相同的声阻抗。也就是说，从超声发生单元21辐射出的强超声波或从超声成像探头22辐射出的超声波，通过耦合薄膜24和耦合液体23被有效地发送到患者1。

如图3A所示，超声发生单元21具有按二维排列的NX压电元件。Px压电元件沿X方向间隔dx排列，而Py压电元件在Y方向间隔dy排列。图3B是图3A中沿A-A线剖开的超声波发生单元21的剖视图。用于提供驱动信号的电极42a和42b分别位于包含有压电陶瓷的压电元件41的第一表面(上表面)和第二表面(下表面)上。电极42a固定在支架42上，电极42b附着有声匹配层44以更有效地辐射强超声波。声匹配层44的一个表面覆盖有保护层45。分别与NX压电元件41相接的电极42a，通过用于提供驱动信号的NX信号线46与下面提及的压电元件选择电路31相连。另一方面，电极42b一起连接到超声辐射设备的接地端。

超声成像探头22用于监视从超声发生单元21对肿瘤2发出的强超声波辐射以及辐射的热效率。所采用的超声成像探头22可以与通常的超声诊断探头相同，但是，为了不防碍超声发生单元21的辐射，选择具有较小收发面和较宽成像范围的扇形扫描探头较为理想。在本实施例中，采用电子控制超声波收发方向以获取扇形图像的电子扇形扫描探头作为超声成像探头22。M小压电元件在超声成像探头22的未端一维排列。每个压电元件将电脉冲转换成超声脉冲以向患者1发送超声脉冲，并将超声脉冲转换成电脉冲以接收来自患者1的超声脉冲。由于超声成像探头22未端的组成与图3B类似，在此省略其具体的说明。

超声扫描单元12具有压电元件选择电路31和选择电路移动机械单元32。压电元件选择电路31是一个开关电路，其用于在二维排列在超声发生单元21中的NX压电元件中选择并以通常的方式连接预定压电元件。压电元件选择电路31具有第一基底和相对的第二基底，二者都有多个电极度。第一基底相对于第二基底可滑动以为任意通道提供驱动信号。

图4A表示压电元件选择电路31的一个实例。第一基底51与第二基底52相对。半球形第一电极53在第一基底51的上表面间隔d排列，而半球形第二电极54在第二基底52的下表面间隔d排列。与超声发生单元21中的NX压电元件41相连的NX信号线46从第一基底51的下表面穿过至第一电极53，也就是说，压电元件按照第一电极53的排列二维排列。

另一方面，电极55排列在第二其底层52的上表面。电极55用于选择被驱动的压电元件41，并以通常的方式连接。例如，电极55为N-通道环形阵列电极，其包括一个中心电极和多个同心排列的环形电极，如图4A所示。N-通道电极与压电元件驱动单元13的N-通道外围线相连。虽然图4A只表示了两个环形电极，但5-15个环形电极是较为理想的。

图4B表示B-B剖视图的一部分。在压电元件选择电路31中，第一基底51位于第二基底52附近。通过第二基底52上的穿孔VIA与环形阵列电极55相连的第二电极54，与第一基底51上的第一电极53相接，且在它们之间能够有电流通过。提供给环形阵列电极55的驱动信号通过信号线46提供到第二电极54、第一电极53和压电元件41上。也就是说，通过压电元件选择电路31，从超声发生单元21中的NX压电元件41中选择出与环形阵列电极55连接的压电元件41。当超声发生单元21辐射时，形成环形阵列的强超声波辐射至患者1。

选择电路移动机械单元32用于使压电元件选择电路31的第二基底52沿第一基底51的表面相对移动。当第二基底52的环形阵列电极55机械移动时，超声发生单元21的压电元件41中的被驱动的压电元件41的位置也随着第二基底52的移动而移动。由于第一电极52的中心位置在移动后需要与第二电极54的中心位置一致，第二基底52在X或Y的每个方向的相对移动距离可以为间隔d的整数倍。图4C表示在第二基底52相对于第一基底51在X方向移动间隔d的情况下图4A的B-B剖面的剖面图。移动后，在X方向间隔D的下一组压电元件被选择驱动以辐射出强超声波。也就是说，通过移动第二基底52，就可能选择出符合移动距离或方向的被驱动的压电元件。实际上，环形阵列电极55的选择后的图形是如图5B所示的马赛克式图形。图5A表示环形阵列电极55，而图5B表示压电元件41的已选图形。

压电元件驱动单元13用于为压电元件提供驱动信号以使超声发生单元21辐射强超声波。压电元件驱动单元13包括：一个在与压电元件41的谐振频率相应的频率上产生连续波的CW发生器33，一个为连续波提供预定延迟时间的延迟电路34，一个放大连续波的RF放大器35以及一个进行组抗匹配以为压电元件41有效地提供来自RF放大器35的输出信号的匹配电路36。例如，当环形阵列电极包括N通道电极时，延迟电路34、RF放大器35和匹配电路36也包括N通道，而且在延迟中设定N个延迟时间。延迟电路34将预定延迟时间提供至N通道的驱动信号，以在所需区域聚焦超声发生单元21的压电元件41辐射出的强超声波。延迟时间按照环形阵列电极55的形状和焦距确定。在本实施例中，与每个焦距相应的延迟时间信息作为每种形状的环形阵列电极55的查找表存储在系统控制单元19的存储电路中。

图6A表示为环形阵列电极55-1至55-03(N＝3)提供驱动信号的压电元件驱动电路13，图6B表示由延迟电路34-1至34-3为电极55-1至55-3的驱动信号提供的延迟时间。也就是说，为中心部分的电极55-1的驱动信号设定的延迟时间比为靠外部的电极55-3的驱动信号设定延迟时间更长。当焦距(Fo)较小时，这一趋势更明显。来自N通道的延迟电路34-1至34-3的输出信号通过RF放大器35-1至35-3和匹配电路36-1至36-3提供至压电元件选择电路31中第二基底52的环形阵列电极55-1至55-3上。

作为一种修正，可以根据焦距(Fo)改变聚焦尺寸。例如，如图7所示，当焦距(Fo)较大时，压电元件的孔径较小，而当焦距(Fo)较小时，压电元件的孔径较大。为减小孔径，图6A中的电极55-3可以是OFF，为增大孔径，电极55-3可以是ON。另外，施加在电极55-1至55-3上的电压可以根据焦距(Fo)的变化而改变。例如，当焦距(Fo)较大时，可以对内部的电极55-1施加比外部电极55-3较小的电压，而当焦距(Fo)较小时，可以在内部的电极55-1施加比外部电极55-3较大的电压。因而，通过选择电极或控制为电极提供的电压，就有可能减小聚焦尺寸相对于焦距的波动。

超声成像装置14参照图8进行说明。超声成像装置14包括一个为从超声成像探头22向患者1辐射超声波而产生驱动信号的超声发射单元61，以及一个通过超声成像探头22从患者接收超声波的超声接收单元62。此外，超声成像装置14还包括一个基于接收的信号生成图像数据生成单元63，以及一个存储图像数据的图像数据存储单元64。超声发射单元61包括一个比率信号发生器66，一个发射延迟电路67和一个脉冲源(pulsar)68。比率信号发生器66在一个确定辐射至患者1的超声脉冲的重复周期的速率上为发射延迟电路67提供一个速率脉冲。发射延迟电路67包括独立的M通道延迟电路为来自比率信号发生器的速率脉冲提供用于聚焦预定深度和方向上的超声波的延迟时间，并且向脉冲源发送延迟脉冲。脉冲源68包括独立的M通道驱动电路。脉冲源68驱动超声成像探头22中的压电元件并产生向患者1辐射超声波的驱动脉冲。

超声接收单元62包括一个前置放大器69，一个接收延迟电路70和一个加法电路71。前置放大器69放大被压电元件转换成电信号的微小声学信号，并充分提高S/N比。接收延迟电路70为来自前置放大器69的输出信号提供用于聚焦预定深度和方向上的超声波的延迟时间，并将输出信号发送到加法电路71。加法电路71将N个通道的接收信号累加成一个信号。数据生成单元63包括一个对数转换单元72，一个轮廓线检测器73和一个A/D转换器74。图像数据生成单元63的输入信号被发送到对输入信号的幅度进行对数转换的对数转换单元72，以相对增强小信号。通常，来自患者1的接收信号具有80dB或更大的较大动态范围的幅度。为在动态范围约为23dB的常规视频监视器上显示接收信号，将信号幅度压缩以增强不信号。轮廓线检测器73检测对数转换信号的轮廓线，去除超声频率成份，并检测幅度。A/D转换器74对轮廓线检测器73的输出信号进行A/D转换，并生成超图像数据。

图像数据存储单元64包括一个存储由图像数据生成单元63生成的超声图像数据的存储电路。逐一存储在改变超声波的收发方向过程中获取的图像数据，并生成二维图像数据。探头转动单元15使超声成像探头22绕探头轴转动，以使超声发生单元21发出的超声波所辐射的区域均包含在显示的超声图像上。显示单元16包括一个显示电路和一个CRT监视器。显示单元16用于显示由超声成像探头和超声成像装置14生成的超声图像。存储在图像数据存储单元64中的超声图像数据经D/A转换并由显示电路转换成TV格式以在CRT监视器上显示。由超声发生单元21辐射的超声波的位置或波束形式可以叠加到超声图像上。操作者通过操作单元17(如鼠标)，输入的肿瘤2的位置或轮廓可以显示在CRT监视器上。还可以显示肿瘤2轮廓的近似图形。

操作单元17包括操作面板上的键盘、轨迹球、鼠标等。操作单元用于操作者输入患者信息，肿瘤信息，如肿瘤的位置或大小，以及加热信息，如加热间隔或每个焦点的加热时间。机械控制单元18控制探头转动单元15和超声扫描单元12的选择电路移动机械单元32。更具体地，机械控制单元18按照基于操作单元17输入的肿瘤的大小和位置而确定的轨道，控制选择电路移动机械单元32的移动，并且控制探头转动单元15以使强超声波的辐射总是显示在超声图像上。系统控制单元19包括一个CPU和一个存储电路，并按照操作单元17发出的命令信号控制每个单元。由操作单元17输入的命令和信息存储在CPU中。系统控制单元19读取由操作单元17输入的肿瘤的位置和大小，并对肿瘤2的轮廓实行椭圆形近似。系统控制单元19在CRT监视器上显示近似图形并按照肿瘤信息设定适当的加热轨道。进而，系统控制单元19计算并显示基于加热轨道的总时间、加热间隔和每个焦点的加热时间。

生成超声图像和辐射强超声波的操作过程参照图9-11进行说明。图9表示辐射操作的流程图。操作者设定加热条件，如强超声波的大小和每个焦点的加热时间，存储电路19存储上述信息(步骤S1)。操作者设定涂敷器11的位置，从而使超声成像探头22定位在肿瘤适当的位置(步骤S2)。此时，可以操作超声成像装置14以使操作者观察超声图像来设定涂敷器11的位置。

生成超声图像的操作参照图8进行说明。当超声波辐射到患者1时，超声发射单元61的比率信号发生器66按照系统控制单元19的控制信号，为发射延迟电路67提供用于确定辐射至患者1的超声脉冲的重复周期的速率脉冲。发射延迟电路67为速率脉冲提供用于聚焦预定深度上的超声波的延迟时间和用于确定超声波的方向(θ1)的延迟时间，并且向脉冲源68提供速率脉冲。脉冲源68驱动超声成像探头22中的压电元件，从而使超声脉冲辐射至患者1。

辐射至患者1的超声波的一部分在声阻抗不同的内部器官或组织间的界面中反射，该反射部分由发射超声波的同一压电元件进行接收，且该超声波被转换成电信号。接收的信号由前置放大器69放大，并且发送到接收延迟电路70。接收延迟电路70为接收信号提供用于聚焦和接收预定深度和方向(θ1)的超声波的延迟时间，并且将接收信号送到加法电路71。加法电路71将从前置放大器69和接收延迟电路70输入的多个接收信号累加为一个接收信号，并将该累加信号提供到图像数据生成单元63。对累加电路71的输出信号进行对数转换、轮廓线检测以及A/D转换，而后将该信号存储到图像数据存储单元64中。

在超声波的发射和接收方向改变Δθ的同时，超声波如上所述在同一过程中进行发射和接收。也就是说，系统控制单元19按照收发方向连续改变发射延迟电路67和接收延迟电路70的延迟时间，并采集图像数据。系统控制单元19控制图像数据存储单元64存储在上述过程中获取的图像数据，并控制显示单元16在预定扫描完成后显示超声图像。操作者调整涂敷器11的位置以及使肿瘤2定位在超声图像探头22下面，在显示单元16的CRT监视器上观察患者1的超声图像(步骤S3)。图10A-10B表示显示在显示单元16的CRT监视器上的超声图像。超声成像探头22的压电元件设定为如图3A和图4A所示的在X方向上一维排列，而所得到的X-Z平面上的超声图像如图10A所示。操作者通过操作单元19的鼠标在超声图像上输入肿瘤的轮廓(步骤S4)。系统控制单元19的CPU基于输入的肿瘤轮廓信息进行椭圆近似。此外，CPU按照作为原始位置(X＝0，Y＝0，Z＝0)的超声成像探头22的顶部计算椭圆的中心位置g(X₀，0，Z₀)以及在X和Z方向上的最大直径(W_x)和(W_z)，并且将中心位置和最大直径存储到系统控制单元19的存储电路中。当操作者通过操作单元17输入改变超声图像的截面方向的指令时，系统控制单元19向机械控制单元18发送指令信号。机械控制单元18基于指令信号向探头转动单元15提供转动控制信号以使超声成像探头22绕Z轴转动。Y-Z平面上的第二超声图像显示CRT监视器上，如图10B所示。操作者按照与第一超声图像类似的方式通过操作单元17的鼠标输入肿瘤2的轮廓。系统控制单元19的CPU基于输入的肿瘤轮廓信息进行椭圆近似。此外，CPU按照作为原始位置(X＝0，Y＝0，Z＝0)的超声成像探头22的顶部计算椭圆的中心位置“g”(0，Y₀，Z₀)以及在Y和Z方向上的最大直径(W_Y)和(W_z’)，并且将中心位置和最大直径存储到系统控制单元19的存储电路中。在W_z不等于W_z’(W_z≠W_z’)的情况下，可选择一个值或可采用平均值。系统控制单元19基于所计算的中心位置和肿瘤2的大小，建立三维移动区域和超声发生单元辐射的强超声焦点的轨道以加热肿瘤2(步骤S5)。

由此，确定了扫描方案，如移动区域和轨道。扫描方案确定后，操作者通过操作单元17输入辐射开始命令。系统控制单元19读取输入命令并设定压电元件驱动单元13的延迟电路34的延迟时间，从而基于扫描方案在第一辐射位置g(X1，Y，1，Z1)形成来自超声单元21的强超声波的焦点。也就是说，系统控制单元19从存储电路的查找表中读取焦距为Z1的N种延迟时间信息，从而建立基于该延迟时间信息的延迟电路34的延迟时间。

系统控制单元19，通过机械控制单元18向选择电路移动机械单元32，提供移动控制信号，以使中心位置g’(0，0)移动到环形阵列电极55的位置g’(X1’，Y1’)。第二基底52的位置g’(0，0)对应于原始位置g(0，0，0)，即超声成像探头22的顶部，并且也对应于超声发生单元21中二维排列的压电元件41的排列中心。环形阵列电极55移动后，中心位置g(X1’，Y’)对应于第一辐射位置g(X1，Y1，Z1)的X和Y位置(步骤S6)。进一步地，系统控制单元19向探头转动单元15提供基于辐射位置g(X1，Y1，Z1)信息的转动控制信号，并且转动超声探头22以使辐射位置对应于超声图像平面(步骤S7)。当选择压电元件41位于第一辐射位置时，就完成了辐射到第一辐射位置的强超声波的延迟时间的设定和超声成像探头22的转动角度的设定，系统控制单元19控制压电元件驱动单元13的CW发生器33在预定频率上产生连续波。将延迟时间提供到具有N通道的延迟电路34中的连续波，以聚焦强超声波。连续波通过RF放大器35和匹配电路36，并被提供到压电元件选择电路31的第二基底52中的环形阵列电极55。提供到环形阵列电极55的连续波被发送到位于第二层52背面的第二电极54以及位于第一基底51上第一电极53。进一步的，连续波通过与第一电极53相连的信号线46，并提供到超声发生单元21的压电元件41上。通过驱动聚焦在第一辐射位置g(X1，Y1，Z1)的连续波而从压电元件41辐射的强超声波由扫描方案设定，进而加热肿瘤位置(步骤S8)。

由超声成像探头22和超声成像装置14获取超声发生单元21对肿瘤加热的情况作为超声图像数据。系统控制单元19在显示部分16上显示超声图像。当强超声波在预定时间内对第一辐射位置g(X1，Y1，Z1)进行辐射后，按照扫描方案依次对第二辐射位置g(X2，Y2，Z2)和第三辐射位置进行辐射。控制超声成像探头22的转动，从而在显示单元16上实时显示加热肿瘤的情况(步骤S9)。图11A-11B表示强超声波辐射位置的移动图形的实例，即分别为直线形移动图形和环形移动图形。虽然可以采用其它移动图形，较理想采用适于按照辐射位置的移动而转动的超声成像探头22的移动图形。

压电元件选择电路31的一种修正参照图12A-14进行说明。在上述实施例中，超声发生单元21的压电元件41排列较宽。例如，如图12A所示，当选择压电元件41基于超声扫描单元12中的环形阵列电极55的移动，从中心位置向远端位置偏移Xh时，如图12A左侧所示的压电元件选择可以应用到图12A右侧所示的移动的压电元件的选择。因此，即使选择是在如图12A所示的远端位置进行的，也可获得类似聚焦特征。但是，为在治疗肝癌时减少强超声波对肋骨的辐射，在一个较窄的空间选择压电元件，如图12B所示。在此修正中，当选择的压电元件41向端部位置移动Xh时，该选择是不对称的并且缺失端部位置，如图12B的右侧所示。

图13A表示在中心选择和远端选择上辐射的声压的二维分布。图13B表示在图13A的C-C和C’-C’剖面处的声压值。如图13A-13B所示，当压电元件41的环形阵列图形的右端缺失时，就能够在作为原始焦点的超压峰值点(最大点)之外产生第二声压峰值点(次最大点)。一般，如果次最大点和最大点之间相差10dB或更大，则不存在太大问题。偶然情况下，当最大直径为120mm的环形阵列用于加热直径为10mm的肿瘤且Xh＝5mm时，次最大点是允许的。

图14表示在此修正中的压电元件选择电路31。第一基底51和第二基底52之间的位置关系表示在图14的上部，D-D处的剖面图表示在图14的下部。例如，第一基底具有一个大小几乎等于第二基底52的有效区域81和一个在有效区域周围的无效区域。第二基底是一个正方形，例如，具有几乎等于环形阵列电极55的最大直径的边长。无效区域的宽度为Xh，Xh为环形阵列电极55移动的最大距离。有效区域81上的第一电极53通过信号线46与压电元件41相连。另一方面，无效区域82上的第一电极53与虚拟压电元件83相连，虚拟压电元件83与压电元件41具有相同的阻抗特性。

例如，当环形阵列电极55的中心向右移动距离Xh时，环形阵列电极55的右端部分与虚拟压电元件83相连。因此，就可能减小压电元件驱动单元13的阻抗波动，并保持阻抗匹配。

上述实施例中的超声扫描单元12的一种修正参照图17进行说明。虽然在上述实施例中环形阵列电极55向需要的方向移动，但在此修正中采用了一个电子开关。在图17中，压电元件选择电路131包括NX个电子开关70-1至70-N，每个开关有N个通道。电子开关70-1至70-N的第一端点与压电元件41-1至41-NX相连。另一方面，电子开关70-1至70-N的第二端点分别与压电元件驱动单元13的N个通道输出端相连。也就是说，具有N种从压电元件驱动单元13输出的延迟相位的压电驱动信号提供到由压电元件选择电路131的电子开关70-1至70-N选择的压电元件41上。被选择的压电元件41辐射强超声波，选择控制电路132控制压电元件选择电路131的电子开关的通断。

如上述实施例所述，由于超声扫描单元12是与直接接触患者1的涂敷器11分离的，就有可能移动由超声发生单元21的涂敷器11辐射的强超声波的辐射位置。因此，就可能采用一个简单电路来控制辐射位置。当辐射位置受到控制时，在肋骨间固定超声发生单元21，就可能加热位于肋骨后面的肿瘤2。而且，当涂敷器11的位置在医学治疗的初始阶段从肿瘤2的位置产生微小移动时，该移动可以通过控制超声扫描单元12进行校正，且操作性得到改进。此外，当超声成像探头22不考虑环形阵列电极55的移动而定位于涂敷器11的中心时，就可能减轻由肋骨等导致的图像质量的恶化。

在上述修正中，由于采用电子开关控制辐射定位来代替环形阵列电极55的机械移动，电极彼此之间没有机械接触。同样通过采用电子开关，由于辐射位置能够在超声发生单元21定位在肋骨之间时得到控制，就可能加热位于患者1的肋骨3之后的肿瘤2。

本发明不仅限于上述实施例，在不背离总的发明构思的精神和范围内可以做出各种改变。虽然图4B所示的第一电极53和第二电极54为半球形，也可采用其它形状。例如，如图15所示，第一电极53为半球形而导电刷85可用作第二电极，或反之亦然。虽然在图4中，压电元件选择电路31的第一基底51和第二基底52表示为平板型，也可采用弯曲表面的基底。例如，第一基底51和第二基底52可以形成如图16所示的同心圆柱。在这种情况下，圆柱轴彼此对应，且第二基底52覆盖在第一基底51上。选择电路移动机械单元32控制第一基底51和第二基底52之间的移动以向超声发生单元21提供驱动信号。此外，在第二基底52中形成的电极图形可以不仅限于环形阵列图形。例如，如图18所示，采用多边环形或采用一些其它形状。虽然超声发生单元的压电元件41如图3A所示排列在一个平面上，压电元件还可以排列在一个曲面上。特别地，当压电元件排列在凹向患者1的支架43上时，可提高强超声波的聚焦性能。此外，在上述实施例中，虽然采用的是肿瘤2轮廓的椭圆近似，也可采用其它近似，如基于通过操作者面板进行的选择。虽然在上述实施例中，涂敷器与压电元件选择电路是分离的，压电元件选择电路也可设置在涂敷器的内部。例如，可以在压电元件上建立电极作为压电元件选择电路。当涂敷器和超声成像探头做成一体时，可以限定压电元件选择电路的移动区域以避免超声成像探头和涂敷器之间的干扰。

如上所述，根据本发明，从位于患者附近的超声发生单元辐射的强超声波的辐射位置通过变换压电元件的选择可以很容易地移动。因此，就可能适当地且容易地向所需位置辐射强超声波。

上述描述可以给出本发明许多修改和变化的启示。因此，需要理解的是，在附带的权利要求的范围内，本发明可以在上述特定描述之外进行应用。

Claims (28)

1.一种超声辐射设备，包括：

一个超声发生单元，其包括多个用于辐射超声波的压电元件；

一个选择单元，该选择单元用于在所述多个压电元件中选择多于一个的压电元件，并用于改变所选择的压电元件；以及

一个用于驱动所选择的压电元件的驱动单元。

2.根据权利要求1所述的超声辐射设备，还包括：

一个用于在物体的一个位置上获取超声图像数据的超声成像装置，该超声成像装置包括一个用于聚焦从超声发生单元辐射的超声波的聚焦装置；以及

一个显示单元，该显示单元用于显示基于超声图像数据的超声图像，

3.根据权利要求2所述的超声辐射设备，其中超声发生单元包括多个二维排列的压电元件。

4.根据权利要求2所述的超声辐射设备，其中选择单元包括：

一个包括与压电元件相连的多个第一电极的第一基底；以及

一个包括靠近第一电极的多个第二电极的可移动的第二基底。

5.根据权利要求4所述的超声辐射设备，其中所述多个第二电极以预定的布置图案共同连接。

6.根据权利要求5所述的超声辐射设备，其中第一电极通过信号线与压电元件相连。

7.根据权利要求6所述的超声辐射设备，其中第一电极和第二电极中的至少一个包括导电刷。

8.根据权利要求5所述的超声辐射设备，其中第一电极的数量大于压电元件的数量。

9.根据权利要求8所述的超声辐射设备，还包括：

多个分别与不和压电元件连接的第一电极相连的虚拟元件。

10.根据权利要求5所述的超声辐射设备，其中第一和第二基底包括弯曲的相对表面，在所述表面上分别设置有第一和第二电极。

11.根据权利要求10所述的超声辐射设备，其中：

第一基底包括一个第一圆柱体；

第二基底包括一个第二圆柱体；

第一电极被设置在第一圆柱体的外表面上；以及

第二电极被设置在第二圆柱体的内表面上。

12.根据权利要求11所述的超声辐射设备，还包括一个用于使第一圆柱体沿第二圆柱体表面相对移动的移动机械单元。

13.根据权利要求2所述的超声辐射设备，其中选择单元以一种环形阵列图案共同连接到压电元件上。

14.根据权利要求2所述的超声辐射设备，其中驱动单元包括一个用于为压电元件的驱动信号设定延迟时间的延迟单元。

15.根据权利要求2所述的超声辐射设备，其中所述超声成像装置包括：

一个超声成像探头；以及

一个转动单元，该转动单元用于根据从超声发生单元辐射的超声波的焦点而转动超声成像探头。

16.根据权利要求2所述的超声辐射设备，还包括一个操作单元，该操作单元用于设定从超声发生单元辐射的超声波的焦点位置。

17.根据权利要求16所述的超声辐射设备，其中显示单元被适当设置以用于显示肿瘤图像，而操作单元被适当设置以用于输入关于肿瘤图像的信息并根据输入的信息而设定超声波的焦点的位置。

18.一种超声辐射设备，包括：

一个超声发生单元，其包括多个用于辐射超声波的压电元件；

一个包括与压电元件相连的多个第一电极的第一基底；

一个第二基底，其包括多个位于第一电极对面的第二电极和与该多个第二电极相连的一个共用电极；

一个用于使第一基底沿第二基底表面作相对移动的移动机械单元；以及

一个驱动单元，该驱动单元用于向所述共用电极提供驱动压电元件的驱动信号。

19.一种超声辐射设备，包括：

一个超声发生单元，其包括多个用于辐射超声波的压电元件；

与该多个压电元件相连的多个开关；

一个以预定的方式切换所述多个开关的控制器；

一个以预定的方式驱动压电元件的驱动单元。

20.根据权利要求19所述的超声辐射设备，还包括：

一个超声成像装置，该超声成像装置用于获取对象的一个位置的超声图像数据；

一个驱动单元，该驱动单元用于聚焦从超声发生单元辐射的超声波；以及

一个显示单元，该显示单元用于显示基于超声图像数据的超声图像。

21.根据权利要求20所述的超声辐射设备，其中多个压电元件被二维排列。

22.根据权利要求20所述的超声辐射设备，其中控制器与多个开关共同连接，以形成辐射压电元件的环形阵列图案。

23.根据权利要求20所述的超声辐射设备，其中驱动单元包括一个延迟单元，该延迟单元用于为压电元件的驱动信号设定延迟时间。

24.根据权利要求20所述的超声辐射设备，其中超声成像装置包括：

一个超声探头；和

一个转动单元，该转动单元用于根据从超声发生单元辐射的超声波的焦点而转动超声成像探头。

25.根据权利要求20所述的超声辐射设备，还包括一个操作单元，该操作单元用于设定从超声发生单元辐射的超声波的焦点的位置。

26.根据权利要求25所述的超声辐射设备，其中显示单元被适当设置以显示肿瘤的图像，而操作单元被适当设置以输入有关肿瘤图像的信息并根据输入的信息设定超声波的焦点的位置。

27.一种超声辐射设备，包括：

一个超声发生单元，其包括多个用于辐射超声波的压电元件；

一个控制器，该控制器用于根据从超声发生单元辐射的超声波的焦距而设定由辐射压电元件确定的孔径尺寸；以及

一个选择单元，该选择单元用于根据孔径的设定尺寸而选择所述多个压电元件。

28.根据权利要求27所述的超声辐射设备，其中当焦距大时，控制器减小孔的尺寸，而当焦距小时，控制器扩大孔的尺寸。

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