КАТЕТЕР, СОДЕРЖАЩИЙ ЕМКОСТНЫЕ МИКРОМАШИННЫЕ УЛЬТРАЗВУКОВЫЕ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ, С РЕГУЛИРУЕМЫМ ФОКУСОМ
CATHETER COMPRISING CAPACITIVE MICROMACHINED ULTRASONIC TRANSDUCERS WITH ADJUSTABLE FOCUS

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к катетерам для нагревания заданного объема пациента ультразвуковой энергией, в частности, изобретение относится к применению емкостных ультразвуковых преобразователей, изготовленных по технологии микрообработки, (в дальнейшем, емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей) для генерации ультразвука и применению формирования медицинских изображений для управления фокусом генерируемого ультразвука.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Абляцию предстательной железы высокоинтенсивным сфокусированным ультразвуком (HIFU) обычно производили через ректальную стенку трансректальным датчиком. В альтернативном варианте, абляцию можно также производить через стенку уретры с использованием трансуретрального датчика. Трансуретральный подход обладает несколькими преимуществами, имеющими отношение к безопасности, в сравнении с трансректальным подходом. Так как местоположение уретры известно (датчик внутри уретры), то проще избежать ненамеренного термического повреждения уретры, которое может повысить риск недержания мочи. Кроме того, поскольку ультразвуковое воздействие выполняется не через ректальную стенку, то значительно снижается также риск повреждения данной уязвимой структуры. Основной недостаток трансуретрального подхода состоит в том, что пространство, доступное для преобразователя, становится существенно меньше в сравнении с трансректальным подходом. Данный недостаток, по существу, ограничивает конструкцию катетерного преобразователя одномерными фазированными решетками, при использовании обычных пьезокерамических или пьезокомпозитных преобразователей, что также ограничивает возможные способы ультразвукового воздействия, которые можно применить. По практическим причинам, традиционные преобразователи сложены относительно малым числом крупных элементов, расположенных в ряд, т.е. в виде линейной (одномерной) решетки.
В работе Ergun et. al, IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, Vol. 52, pp. 2242-2258 (2005) представлен обзор по изготовлению и применению емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей для формирования изображений.
В патентной заявке США 2008/0221448 упоминается катетер с кольцевой решеткой емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей для акустической формирования изображений с передним обзором в реальном времени с использованием устройства HIFU для абляции тканей.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение предлагает катетер, систему формирования медицинских изображений, компьютерный программный продукт и способ в независимых пунктах формулы изобретения. Варианты осуществления представлены в зависимых пунктах формулы изобретения. Катетер по изобретению снабжен модулем преобразователя из, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных преобразователей. В соответствии с изобретением, модуль преобразователя является, по меньшей мере, частично деформируемым.
Для трансуретральной абляции HIFU (высокоинтенсивным сфокусированным ультразвуком), в частности, емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи, (преобразователи CMUT) предлагают вызывающую интерес альтернативу пьезокомпозитным преобразователям. Преобразователи CMUT позволяют значительно уменьшить диаметр преобразователя и, в то же время, по-прежнему, обеспечивают двумерную решетку благодаря очень малому размеру элементов. Двумерная фазированная решетка дает также возможность формирования фокуса, что, в свою очередь, обеспечивает более точную и безопасную абляционную процедуру, так как можно точнее придерживаться границ заданной ткани. Однако, число элементов, перпендикулярных катетеру невелико, что дает, в результате, относительно широкий фокус в данном направлении. Поэтому, разрешающая способность или размер пучка по X и Y будут неодинаковыми. Кроме того, преобразователи CMUT дешевле обычных пьезокерамических или пьезокомпозитных преобразователей и могут быть выполнены без выводов, что допускает одноразовое использование упомянутых преобразователей CMUT. Данная возможность является значительным преимуществом при терапии HIFU с использованием внутриполостных преобразователей, к которой относится как трансуретральная, так и трансректальная абляция HIFU предстательной железы. Кроме того, кремниевые преобразователи можно сделать гибкими, тогда как обычные пьезокристаллы не являются гибкими. То есть, гибким является, по меньшей мере, участок, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей.
Абляцию HIFU предстательной железы выполняют, главным образом, с использованием трансректальных ультразвуковых датчиков, так как данный подход обеспечивает большую свободу при проектировании преобразователей. Однако, абляции всей предстательной железы (в частности, передней стенки) является сложной задачей, и необходимо также решить проблему защиты тканей, не являющихся объектом абляции, например, уретры и ректальной стенки.
Термин «емкостной микромашинный ультразвуковой преобразователь» (преобразователь CMUT), в контексте настоящей заявки, включает в себя емкостной ультразвуковой преобразователь, который изготовлен с использованием технологий микрообработки. Технологии микрообработки являются методами производства тонкопленочных элементов; обычно данные технологии реализуют с использованием технологических процессов, идентичных или сходным с процессами, применяемыми для изготовления интегральных схем.
Недавние разработки привели к выводу, что медицинские ультразвуковые преобразователи можно изготавливать по полупроводниковым технологическим процессам. Упомянутые технологические процессы могут быть такими же, как процессы, применяемые для производства схем, необходимых для ультразвуковых датчиков, например, технологии КМОП. Данные разработки привели к изготовлению микромашинных ультразвуковых преобразователей или преобразователей MUT.
Преобразователи MUT изготавливали на основе двух проектных подходов, одного с использованием полупроводникового слоя с пьезоэлектрическими свойствами (преобразователи PMUT) и другого с использованием мембраны и подложки с пластинчатыми электродами, которые проявляют емкостной эффект, (преобразователи CMUT). Преобразователи CMUT являются миниатюрными мембранными устройствами с электродами, которые преобразуют звуковые колебания принимаемого ультразвукового сигнала в модулированную емкость. Для излучения, емкостной заряд, подаваемый на электроды, модулируют для колебания мембраны устройства и, тем самым, излучения звуковой волны. Поскольку данные устройства изготавливают по полупроводниковым технологиям, устройства, обычно, имеют размеры в диапазоне 10-200 микрометров, однако, диаметры устройств могут достигать 300-500 микрометров. Множество упомянутых отдельных преобразователей CMUT можно соединять между собой и приводить в действие синхронно как один преобразовательный элемент. Например, от четырех до шестнадцати преобразователей CMUT можно соединить для синхронного функционирования в виде одного преобразовательного элемента. В настоящее время, типичная двумерная решетка преобразователей может содержать 2000-3000 пьезоэлектрических преобразовательных элементов. При изготовлении решеток из преобразователей CMUT (решеток CMUT) можно использовать свыше одного миллиона ячеек преобразователей CMUT (ячеек CMUT). Начальные результаты неожиданно показали, что выходы годных изделий предприятия по производству полупроводников для решеток CMUT упомянутых размеров следует заметно повысить по сравнению с выходами годных изделий для решеток из цирконата-титаната свинца (PZT) из нескольких тысяч преобразовательных элементов.
Термин предварительно сжатый емкостной ультразвуковой преобразователь, в контексте настоящей заявки, включает в себя емкостной микромашинный ультразвуковой преобразователь, который, обычно, находится в сжатом состоянии.
Преобразователи CMUT первоначально изготавливали для работы в режиме, который, в настоящее время, известен как «несжатый». Типичную несжатую преобразовательную ячейку CMUT изготавливают вместе с множеством аналогичных соседних ячеек на подложке, например, из кремния. Перегородка или мембрана, которая может быть изготовлена из нитрида кремния, опирается поверх подложки на изолирующую опору, которая может быть изготовлена из оксида кремния или нитрида кремния. Полость между мембраной и подложкой может быть наполнена воздухом или газом или полностью или частично вакуумированной. Проводящая пленка или слой, например, из золота, формирует электрод на мембране, и аналогичная пленка или слой формирует электрод на подложке. Упомянутые два электрода, разделенные диэлектрической полостью, формирует емкость. Когда акустический сигнал вынуждает мембрану колебаться, то можно определить изменение емкости, и, тем самым акустическая волна преобразуется в соответствующий электрический сигнал. И, наоборот, сигнал переменного тока, подаваемый на электроды, может модулировать емкость и, тем самым, вынуждать мембрану перемещаться и, следовательно, излучать акустический сигнал.
Благодаря микрометровым размерам типичного преобразователя CMUT, многочисленные ячейки CMUT изготавливают, обычно, в непосредственной близости для формирования одного преобразовательного элемента. Отдельные ячейки могут иметь круглую, прямоугольную, гексагональную или другие внешние формы. Ячейка CMUT может также именоваться: емкостной микромашинной ультразвуковой преобразовательной ячейкой, емкостным микромашинным ультразвуковым преобразователем, элементом CMUT и емкостным микромашинным ультразвуковым преобразовательным элементом.
Преобразователь CMUT является, по существу, квадратичным устройством, так что акустический сигнал является, обычно, гармоникой подаваемого сигнала, то есть, акустический сигнал может иметь частоту, равную удвоенной частоте подаваемого электрического сигнала. Для предотвращения упомянутой квадратичной характеристики, на два электрода подают напряжение смещения, которое вынуждает мембрану притягиваться к подложке под действием возникающей кулоновской силы. Постоянное напряжение VB смещения подается на вывод и передается на мембранный электрод по токопроводящей дорожке, которая создает полное сопротивление Z для сигналов переменного тока, например, индуктивное сопротивление. Сигналы переменного тока передаются по емкостной связи в обе стороны между мембранным электродом и сигнальным выводом. Положительный заряд на мембране вынуждает мембрану растягиваться, так как упомянутый заряд притягивается к отрицательному заряду на подложке 12. Ячейка CMUT проявляет лишь слабую квадратичную характеристику, при непрерывной эксплуатации в упомянутом смещенном состоянии.
Установлено, что преобразователь CMUT обладает наибольшей чувствительностью, когда мембрана растянута так, что две противоположно заряженные пластинки емкостного устройства находятся как можно ближе одна к другой. Непосредственная близость двух пластинок может вызывать усиление связи между акустической и электрической энергиями в преобразователе CMUT. Следовательно, напряжение VB смещения желательно повышать, пока диэлектрический промежуток между мембраной и подложкой не уменьшится до величины, которую еще можно выдерживать в режиме рабочего сигнала. В созданных вариантах осуществления, упомянутый промежуток был порядка одного микрометра или меньше. Однако, если подаваемое напряжение смещения является слишком высоким, то мембрана может контактировать с подложкой, с замыканием накоротко устройства, когда две пластинки устройства слипаются под действием Ван-дер-ваальсовых сил. Упомянутое слипание может происходить, когда на ячейку CMUT подано чрезмерное напряжение возбуждения, и может варьироваться от одного устройства к другому, при одинаковом напряжении VB смещения из-за изменений производственных допусков. Хотя долговременное слипание можно ослабить посредством заглубления электродов устройства в электроизоляционный слой (например, нитрид кремния), нелинейность срабатывания между сжатым и несжатым состояниями является неустранимым недостатком при попытке приведения в действие несжатого преобразователя CMUT в диапазоне максимальной чувствительности.
Даже когда к мембране приложено смещение для создания очень малого субмикронного диэлектрического промежутка, чувствительность преобразователя CMUT может быть меньше чувствительности, которая требуется. Данная особенность обусловлена тем, что, в то время, как заряд в центре мембраны находится близко к противоположному заряду и может значительно перемещаться относительно него, заряд на периферии мембраны, где мембрана опирается на опору, может перемещаться очень мало и, следовательно, слабо участвует в преобразовании сигналов устройством. Один подход к устранению данного различия состоял в использовании небольшого мембранного электрода, который не продолжается до опор. Данное решение ограничивает заряд на мембранном электроде центром устройства, где заряд может вносить большой вклад в перемещение мембраны и, следовательно, преобразование, выполняемое устройством. В данном случае, по-прежнему требуется, по меньшей мере, один электрический проводник для подачи напряжения V смещения на мембранный электрод 20 и подведения и отведения сигналов переменного тока к электроду и их отведения с электрода. Упомянутые электрические проводники обязательно должны быть очень тонкими, с размерами, которые создают нежелательно большие полные сопротивления для сигналов переменного тока, что ограничивает чувствительность устройства.
Использование трансуретрального подхода к абляции HIFU предстательной железы облегчает сохранение целостности тканей, не являющихся заданным объектом, а также облегчает абляцию железы в целом. Трансуретральные датчики HIFU сталкиваются с дополнительными трудностями из-за ограничения размера ультразвукового аппликатора. Несмотря на упомянутые проблемы, одномерные фазированные решетки недавно стали применять для клинической трансуретральной абляции HIFU предстательной железы под контролем магнитно-резонансной (МР) термометрии. Обычные планарные или криволинейные трансуретральные фазированные преобразователи излучают ультразвук только в одном направлении и поэтому нуждаются в механическом повороте для абляции всей железы. Упомянутый механический поворот может требовать большой продолжительности терапии для лечения всей железы. Дополнительная сложность состоит в том, что данный способ терапии может приводить к МР артефактам. МР артефакты появляются, частично, непосредственно из-за поворота и, частично, из-за большой продолжительности терапии, обусловленной необходимостью поворота для нагревания всей железы. Предлагались также альтернативные подходы, использующие многосекторные трубчатые трансуретральные аппликаторы, для устранения или минимизации потребности в повороте, что существенно сокращает время терапии. Однако, данные преобразователи имеют недостатком неудовлетворительное угловое управление нагреванием вследствие слабее направленного акустического поля, что, в свою очередь, осложняет задачу сохранения целостности структур, которые нельзя нагревать.
Возможным полезным решением является применение катетерных преобразователей CMUT для трансуретральных датчиков HIFU. Использование технологии преобразователей CMUT может обеспечить уменьшение размеров датчика HIFU, в то же время, с прежними возможностями двумерных фазированных решеток, что, в свою очередь, можно использовать для получения очень четко определенного профиля пучка. Данное решение было бы очень полезно для исключения нагревания уязвимых структур, например, нервных пучков, что снижает риск импотенции. Более высокая теплопроводность кремния, применяемого в преобразователях CMUT, в сравнении с пьезокомпозитами, применяемыми в обычных преобразователях, будет также допускать излучение более высоких мощностей, при меньшем нагревании аппликатора и, следовательно, снижении риска чрезмерного нагревания уретры. Толщину преобразователя для преобразователя CMUT можно выбирать свободно, т.е. толщина не влияет на частоту (в противоположность пьезокристаллу). Данная особенность также облегчает охлаждение преобразователя CMUT. Усовершенствованное охлаждение будет дополнительно снижать риск недержания. Кроме того, преобразователями CMUT сложно создавать ультразвуковое излучение на достаточно низких частотах, при внешнем приложении преобразователя HIFU (преобразователя снаружи тела), но для небольшой глубины проникновения, необходимой для трансуретральной абляции HIFU предстательной железы, преобразователи CMUT должны представляться идеальными. Частоты, обычно используемые при трансуретральном ультразвуковом воздействии, находятся в диапазоне 5-8,5 МГц, при этом, более высокие частоты используют для менее глубоких объектов-мишеней, благодаря более высокому качеству пучка и эффективному поглощению энергии при упомянутых глубинах проникновения. Преимущества дополнительно подробно разбираются ниже.
Ограниченное число элементов в традиционных пьезокерамических или пьезокомпозитных трансуретральных преобразователях делает формирование пучка, по существу, невозможным. Если стержень преобразователя выполнен криволинейным, то перпендикулярно акустически активной поверхности можно получить достаточно четко определенную диаграмму акустической направленности. Однако, применение преобразователей CMUT обеспечит двумерные фазированные решетки и, следовательно, возможности полного управления поворотом пучка. Данная задача может потребовать полного интегрирования преобразователя CMUT поверх КМОП, интегрирования поверх формирователя тонко сфокусированного пучка. Данное интегрирование, в свою очередь, позволит формировать фокальную точку или несколько фокальных точек, которые будут трехмерно четко определенными областями, которые можно переключать во времени для абляции всего требуемого объема, при минимальном нагревании соседних тканей, которые следует сохранить в целостности. Однако, можно отметить, что фокальная точка может быть несимметричной из-за того, что число элементов вдоль ультразвукового датчика намного больше, чем перпендикулярно датчику. Поэтому фокальная точка может быть удлиненной, однако, в альтернативном варианте, диаграмму направленности по интенсивности можно разделить на несколько более или менее симметричных фокальных точек вдоль направления датчика. Применение электронного формирования пучка и/или управления поворотом пучка позволяет осторожнее сохранять в целостности не только такие ткани, как нервные пучки, но также уретру, так как фокус (или фокусы) можно формировать на расстоянии от уретры и, тем самым, уменьшать нагревание на поверхности уретры. Применение нескольких фокусов или одного фокуса может также уменьшить суммарное количество энергии, необходимой для нагревания требуемых частей предстательной железы, что, по существу, еще более снижает риск осуществления чрезмерного нагревания в уязвимых тканях.
В соответствии с изобретением, модуль преобразователя является, по меньшей мере, частично деформируемым. То есть, модуль преобразователя может быть гибким и/или может быть изгибаемым. Например, решетка(и) CMUT могут быть расположены на гибком материале, т.е. на гибкой подложке. В другом примере, гибкий элемент может быть обеспечен между двумя решетками CMUT. Так как модуль преобразователя является деформируемым, то дистальный конец, на котором установлен модуль преобразователя, можно деформировать для прохождения по узким изгибам на пути через анатомические структуры пациента. Таким образом, катетер по изобретению можно точнее проводить по узким путям, например, по уретре пациента.
В соответствии с другими аспектами изобретения, деформация модуля преобразователя изменяет фокус ультразвукового излучения модуля преобразователя. Следовательно, регулируемый фокус регулируют, по меньшей мере, частично, механически.
В соответствии с другим аспектом изобретения, абляционный катетер, содержащий преобразователь CMUT, также можно выполнить деформируемым для механического формирования фокуса. Данное решение не исключает выполнения катетера с преобразователем CMUT (катетера CMUT) в виде фазированной решетки, и технологии можно объединять в подходящих случаях. Радиус кривизны можно адаптировать в рамках планирования терапии или во время терапии на этапе предварительного планирования. Данная возможность будет дополнительно улучшать профиль пучка, что еще более повышает точность абляционной процедуры.
Катетер CMUT также можно выполнить гибким или частично гибким (только часть катетера является гибкой, а остальная часть является жесткой), чтобы введение в предстательную железу по уретре было легче выполнимо, чем в случае с катетерами, которые используют пьезокомпозиты на активном участке. В обычных катетерах, которые используют преобразователи PZT (из цирконата-титаната свинца), активная часть преобразователя PZT не обладает гибкостью, однако, стержень может обладать. Высокой гибкости катетера CMUT может способствовать использование, так называемой, технологии Flex-to-Foil. По технологии Flex-to-Foil, преобразователи CMUT изготавливают на гибкой подложке. Упомянутая гибкость не обязательно должна иметь пассивный характер, и, в предпочтительном варианте, катетер может быть выполнен с возможностью управления поворотом. Кроме того, приведенное решение будет давать возможность излучения ультразвука в верхнюю часть предстательной железы из мочевого пузыря, что позволит реализовать новые варианты терапии. Данную возможность, вероятно, можно применить для дополнительной поддержки сохранения без поражений здоровых тканей непосредственно снаружи верхней части предстательной железы, а также здоровых тканей внутри предстательной железы.
Технология flex-to-foil может быть представлена гибкой монолитной интегральной схемой, содержащей: гибкие схемные элементы, соединительные элементы между гибкими схемными элементами и гибкое покрытие, покрывающее гибкие схемные элементы и соединительные элементы, которое содержит, по меньшей мере, один слой слоистого материала, содержащего полимер, при этом, гибкое покрытие выполняет функцию пассивирующего слоя, планаризирующего слоя и механической опоры для гибких схемных элементов и соединительных элементов. В некоторых вариантах осуществления, полимер выбран из группы из полиимида, поликарбоната, фторкарбоната, полисульфона, эпоксида, фенола, меламина, сложного полиэфира или их сополимеров. В других вариантах осуществления, полимер выбран из группы полиимидных смол.
Кроме того, очень высокая теплопроводность кремния, применяемого в преобразователях CMUT, в сравнении с пьезоматериалами, применяемыми в обычных преобразователях, снижает вероятность перегрева преобразователя и, следовательно, также уретры. Приведенное преимущество является прямым свойством преобразователя CMUT, но, тем не менее, будет особенно полезно для трансуретрального аппликатора, поскольку перегрев упомянутого аппликатора будет непосредственно приводить к ожогу уретры, что, в свою очередь, будет вызывать тяжелые последствия, которые могут включать в себя недержание мочи. Возможно также применение прямого активного водяного охлаждения преобразователя CMUT для дополнительного снижения температуры ультразвукового датчика.
Как упоминалось выше, пьезокерамические или пьезокомпозитные трансуретральные преобразователи либо нуждаются в повороте для терапии всей предстательной железы (линейные и криволинейные датчики), либо, если применяют трубчатые секторные преобразователи, то распределение интенсивности звука не четко определено, как было бы желательно. Напротив, сегменты планарных или криволинейных двумерных фазированных преобразователей CMUT можно использовать для создания рабочей зоны преобразователя в пределах всего 360° угла или только его части. Как установлено, преобразователь можно также выполнить из двух плоских двумерных фазированных решеток, которые можно склеивать задними сторонами. Данное исполнение можно осуществить с использованием технологии Flex-to-Foil. Сочетание данного исполнения с вышеупомянутыми характерными особенностями позволит катетеру, который больше не потребуется поворачивать или потребуется поворачивать на, по меньшей мере, уменьшенный угол, обеспечивать четко определенный профиль пучка в трех измерениях. Следовательно, приведенный подход обеспечит возможность очень быстрой абляции всей предстательной железы, с обеспечение, в то же время, возможности сохранения в целостности уязвимых структур. Приведенная возможность может быть очень важной для устранения артефактов при МР температурном картировании и потенциальных побочных эффектов, которые могут проявляться вследствие недостоверных температурных изображений. Приведенная возможность может также сократить время терапии и, тем самым, уменьшить дискомфорт пациента во время терапии. Сокращение времени терапии сокращает также время работы системы магнитно-резонансного формирования изображений, необходимой для выполнения терапии. Данное сокращение времени может уменьшить стоимость терапии и позволит использовать систему магнитно-резонансного формирования изображений для обследования большего числа пациентов.
Как в случае с любым внутритканевым ультразвуковым устройством, предпочтительно одноразовое исполнение данного устройства по гигиеническим причинам. Поскольку преобразователи CMUT могут быть изготовлены без выводов и намного дешевле, чем обычные ультразвуковые преобразователи, то применение преобразователей CMUT для трансуретральных преобразователей HIFU очень полезно также с упомянутой точки зрения.
Вследствие очень малого доступного пространства, дополнение трансуретрального катетера другими датчиками также является сложной задачей. Интегрирование датчиков температуры, давления и потока в катетер CMUT будет намного более простой задачей, так как, по существу, можно воспользоваться теми же самыми сигнальными цепями. Упомянутые дополнительные датчики были бы полезны в связи с тем, что для уменьшения нагревания преобразователя, а также уретры широко применяют активное охлаждение поверхности преобразователя водой. Для преобразователей CMUT возможно также встроенное активное охлаждение катетера преобразователя. Управление потоком и давлением воды будет дополнительно повышать безопасность терапии, так как нежелательны ни чрезмерно большой поток, ни недостаточный поток. Непосредственный контроль температуры является дополнительным средством снижения риска в случае возможности чрезмерного нагревания уретры. Поэтому, с преобразователем CMUT можно объединять датчик температуры, давления или потока, так как упомянутые датчики выполняют с использованием такой же технологии и можно интегрировать поверх специализированной ASIC (прикладной интегральной схемы).
Кроме того, в аппликатор CMUT можно также встроить технологию приема-передачи, что обеспечивает возможность ультразвукового формирования изображений, а также абляции HIFU. Катетер может быть выполнен либо с передним или боковым, либо с тем и другим обзором. Однако, данное решение уже предлагалось для аппликаторов CMUT, предназначенных для контроля электрофизиологических вмешательств. Данное решение может способствовать правильной установке ультразвукового аппликатора, которая может оказаться более сложной задачей с управляемым по направлению трансуретральным катетером CMUT. Данное решение можно реализовать с использованием технологии Flex-to-Foil.
Технология Flex-to-Foil может быть основой для достижения многих из вышеупомянутых преимуществ.
Потенциальные преимущества применения преобразователя CMUT для абляции HIFU предстательной железы можно изложить в итоге следующим образом:
1. Более совершенный профиль пучка и/или электронное управление направлением пучка для обеспечения более четко определенного профиля нагревания, допускающего более эффективную и безопасную терапию.
2. Общее преимущество преобразователя CMUT в сравнении с пьезокристаллом: отсутствие «зазора», т.е. расстояние между двумя преобразовательными элементами, по существу, равно нулю. Данное свойство имеет следствием более высокое качество пучка и ослабленные боковые лепестки.
3. Деформируемый катетер для дополнительного совершенствования профиля пучка и в качестве средства сохранения в целостности тканей, не являющихся объектами воздействия. Фокусное расстояние можно регулировать во время терапии для более точного приспособления к абляции зон, близких к преобразователю, а также областей, близких к границе предстательной железы. Реализация упомянутого катетера возможна, например, с использованием технологии Flex-to-Foil.
4. Катетер CMUT можно выполнить гибким или частично гибким. Данной возможностью можно воспользоваться для изготовления пассивно гибкого катетера, который удобнее вводить в пациента. Упомянутая гибкость может также позволить катетеру, который является управляемым по направлению, лучше проходить по уретре, что облегчает введение катетерного датчика CMUT в предстательную железу. Преимущество реализуют, например, с использованием технологии Flex-to-Foil.
5. Гибкий и управляемый по направлению катетер CMUT позволяет также воздействовать ультразвуком на верхнюю часть предстательной железы из мочевого пузыря. Данная дополнительная возможность терапии может быть потенциально очень полезной. Преимущество реализуют, например, с использованием технологии Flex-to-Foil.
6. Ослабление нагревания уретры, поскольку преобразователь может эффективнее рассеивать тепло в сравнении с обычными преобразователями. Толщину кремниевого кристалла также можно изменять без влияния на частоту, что позволяет применять кристаллы меньшей толщины, которые можно охлаждать эффективнее. Кроме того, возможно также активное охлаждение каналов внутри преобразователя CMUT, чтобы дополнительно ослаблять нагревание датчика.
7. Полная 360° или частичная угловая рабочая зона, или двухсторонняя (сверху и снизу от плоского преобразователя) рабочая зона ультразвукового датчика, что делает поворот преобразователя ненужным (или минимальным), при объединении с возможностью управления поворотом пучком, заложенной в двумерной фазированной конструкции. Преимущество может быть реализовано, например, с использованием технологии Flex-to-Foil.
8. Преобразователь CMUT с передним и/или боковым обзором может способствовать точной установке преобразователя для абляции предстательной железы.
9. Преобразователи CMUT дешевле, чем обычные пьезокомпозитные преобразователи и не содержат выводов, и, поэтому, могут изготавливаться для одноразового использования, что делает их предпочтительными для внутритканевых преобразователей, например, трансуретральных, трансректальных, чреспищеводных, интраваскулярных и интракардиальных преобразователей.
10. Несложное интегрирование дополнительных датчиков, например, датчиков температуры, давления и/или потока для регулирования, например, температуры датчика.
В общем, емкостной микромашинный ультразвуковой преобразователь изготавливают следующими способами и со следующими характеристиками:
- Способ травления жертвенного слоя для создания свободно подвешенной мембраны.
- Типичный зазор (вертикальным расстоянием между дном полости и мембраной) 300 мкм.
- Типичный диаметр мембраны составляет 50-300 микрометров, типичная толщина мембраны составляет 1-2 микрометров.
- Металлические слои и жертвенный материал представляют собой двойной слой алюминия и молибдена, осажденный при относительно низкой температуре, обычно, 400 градусов. Преимущества: наклонные стенки; то есть, удобство для сглаживания ступенек.
- Типичная толщина Al/Mo: 200/50 нм.
- Диэлектрические слои являются низкотемпературными слоями оксида-нитрида-оксида (ONO), полученный плазмохимическим осаждением из паровой фазы (PECVD). Стопка слоев ONO обладает благоприятными свойствами и проявляет слабую способность к накоплению электрического заряда.
- Термоотжиг: T<400 градусов.
- Типичная толщина слоев ONO: 50/150/50 нм.
- Способ травления: как сухое, так и мокрое травление.
- Применение, так называемого, сухого способа при критической температуре во время травления жертвенного слоя. Однако, существует альтернативный способ сухого травления (с использованием XeF2).
При изготовлении преобразователя CMUT, можно учитывать следующие дополнительные соображения:
- При выборе некоторого сочетания диаметра, толщины и величины зазора мембраны, преобразователь CMUT предварительно сжимают. Предварительное сжатие означает, что мембрана постоянно касается дна полости. Предварительно сжатый преобразователь CMUT обладает преимуществами в сравнении с обычными устройствами CMUT: отсутствие гистерезиса, более простая электроника и более высокие рабочие характеристики.
- Изготовление с использованием только низкотемпературных этапов и материалов (в основном, алюминия и нитрида), которые обычно применяются на предприятиях по производству КМОП приборов. Данная особенность подразумевает, что технологический процесс совместим с конечной стадией технологического процесса КМОП приборов, и, следовательно, преобразователь CMUT можно объединить с другими датчиками на одном и том же кремниевом кристалле, или преобразователь CMUT можно даже интегрировать сверху специализированной ASIC (прикладной интегральной схемы). Примерами являются (емкостные) датчики давления, датчики потока или температуры или формирователь тонко сфокусированного ультразвукового пучка.
- Существуют различные дополнительные возможности уменьшить толщину кристаллов преобразователя CMUT (с ASIC (прикладной интегральной схемой)), а именно, до 50-100 микрометров или еще меньше: уменьшение толщины улучшает ультразвуковые характеристики (подавление нежелательных поверхностных волн), а также полезно для охлаждения.
- Преобразователь CMUT можно покрывать биосовместимым покрытием, например, Parylene-C для (электрической) защиты.
Преобразователь CMUT можно также применять для контроля процесса абляции: ультразвуковой контроль процесса радиочастотной (РЧ) абляции уже осуществляется. Когда ультразвуковое измерение сочетают с абляцией, предполагается применение «приемо-передающей электроники».
Описанные преобразователи CMUT и соответствующие способы можно применять независимо от того, применяется ли магнитно-резонансное или ультразвуковое исследование для наведения и термометрии процедуры с использованием HIFU. Настоящее изобретение применимо даже, если совсем не используют никакого средства контроля.
Вариант осуществления изобретения можно также применить для неабляционного HIFU, например, для расширенной гипертермии для локальной доставки лекарств и генной терапии. Однако, сообщения об упомянутых применениях для предстательной железы не публиковались (по меньшей мере, широко).
Изобретение можно применять не только при раке предстательной железы, но также при доброкачественной гиперплазии предстательной железы и всех остальных заболеваниях, относящихся к предстательной железе, которые, потенциально, можно лечить методом термической абляции, локальной доставки лекарств, локальной генной терапии.
Изобретение можно результативно применить для любого внутритканевого ультразвукового аппликатора, который используют для абляции или гипертермии посредством HIFU. Например, катетер CMUT можно вводить в тело через прокол (для абляции печени таким же образом, как в настоящее время вводят лазерные, микроволновые и радиочастотные (РЧ) аппликаторы) или в любое другое отверстие для абляции или гипертермии (например, абляции сердца из пищевода).
Катетер CMUT можно также применять для абляции HIFU ткани в любом месте желчных протоков или желудочно-кишечной, сосудистой или дыхательной системы. Преобразователь CMUT можно вводить в упомянутые системы и проводить по ним (для сосудистой системы и желчных протоков, введение, возможно, потребуется выполнять перкутанно), например, введением в вену, и затем гибкий ультразвуковой датчик можно механически направлять к заданной ткани. Например, преобразователь CMUT можно применять для внутрисердечной или чреспищеводной электрофизиологической (EP) абляции для терапии аритмии. Данное преимущество обеспечивается небольшим размером катетера CMUT. Данное преимущество можно сочетать с вышеописанными преимуществами, например, «сигнализацией», с обеспечением, тем самым, возможности точной локализации или навигации датчика CMUT внутри упомянутых систем, что, в свою очередь, позволяет производить точную абляцию потенциальных заданных объектов внутри упомянутых систем. Преобразователь CMUT можно также применять для ультразвукового формирования изображений внутри упомянутых систем или для контроля абляции или другой терапии, хотя данная возможность, по меньшей мере, частично уже описана как известный уровень техники.
«Данные медицинского изображения» определяют в настоящей заявке как двух- или трехмерные данные, которые собраны с использованием сканера для формирования медицинских изображений. Сканер для формирования медицинских изображений определяют в настоящей заявке как устройство, предназначенное для сбора информации о физической структуре пациента и составления наборов двумерных или трехмерных данных медицинского изображения. Данные медицинского изображения можно использовать для формирования визуальных представлений, которые пригодны для диагностики врачом. Упомянутое визуальное представление можно создавать с использованием компьютера.
Магнитно-резонансные (МР) данные определяют в настоящей заявке как записанные результаты измерений радиочастотных сигналов, испускаемых атомными спинами, антенной магнитно-резонансного устройства во время сканирования для магнитно-резонансного формирования изображений. Изображение, полученное методом магнитно-резонансного формирования изображений, (МРВ изображение) определяют в настоящей заявке как реконструированное двух- или трехмерное визуальное представление анатомических данных, содержащихся в данных магнитно-резонансного формирования изображений. Упомянутое визуальное представление можно создавать с использованием компьютера.
«Компьютерно-читаемый носитель информации» в контексте настоящей заявки включает в себя любой материальный носитель информации, который может хранить команды, которые могут исполняться процессором компьютерного устройства. Компьютерно-читаемый носитель информации может также упоминаться как компьютерно-читаемый долговременный носитель информации. Компьютерно-читаемый носитель информации может также упоминаться как материальный компьютерно-читаемый носитель. В некоторых вариантах осуществления, компьютерно-читаемый носитель информации может быть также способен хранить, которые допускают выборку процессором компьютерного устройства. Примеры компьютерно-читаемых носителей информации содержат, но без ограничения: гибкий магнитный диск, накопитель на жестком магнитном диске, твердотельный жесткий диск, флэш-память, USB флэш-накопитель, оперативное запоминающее устройство (RAM), постоянное запоминающее устройство (ROM), оптический диск, магнитооптический диск и массив регистров процессора. Примеры оптических дисков содержат компакт-диски (CD) и цифровые универсальные диски (DVD), например, диски CD-ROM (постоянное запоминающее устройство на компакт-диске), CD-RW (перезаписываемый компакт-диск), CD-R (компакт-диск одноразовой записи), DVD-ROM (постоянное запоминающее устройство на DVD), DVD-RW (перезаписываемый DVD) или DVD-R (DVD одноразовой записи). Термин компьютерно-читаемый носитель информации относится также к регистрирующим средам различных типов, допускающим выборку компьютерным устройством по сети или линии связи. Например, выборка данных может осуществляться через модем, по сети Интернет или по локальной сети.
«Компьютерная память» или «память» является примером компьютерно-читаемого носителя информации. Компьютерная память является любой памятью, которая непосредственно доступна процессору. Примеры компьютерной памяти содержат, но без ограничения: оперативную память (RAM), регистры и массивы регистров.
«Компьютерное запоминающее устройство» или «запоминающее устройство» является примером компьютерно-читаемого носителя данных. Компьютерное запоминающее устройство является любым энергонезависимым компьютерно-читаемым носителем данных. Примеры компьютерного запоминающего устройства содержат, но без ограничения: накопитель на жестком диске, USB флэш-накопитель, гибкий диск, микропроцессорную карточку, DVD-диск, CD-ROM и полупроводниковый жесткий диск. В некоторых вариантах осуществления, компьютерное запоминающее устройство может быть также компьютерной памятью или наоборот.
«Компьютерное устройство» в контексте настоящей заявки включает в себя любое устройство, содержащее процессор. Процессор является электронным компонентом, который может исполнять программу или машинно-исполняемую команду. Ссылки на компьютерное устройство, содержащее «процессор», следует понимать как, возможно, содержащее, по меньшей мере, два процессора. Следует также понимать, что термин компьютерное устройство может относиться к совокупности или сети компьютерных устройств, содержащих, каждое, процессор. Многие программы содержат свои команды, выполняемые несколькими процессорами, которые могут быть в составе одного и того же компьютерного устройства, или которые могут быть даже распределены по нескольким компьютерным устройствам.
«Пользовательский интерфейс» в контексте настоящей заявки является интерфейсом, который позволяет пользователю или оператору взаимодействовать с компьютером или компьютерной системой. Пользовательский интерфейс может обеспечивать информацию или данные для оператора и/или принимать информацию или данные от оператора. Отображение данных или информации на дисплее или графическом пользовательском интерфейсе является примером предоставления информации оператору. Получение данных возможно с использованием клавиатуры, мыши, трекбола, сенсорной панели, манипулятора-указки, графического планшета, джойстика, игрового планшета, веб-камеры, головной гарнитуры, переключающих рычагов, рулевого колеса, педалей, проводной перчатки, игрового пульта типа dance pad, удаленного органа управления и акселерометра, которые являются примерами получения информации или данных от оператора.
В соответствии с одним аспектом изобретения предлагается катетер, содержащий стержень с дистальным и проксимальным концами. Дистальный конец содержит, по меньшей мере, одну решетку емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей с регулируемым фокусом для управляемого нагревания заданной зоны. Катетер дополнительно содержит соединитель на проксимальном конце для снабжения, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей электрической мощностью для управления регулируемым фокусом. Применение емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей дает преимущество данному катетеру. Данное преимущество обусловлено тем, что емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи могут быть выполнены с меньшими размерами или в меньшем масштабе, чем обычные пьезоэлектрические преобразователи. Данная возможность означает, что, для упомянутого катетера, большое число емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей может быть объединено в одном катетере. Такое большое число преобразователей позволяет фокусировать ультразвуковое излучение, направляемое в заданную зону, или управлять данным излучением. Данную задачу можно решить несколькими разными способами. Емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи можно физически фокусировать так, чтобы их ориентация изменялась таким образом, что ультразвуковое излучение сходится в заданной зоне и нагревает заданную зону.
В другом варианте осуществления, регулируемый фокус, по меньшей мере, частично регулируют механически. В некоторых вариантах осуществления имеется множество решеток емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей, и регулируемый фокус, по меньшей мере, частично регулируют механической регулировкой относительного взаимного расположения множества решеток емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. В некоторых вариантах осуществления, регулируемым фокусом, по меньшей мере, частично управляют посредством сгибания или изгиба, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей.
В другом варианте осуществления емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей управляют фазой и/или амплитудой подаваемой в них электрической мощности. Данное решение предоставляет возможность электронного управления, по меньшей мере, одной решеткой емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. В некоторых вариантах осуществления выполняется как механическая, так и электронная фокусировка ультразвукового излучения.
В другом варианте осуществления, регулируемый фокус, по меньшей мере, частично регулируют методом электронного управления, по меньшей мере, одной решеткой емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. В контексте настоящей заявки, термин электронное управление включает в себя управление фазой и/или амплитудой электрической мощности переменного тока, подаваемой в емкостной микромашинный ультразвуковой преобразователь. Упомянутое управление может содержать управление амплитудой и/или фазой конкретной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Упомянутое управление может содержать управление фазой и/или амплитудой отдельных емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей, которые составляют решетку емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Если применено достаточно большое число емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей, то фокус, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей можно сдвигать. Данный сдвиг можно получать посредством управления фазой и/или амплитудой электрической мощности переменного тока, подаваемой в преобразователи.
В другом варианте осуществления, дистальный конец содержит, по меньшей мере, одну интегральную схему для подачи мощности в, по меньшей мере, одну решетку емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. В некоторых вариантах осуществления, для подачи мощности в решетку или решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей могут быть использованы, по меньшей мере, две интегральных схемы.
В другом варианте осуществления, дистальный конец содержит, по меньшей мере, одну интегральную схему для подачи мощности в, по меньшей мере, одну решетку емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей и для обеспечения электронного управления регулируемым фокусом. Катетер дополнительно содержит шину данных между, по меньшей мере, одной интегральной схемой и соединителем. Данный вариант осуществления полезен, в частности, потому, что, если имеется несколько сотен разных емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей, то было бы практически неосуществимо обеспечить соединительный провод для каждого преобразователя, проходящий к соединителю. Решение с отдельными проводами сделало бы катетер чрезмерно большим. Возможно применение интегральной схемы, которая может возбуждать отдельные емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи или может служить для возбуждения групп или решеток емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Интегральную схему может получать мощность извне через соединитель на проксимальном конце, и, в данном варианте, может также присутствовать линия передачи данных, которая служит для передачи или приема команд для интегральной схемы. Например, в интегральную схему могут передаваться кодированные команды для выполнения ультразвукового воздействия с использованием катетера. В некоторых вариантах осуществления, кабель питания и шина данных объединены. Например, в некоторых вариантах осуществления, мощность постоянного тока может подаваться по шине данных. Более высокочастотные данные могут передаваться по тем же проводам.
В другом варианте осуществления, по меньшей мере, одна интегральная схема содержит цепи для осуществления ультразвукового формирования изображений с использованием, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей в процессе нагревания заданной зоны. В некоторых вариантах осуществления, ультразвуковую визуализацию можно осуществлять непосредственно в интегральной схеме. В других вариантах осуществления, данные, собранные с емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей, могут отправляться по шине данных. В некоторых вариантах осуществления, цепи для осуществления ультразвукового формирования изображений могут быть предназначены только для выполнения сбора данных. Реконструкция или интерпретация данных, собранных из катетера в процессе осуществления ультразвукового формирования изображений, могут быть затем реконструированы внешним процессором или внешней компьютерной системой. В некоторых вариантах осуществления, ультразвуковое воздействие и ультразвуковая визуализация выполняются одновременно. Некоторые емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи могут возбуждаться на первой частоте для выполнения ультразвукового воздействия, и другие ультразвуковые преобразователи могут возбуждаться на второй частоте для осуществления формирования изображений. При этом, визуализация и нагревание заданной зоны или ультразвуковое воздействие на нее могут выполняться одновременно. В некоторых вариантах осуществления, визуализация и нагревание заданной зоны выполняются с чередованием данных двух действий. Данный вариант осуществления полезен, в частности, потому, что ультразвуковую визуализацию можно применять для измерения эффективности нагревании заданной зоны и можно также применять для ввода в алгоритм управления, когда катетер выполняет нагревание.
В другом варианте осуществления, дистальный конец имеет удлинение. Дистальный конец имеет удлинение и наконечник. Наконечник является концом катетера, и ось стержня будет проходить через участок наконечника. Удлинение является областью дистального конца, которая формирует поверхность, окружающую ось стержня. В альтернативном варианте, удлинение можно описать как боковой участок или область дистального конца. По меньшей мере, участок, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей ориентирован так, что заданная зона расположена с прилеганием к удлинению. Другими словами, по меньшей мере, одна решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей ориентирована так, что нагревают зону с боковой стороны катетера.
В другом варианте осуществления, по меньшей мере, некоторые из, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей формируют кольцо вокруг стержня. Другими словами, по меньшей мере, некоторые из емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей формируют путь или схему, окружающую удлинение. Данное решение дает возможность катетеру нагревать заданную зону или кольцо, окружающую(ее) катетер. Данное решение можно применить для одновременного нагревания в 360-градусном кольце вокруг катетера и может также создавать возможность для введения катетера в пациента и, после этого, принятия решения по выбору направления, в котором производить нагревание. Например, возможно снабжение мощностью только участка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Данное решение можно применить для управления, определяющего, какую область пациента следует нагревать. Например, катетер может быть введен в пациента, и, затем, осуществляют электронное управление направлением, в котором катетер выполняет нагревание. Данное решение будет исключать необходимость механического поворота катетера для нагревания конкретной области. Возможность излучения ультразвукового излучения в боковые стороны обеспечивает возможность облучения в широком угловом диапазоне вокруг дистального конца катетера, без необходимости перемещения или поворота катетера. Характерная особенность излучения в боковые стороны является функцией, независимой от гибкости решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей.
В другом варианте осуществления, по меньшей мере, участок, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей является гибким. В данном конкретном варианте осуществления, решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей сформирована на гибком материале. Данное решение очень полезно потому, что катетер можно легче вводить в пациента. Данное решение позволяет также изгибать или сгибать катетер посредством механической системы, чтобы механически фокусировать генерируемую ультразвуковую энергию в фокус, который расположен в заданной зоне.
В другом варианте осуществления, катетер содержит, по меньшей мере, две решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Катетер дополнительно содержит гибкий элемент между, по меньшей мере, двумя емкостными микромашинными ультразвуковыми преобразователями. Данный вариант осуществления полезен потому, что обеспечивает гибкость катетера. Поскольку катетер является гибким, в него можно встроить большое число емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Если бы катетер был слишком жестким, то, возможно, его нельзя было бы ввести в пациента в некоторых ситуациях. Дополнительное преимущество состоит в том, что введение в конструкцию гибкого элемента позволяет, по меньшей мере, двум решеткам емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей направлять ультразвуковое излучение в разных направлениях. Данная возможность позволяет применять механическую систему для приведения в действие, по меньшей мере, двух решеток емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей одну относительно другой. При этом, возможна регулировка фокуса для управления нагреванием заданной зоны механическим средствами.
В другом варианте осуществления, катетер дополнительно содержит механическое приводное устройство для, по меньшей мере, частичной регулировки регулируемого фокуса посредством сгибания дистального конца. Данный вариант осуществления применим к варианту осуществления, в котором катетер содержит, по меньшей мере, две решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей с гибким элементом между ними, а также к варианту осуществления, в котором решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей является гибкой. Данный вариант осуществления применим также в случае, когда имеется гибкий элемент, и решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей является гибкой. Данный вариант осуществления полезен, в частности, потому, что применение механического приводного устройства допускает регулировку регулируемого фокуса.
В другом варианте осуществления, соединитель содержит на проксимальном конце впускное отверстие для охлаждения текучей средой. Катетер выполнен с возможностью снабжения дистального конца охлаждающей текучей средой из впускного отверстия для охлаждения текучей средой. В некоторых вариантах осуществления, охлаждающая текучая среда вытекает из катетера. В других вариантах осуществления применяют трубку на направления нагретой охлаждающей текучей среды обратно в соединитель. Данный вариант осуществления полезен, в частности, потому, что охлаждающую текучую среду можно использовать, чтобы не допустить нагревания, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей до температуры, при которой упомянутые преобразователи могут причинить повреждение ткани в пациенте. Например, при ультразвуковом воздействии на предстательную железу, слишком сильное нагревание уретры может привести к недержанию мочи. Применение охлаждающей текучей среды может предотвратить данное последствие. Применение охлаждающей текучей среды также дает возможность применять емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи в режиме с более высокой мощностью.
В другом варианте осуществления, катетер дополнительно содержит датчик давления для измерения давления охлаждающей текучей среды на дистальном конце. Данный вариант осуществления может быть полезен потому, что датчик давления можно применять для измерения потока охлаждающей текучей среды на дистальном конце, и датчик давления может также служит для обеспечения того, чтобы охлаждающая текучая среда не создавала слишком большого давления. Например, если охлаждающая текучая среда вытекает из наконечника катетера, то целесообразно обеспечить, чтобы в пациенте не создавалось слишком высокого давления из-за охлаждающей текучей среды.
В другом варианте осуществления, катетер дополнительно содержит датчик потока для измерения потока охлаждающей текучей среды. Данный вариант осуществления полезен потому, что поток охлаждающей текучей среды непосредственно на наконечнике можно измерить и можно использовать для обеспечения надлежащего функционирования системы охлаждения.
В другом варианте осуществления, катетер дополнительно содержит как датчик давления, так и датчик потока. Когда датчик потока встраивают в катетер, датчик потока может быть встроен на наконечнике или внутри стержня.
В другом варианте осуществления, катетер дополнительно содержит датчик температуры. В катетер может быть встроен, по меньшей мере, один датчик температуры. Если применяют охлаждающую текучую среду, то датчики температуры на впускном отверстии и выпускном отверстии для охлаждающей текучей среды можно использовать для измерения тепла, рассеиваемого в катетере. Можно осуществлять измерение и управление величиной упомянутого рассеяния тепла. Управление может выполняться внешним компьютером или системой управления или интегральной схемой или контроллером, встроенной(ым) в катетер.
В другом варианте осуществления, катетер дополнительно содержит датчик температуры контроля температуры дистального конца. Данный вариант осуществления полезен, в частности, потому, что можно непосредственно измерять температуру в непосредственной близости от, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Данный контроль можно применять для обеспечения того, чтобы не нанести пациенту повреждения или ожога слишком высокой температурой, достигаемой ультразвуковыми преобразователями. Датчик температуры может быть отдельным датчиком, который встроен в дистальный конец. В других вариантах осуществления, датчик температуры может быть встроен непосредственно в ту же подложку, в которой изготовлен емкостной микромашинный ультразвуковой преобразователь. Например, термистор может быть встроен непосредственно в технологический маршрут, который использовали во время изготовления емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Данный вариант осуществления будет полезен потому, что на участке, где расположены ультразвуковые преобразователи, можно непосредственно встраивать несколько датчиков температуры. Данная возможность будет дополнительно обеспечивать, чтобы не перегревалась даже область ультразвуковых преобразователей.
При использовании любого из вышеупомянутых датчиков, датчик в некоторых вариантах осуществления может быть соединен с интегральной схемой. В таком случае, любая шина данных, которая находится между интегральной схемой и соединителем, может также служить для передачи данных, собранных из датчика.
В другом варианте осуществления, стержень содержит механическое устройство управления поворотом для управления поворотом дистального конца. Данный вариант осуществления полезен потому, что в катетер можно встроить механическую систему, которая позволяет регулировать положение катетера посредством механического устройства управления поворотом. Например, механическое устройство управления поворотом может содержать элементы для закручивания положения дистального конца и/или для изгиба и сгибания в конкретных направлениях, поскольку катетер может содержать шарнир, и в конструкции может быть, по меньшей мере, гибкий элемент, который соединяет жесткие элементы или полужесткие элементы катетера. В таком случае, для манипуляции дистальным концом и для управления его направлением с использованием механического устройства управления поворотом можно применить систему тросов или тонких проволок.
В другом варианте осуществления, емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи являются предварительно сжатыми емкостными микромашинными ультразвуковыми преобразователями.
В соответствии с другим аспектом изобретения предлагается система формирования медицинских изображений для сбора данных медицинского изображения из зоны формирования изображений. Система формирования медицинских изображений содержит интерфейс катетера для подсоединения к соединителю катетера в соответствии с вариантом осуществления изобретения. Система формирования медицинских изображений дополнительно содержит процессор для управления системой формирования медицинских изображений и для управления регулируемым фокусом катетера. Система формирования медицинских изображений дополнительно содержит память, содержащую машинно-исполняемые команды для исполнения процессором. Исполнение команд побуждает процессор собирать данные медицинского изображения посредством управления системой формирования медицинских изображений. Исполнение команд дополнительно побуждает процессор регистрировать местоположение дистального конца катетера в данных медицинского изображения. Исполнение команд дополнительно побуждает процессор формировать сигналы управления фокусом в соответствии с зарегистрированном местоположением на дистальным конце. Исполнение команд дополнительно побуждает процессор управлять фокусом с использованием интерфейса процессора в соответствии с сигналами управления фокусом.
Система формирования медицинских изображений может быть одной из множества различных разнотипных систем. Например, система формирования медицинских изображений может быть системой магнитно-резонансного формирования изображений. Система формирования медицинских изображений может быть также системой компьютерной томографии или КТ системой. Система формирования медицинских изображений может быть также диагностической системой ультразвукового исследования. Форма регистрации местоположения может зависеть от типа данных медицинского изображения, собранных из конкретной системы формирования медицинских изображений. В некоторых вариантах осуществления, этап регистрации местоположения дистального конца катетера в данных медицинского изображения может содержать реконструкцию медицинского изображения по данным медицинского изображения и, затем, регистрация местоположения на медицинском изображении. Для регистрации местоположения дистального конца катетера в данных медицинского изображении можно применять стандартные методы распознавания или регистрации изображений. Данный вариант осуществления полезен, в частности, потому, что данные медицинского изображения можно использовать для нацеливания нагревания заданной зоны катетером. Интерфейс катетера может подавать мощность для функционирования катетера. Кроме того, процессор может быть в состоянии посылать сигналы управления или управлять интерфейсом катетера так, что управление регулируемым фокусом выполняется процессором.
Для примера, в пациента можно ввести катетер, в котором, по меньшей мере, одна решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей формирует кольцо вокруг стержня. Затем, данные медицинского изображения можно использовать для определения, какие из емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей следует возбуждать для выполнения конкретной терапии.
В другом варианте осуществления, система формирования медицинских изображений является системой магнитно-резонансного формирования изображений.
В другом варианте осуществления, система формирования медицинских изображений является системой компьютерной томографии.
В другом варианте осуществления, система формирования медицинских изображений является диагностической системой ультразвукового исследования.
В другом варианте осуществления, команды дополнительно побуждают процессор совмещать заданную зону пациента в соответствии с данными медицинского изображения. Этап регистрации заданной зоны может содержать реконструкцию, по меньшей мере, одного медицинского изображения по данным медицинского изображения. Заданную зону можно регистрировать с использованием известных методов регистрации изображений. Например, на медицинском изображении или в данных медицинского изображения можно выявлять некоторые анатомические ориентиры, или данные медицинского изображения или медицинское изображение можно аппроксимировать моделью, например, моделью с деформируемой формой. Команды дополнительно побуждают процессор формировать сигналы управления фокусом для управления фокусом таким образом, чтобы заданная зона нагревалась с использованием, по меньшей мере, одной решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Данный вариант осуществления полезен потому, что системой формирования медицинских изображений выбирается и назначается для прицеливания конкретная заданная зона. В некоторых вариантах осуществления можно применять план терапии или другие данные планирования для заблаговременного назначения заданной зоны.
В другом варианте осуществления, исполнение команд дополнительно побуждает процессор собирать данные термического формирования изображений с использованием системы формирования медицинских изображений. Данные термического формирования изображений, в контексте настоящей заявки, включают в себя данные медицинского изображения, которые можно использовать для измерения или вывода температуры разных анатомических областей пациента. Данные термического формирования изображений могут быть таким же, как данные медицинского изображения или отличаться от них. Для некоторых средств формирования медицинских изображений, данные термического формирования изображений и данные медицинского изображения могут быть идентичными. В других средствах, данные медицинского изображения могут содержать анатомические данные, и данные термического формирования изображений могут содержать, в основном, данные, пригодные для построения тепловой карты. Исполнение команд дополнительно побуждает процессор реконструировать тепловую карту с использованием данных термического формирования изображений. Тепловая карта, в контексте настоящей заявки, включает в себя местоположение характерной температуры или описание температуры. Например, тепловую карту можно накладывать на другое медицинское изображение для указания температуры разных анатомических областей. Сигналы управления фокусом формируются в соответствии с тепловой картой. То есть, сигналы управления фокусом могут формироваться с использованием данных термического изображения и/или данных медицинского изображения. Поэтому сигналы управления фокусом можно использовать с учетом внутренней анатомии пациента и/или температуры разных анатомических областей. Например, данный подход можно использовать для обеспечения условия, чтобы некоторая анатомическая область была нагрета выше некоторой пороговой температуры и выдерживалась при данной температуре в течение предварительно заданного периода времени. Данный подход может быть пригоден для вызова некроза клеток или может быть также пригоден для активации термически чувствительных лекарств или контрастных веществ.
Температуру пациента можно измерять с использованием магнитно-резонансной термометрии. В процессе магнитно-резонансной термометрии собирают данные магнитно-резонансной термометрии. В некоторых вариантах осуществления, данные магнитно-резонансной термометрии являются данными термического формирования изображений. В настоящей заявке, данные магнитно-резонансной термометрии являются, по определению, результатами измерений радиочастотных сигналов, испускаемых атомными спинами, зарегистрированными антенной магнитно-резонансной установки в процессе сканирования для магнитно-резонансного формирования изображений, которые содержат информацию, которая может быть использована для магнитно-резонансной термометрии. Магнитно-резонансная термометрия функционально реализуется посредством измерения изменений температурно-чувствительных параметров. Примерами параметров, которые могут быть измерены в процессе магнитно-резонансной термометрии, являются: сдвиг резонансной частоты протона, коэффициент диффузии или изменения времени T1 и/или T2 релаксации, и приведенные параметры можно использовать для измерения температуры с помощью магнитного резонанса. Сдвиг резонансной частоты протона зависит от температуры потому, что магнитное поле, воздействию которого подвергаются отдельные протоны, атомы водорода, зависит от окружающей молекулярной структуры. Повышение температуры ослабляет молекулярное экранирование из-за воздействия температуры на водородные связи. Данная особенность приводит к температурной зависимости резонансной частоты протонов.
Компьютерную томографию также можно применить для определения температуры пациента и, следовательно, применить для сбора данных термического формирования изображений. Например, компьютерную томографию можно применить для обнаружения изменения показателя для области по шкале единиц Хаунсфилда. Данный показатель можно сопоставлять с температурой. Например, нагретую область можно идентифицировать как зоны пониженной плотности в изображениях. С использованием компьютерной томографии можно также обнаруживать пузырьки, вызываемые кавитацией.
Ультразвуковое излучение также может быть пригодно для определения температуры и сбора данных температурного формирования изображений. Данной цели можно достигать несколькими способами. Например, ультразвуковое излучение можно применить для определения температуры посредством измерения: смещений эхо-сигналов из-за изменений теплового расширения тканей и скорости звука, изменений коэффициента ослабления и/или изменения энергии обратного рассеяния от неоднородностей тканей.
В соответствии с другим аспектом изобретения предлагается также компьютерный программный продукт, содержащий машинно-исполняемые команды для исполнения процессором системы формирования медицинских изображений для сбора данных медицинского изображения из зоны формирования изображений. Система формирования медицинских изображений содержит интерфейс катетера для соединения с соединителем катетера в соответствии с вариантом осуществления изобретения. Исполнение команд побуждает процессор собирать данные медицинского изображения в системе формирования медицинских изображений. Исполнение команд дополнительно побуждает процессор регистрировать местоположение дистального конца катетера в данных медицинского изображения. Исполнение команд побуждает процессор формировать сигналы управления фокусом в соответствии с зарегистрированным местоположением дистального конца. Исполнение команд побуждает процессор управлять фокусом с использованием интерфейса катетера в соответствии с сигналами управления фокусом.
Компьютерный программный продукт предусматривает также компьютерно-читаемый носитель информации. Компьютерный программный продукт или машинно-исполняемые команды могут храниться на компьютерно-читаемом носителе информации.
В соответствии с другим аспектом изобретения предлагается способ управления работой системы формирования медицинских изображений для сбора данных медицинского изображения из зоны формирования изображений. Система формирования медицинских изображений содержит интерфейс катетера для подсоединения к соединителю катетера в соответствии с вариантом осуществления изобретения. Способ содержит этап сбора данных медицинского изображения с использованием системы формирования медицинских изображений. Способ дополнительно содержит этап регистрации местоположения дистального конца катетера в данных медицинского изображения. Способ дополнительно содержит этап формирования сигналов управления фокусом в соответствии с зарегистрированным местоположением дистального конца. Способ дополнительно содержит этап управления фокусом с использованием интерфейса катетера в соответствии с сигналами управления фокусом.
Способ одинаковым образом может быть реализован компьютерной системой или процессором. Следовательно, настоящее изобретение предлагает также способ, реализуемый компьютером.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Ниже приведено описание предпочтительных вариантов осуществления изобретения, исключительно, для примера и со ссылкой на чертежи, на которых:
Фиг. 1 - блок-схема последовательности операций, которая поясняет способ в соответствии с вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 2 - блок-схема последовательности операций, которая поясняет способ в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 3 - изображение катетера в соответствии с вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 4 - сравнение решеток емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей нескольких типов с обычным пьезоэлектрическим преобразователем,
Фиг. 5a - 5b - изображение катетера в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 6a - 6b - изображение катетера в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 7 - изображение катетера в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 8 - изображение катетера в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 9 - изображение катетера в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 10 - изображение катетера в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 11 - изображение катетера в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения,
Фиг. 12 - изображение системы формирования медицинских изображений в соответствии с вариантом осуществления изобретения, и
Фиг. 13 - изображение системы формирования медицинских изображений в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Элементы, обозначенные одинаковыми числовыми позициями на приведенных фигурах, являются либо эквивалентными элементами, либо выполняют одинаковую функцию. Элементы, которые были описаны прежде, не обязательно будут поясняться на последующих фигурах, если их функция эквивалентна.
На фиг.1 представлена блок-схема последовательности операций, которая поясняет способ в соответствии с вариантом осуществления изобретения. На этапе 100 собирают данные медицинского изображения. На этапе 102 регистрировать местоположение дистального конца катетера в данных медицинского изображения. Дистальный конец катетера можно распознать с использованием методов распознавания изображений. Например, участок катетера можно идентифицировать снаружи пациента, и катетер может особым образом проявляться в конкретном средстве формирования медицинских изображений. Например, катетер может быть выполнен из материала, который имеет особенно высокий или низкий контраст в конкретном средстве формирования изображений. Катетер может также иметь форму или содержать область, которая является легко идентифицируемой в данных медицинского изображения. Этап 102 может также содержать этапы реконструкции, по меньшей мере, одного медицинского изображения по данным медицинского изображения. В данном случае, местоположение необходимо будет зарегистрировать на медицинском изображении.
В случае, когда регистрация на изображении не выполняется, можно применить идентификацию местоположения дистального конца с использованием маркера или идентификатора, легкого распознаваемого средством формирования изображений системы формирования медицинских изображений. Например, дистальный конец может содержать ультразвуковой маячок для идентификации, если средством формирования изображений является ультразвуковым. При магнитно-резонансном формирования изображений, для идентификации местоположения дистального конца можно применить резонансную РЧ катушку, которая возбуждается в процессе сбора магнитно-резонансных данных.
Далее, на этапе 104 формируют сигналы управления фокусом в соответствии с зарегистрированным местоположением дистального конца. Затем, на этапе 106 управляют фокусом с использованием интерфейса катетера, в соответствии с сигналами управления фокусом. Данная задача может быть выполнена несколькими разными способами. Если имеется механическая система для непосредственной фокусировки через интерфейс катетера, то сигналы управления фокусом могут вынуждать интерфейс приводить в действие такой участок катетера, который управляет механической составляющей фокусировки. Если при посредстве интерфейса управляют отдельными емкостными микромашинными ультразвуковыми преобразователями, то сигналы управления фокусом могут содержать команды для управления мощностью, подаваемой в микромашинные ультразвуковые преобразователи. Если, по меньшей мере, одна решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей возбуждается интегральной схемой, то сигналы управления фокусом могут просто содержать команды, которые подаются в интегральную схему по шине данных.
На фиг.2 представлена блок-схема последовательности операций, которая поясняет способ в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения. На этапе 200 собирают данные медицинского изображения. На этапе 202 собирают данные термического формирования изображения. В некоторых вариантах осуществления, данные медицинского изображения и данные термического формирования изображения могут собираться одновременно или реконструироваться из одних и тех же данных. На этапе 206, регистрируют местоположение дистального конца катетера в данных медицинского изображения. Как пояснялось выше, этап 204 может также включать в себя операцию реконструкции медицинского изображения по данным медицинского изображения. На этапе 206, регистрируют заданную зону в данных медицинского изображения. В некоторых вариантах осуществления, заданную зону можно идентифицировать первоначально в плане терапии или данных планирования, которые подаются в систему формирования медицинских изображений. На этапе 208 реконструируют тепловую карту по данным термического формирования изображения. На этапе 210 формируют сигналы управления фокусом в соответствии с зарегистрированным местоположением дистального конца, зарегистрированной заданной зоной и тепловой картой. На этапе 212 управляют фокусом с использованием интерфейса катетера, в соответствии с сигналами управления фокусом. На блок-схеме последовательности операций присутствует стрелка, проходящая от этапа 212 обратно к этапу 200. Упомянутая стрелка указывает, данные этапы способа могут выполняться многократно. Например, в процессе нагревания заданной зоны, пациент может перемещаться, или может возникнуть необходимость контроля температуры заданной зоны и участков пациента, окружающих заданную зону. Тепловые карты, измеренные в процессе нагревания, можно использовать для замкнутой обратной связи терапии, для обеспечения предварительно заданной величины нагревания, которая не превышает предварительно заданного порогового уровня нагревания. Хотя все этапы с этапа 200 по этап 212 показаны в виде цикла, в некоторых вариантах осуществления, не все из приведенных этапов могут выполняться в каждом цикле. Например, если пациент не двигается, то в процессе каждого цикла, возможно, целесообразно повторно собирать только данные термического формирования изображений. Аналогично, если температура заданной зоны быстро не изменяется, но, при этом, имеет место внутреннее движение или внешнее движение пациента, то, возможно, данные формирования медицинских изображений целесообразно собирать чаще, чем данные термического формирования изображений. И, наконец, после того, как нагревание заданной зоны закончено, способ завершается на этапе 214.
На фиг.3 представлены вид 300 сверху и вид 302 сбоку катетера 304 в соответствии с вариантом осуществления изобретения. В примере, представленном на фиг.3, показана только дистальная часть катетера. В приведенной конструкции имеется плоская поверхность 306 с решетками 310 емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. В приведенном примере имеется десять решеток 308. На виде 302 сбоку показаны не все решетки 308, показанные на виде 300 сверху. В приведенном варианте осуществления, каждая из решеток 308 присоединена к отдельному электрическому кабелю 310.
На фиг.4 изображен обычный пьезоэлектрический элемент 400. Рядом с пьезоэлектрическим элементом 400 находятся две решетки 402, 404 емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Пьезоэлектрический элемент 400 имеет два электрических соединения 406 для возбуждения элемента 400.
Решетка 402 емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей имеет первое 408 и второе 410 электрические соединения. Решетка 402 электрически смонтирована так, что данная решетка функционирует как один преобразовательный элемент подобно тому, как функционирует пьезоэлектрический элемента 400. Данное решение показывает, как решетку 402 можно применять вместо всего пьезоэлектрического элемента 400. Чертеж 412 является увеличенным изображением решетки 402. Заметны отдельные емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи 414. Как можно видеть, каждый из преобразователей 414 соединен с первым 408 и вторым 410 электрическими соединениями. Решетка 404 емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей расположена как линейные решетки. Для каждого ряда преобразователей имеется набор первых 416 и вторых 418 электрических соединителей. Чертеж 420 является увеличенным изображением решетки 404. Как может видеть, отдельный емкостной микромашинный ультразвуковой преобразователь 422 соединен с первым 424 и вторым 426 электрическим соединением. Соединения 424 и 426 выбраны из первого 416 и второго 418 наборов электрических соединений.
В дополнение к монтажу емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей в виде крупноблочных решеток или в виде линейных решеток, отдельные микромашинные ультразвуковые преобразователи могут также в отдельности возбуждаться их собственным источником.
На фиг.5a и 5b изображен один способ охлаждения емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. На фиг.5a показана подложка 500 с встроенными в нее решетками емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Данная подложка сформирована на подложке 502. Подложка 502 может быть, например, кремниевой подложкой. Под данной подложкой, стрелка 504 указывает каналы для потока текучей среды для охлаждения подложки с решетками 500. В конструкции имеются ребра 506, которые способствуют передаче тепловой энергии от подложек 500 и 502 охлаждающей текучей среде. Частота, генерируемая емкостными микромашинными ультразвуковыми преобразователями, не зависит от их толщины, в противоположность тому, что имеет место для пьезоэлектрического преобразователя. Следовательно, очень низкочастотные емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи могут быть очень тонкими в сравнении со сравнимым пьезоэлектрическим кристаллом. Расстояние 510 указывает совместную толщину емкостного микромашинного ультразвукового преобразователя 500 и подложки 502.
На фиг.5b показан измененный способ изготовления для данного варианта осуществления. На фиг.5b показана подложка 512 из решеток емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Подложка с решетками 512 установлена на подложке 514. Подложка 514 также может быть выполнена из кремния. Внутри подложки 514 находятся микроканалы 516, которые выполнены в подложке по технологии микрообработки. Стрелка 518 указывает направление потока текучей среды по микроканалам 516.
На фиг.6a и 6b изображен двухсторонний дистальный конец катетера в соответствии с вариантом осуществления изобретения. На фиг.6a изображена конструкция, и на фиг.6b показана деталь в сборе. В приведенном примере показана верхняя половина, которая содержит первую подложку 600 с решетками емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей, прикрепленную к другой первой подложке 602. Первая подложка 602 также может быть выполнена из кремния. На второй подложке 606 находится вторая подложка 604 с решетками емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Вторая подложка 606 может быть из кремния. В подложках 602 и 606 имеются каналы 608, которые прорезаны. Например, данные каналы могут быть прорезаны с использованием стандартной технологии микрообработки кремния, например, химического или плазменного травления. Подложки 602 и 606 можно склеивать с использованием подходящего клея, например, BCB (бензоциклобутен). На фиг.6b, две половины собраны. На фиг.6b дополнительно изображены датчик 610 температуры на поверхности подложки 600 и датчик 612 потока или давления, который измеряет поток или давление в одном из каналов 608.
На фиг.7 показан дистальный конец 700 катетера в соответствии с вариантом осуществления изобретения. В данном варианте осуществления имеется кольцевая решетка 702 с передним обзором. Отверстие 708 окружено решеткой емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Позади кольцевой решетки 702 находятся панели решеток 704 с боковым обзором. Решетки 704 формируют кольцо вокруг стержня катетера. На данной фиг.показаны различные электрические соединения 706. Кольцевую решетку 702 с передним обзором можно использовать для того, чтобы обеспечивать трехмерную визуализацию. Решетки 704 с боковым обзором можно использовать для ультразвуковых абляции и контроля. Отдельные емкостные микромашинные ультразвуковые преобразователи можно использовать для управления поворотом пучка в процессе ультразвуковой абляции. Преимущества данного варианта осуществления могут включать в себя отсутствие или минимум потребности в механическом повороте катетера. Отверстие 708 можно использовать для дополнительных инструментов или для орошения водой. Вариант осуществления, изображенный на фиг.7, может осуществлять фокусировку в нескольких направления, и, поэтому, такие задачи, как абляция предстательной железы во всей 360-градусной области вокруг датчика, могут выполняться одновременно. Данная возможность имеет следствием сокращение времени терапии и, следовательно, также уменьшение затрат.
На фиг.8 изображен катетер 800, в котором фокус регулируют механически. Катетер содержит решетки 802 емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Решетки в данном варианте осуществления могут быть гибкими или могут быть жесткими. Между каждыми из решеток 802 показан гибкий элемент 803. Линии 804 отмечают общий путь распространения ультразвукового излучения, генерируемого решетками 802. Ультразвуковое 804 излучение концентрируется в заданной зоне 806. Все решетки 802 расположены на дистальном конце 808 стержня 810 катетера 800. На дистальном конце 808 наблюдается кривизна. Данная кривизна вынуждает совокупность решеток 802 фокусировать их ультразвуковое излучение в заданной зоне 806. Данную схему расположения можно регулировать механически. Например, внутри катетера может быть расположена трубка 812, которая жестко или полужестко закреплена к стержню 810. Внутри трубки 812 может находиться трос 814. Трос может продолжаться от трубки 812 через весь дистальный конец 808 катетера 800. Дистальный конец 808 может, например, содержать пружинистый материал или быть предварительно напряжен. Такое исполнение может обуславливать естественную кривизну дистального конца 808. Когда трос натягивают или перемещают в направлении 818, данное действие приводит к укорочению троса 814, что может вынуждать выпрямление дистального конца 808. Упомянутое выпрямление будет изменять фокус катетера 800. Трос 814 можно также использовать для манипуляции системой тяг. Механическую регулировку приведенного катетера можно использовать в некоторых вариантах осуществления, чтобы активно управлять поворотом или проводкой катетера. Другими словами, механическую регулировку фокуса можно использовать для механической регулировки положения дистального конца.
На фиг.9 изображен катетер 900 в соответствии с вариантом осуществления изобретения, применяемый для терапии предстательной железы 902. Катетер 900 введен через уретру и в мочевой пузырь 904. В данном варианте осуществления, дистальный конец 906 катетера 900 содержит решетку 907 емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Данный вариант содержит механическое приводное устройство 908, которое сгибает дистальный конец 906. Для управления механическим приводным устройством 908 обеспечен трос 910. Вариант осуществления, представленный на фиг.9 может представляться полезным потому, что катетер 900 можно ввести в мочевой пузырь, и затем механическое приводное устройство 908 используют для установки решетки емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей 907 таким образом, чтобы возможно было ультразвуковое воздействие на предстательную железу 902. Преимущество данного варианта осуществления состоит в том, что катетер 900 может допускать ультразвуковое воздействие на предстательную железу из мочевого пузыря. Дополнительная механическая степень подвижности в мочевом пузыре может служить поддержкой при эффективной установке катетера и снижать риск повреждения здоровой ткани.
На фиг.10 изображен дополнительный вариант осуществления катетера 1000 в соответствии с вариантом осуществления изобретения. Катетер 1000 содержит стержень 1002 с дистальным концом 1004 и проксимальным концом 1006. На дистальном конце 1004 находятся несколько решеток 1008 емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей. Каждая из решеток 1008 имеет свое собственное электрическое соединение 1010 с соединителем 1012 на проксимальном конце 1006. Во время снабжения электрической мощностью, решетки 1008 направляют ультразвуковую энергию в заданную зону 1014, которая прилегает к стержню или находится сбоку от стержня 1002.
На фиг.11 изображен дополнительный вариант осуществления катетера 1100 в соответствии с вариантом осуществления изобретения. Вариант осуществления, представленный на фиг.11, почти аналогичен варианту осуществления, показанному на фиг.10, но дополнен несколькими характерными особенностями. В данном варианте осуществления, отдельные решетки 1008 подсоединены к интегральной схеме 1102 вместо подсоединения непосредственно к соединителю 1012. Интегральная схема 1102 соединена с соединителем 1012 шиной 1010' данных, которая выполняет функцию как снабжения мощностью, так и соединения для передачи данных. По шине 1010' данных интегральная схема 1102 принимает команды, определяющие, как возбуждать отдельные решетки 1008. Как показано, интегральная схема 1102 соединена также с датчиком 1104 давления или потока на наконечнике дистального конца 1004. Как также показано, интегральная схема 1102 соединена с датчиком 1106 температуры, который установлен среди решеток 1008. В зависимости от варианта осуществления, решетки 1008 и интегральную схему 1102 можно применять для абляции и/или осуществления диагностического ультразвукового исследования. В некоторых вариантах осуществления, некоторые из решеток 1008 можно применять для выполнения абляции, и некоторые можно применять для осуществления диагностического ультразвукового исследования в одно и то же время. В соединителе 1012 имеется также впускное отверстие 1108 для охлаждения текучей средой. Впускное отверстие 1108 для охлаждения текучей средой соединено с трубкой 1110, которая предназначена для транспорта охлаждающей текучей среды к дистальному концу 1004 для его охлаждения. На наконечнике дистального конца 1004 имеется выпускное отверстие 1112. Дистальный конец 1004 перекрыт изоляцией 1114, так что вода охлаждения или охлаждающая текучая среда, которая поступает в трубку 2010, вытесняется наружу через выпускное отверстие 1112. В других вариантах осуществления могут быть возвратная трубка и выпускное отверстие для охлаждения текучей средой в соединителе 1012.
На фиг.12 представлен вариант осуществления системы 1200 формирования медицинских изображений в соответствии с вариантом осуществления изобретения. Система формирования медицинских изображений, показанная на данной фиг., может представлять системы формирования медицинских изображений множества разных типов. Например, система формирования медицинских изображений может быть системой магнитно-резонансного формирования изображений, системой компьютерной томографии или системой диагностического ультразвукового исследования. Система 1200 формирования медицинских изображений предназначена для осуществления формирования медицинских изображений в зоне 1202 формирования медицинских изображений. Система 1200 формирования медицинских изображений содержит также интерфейс 1204 катетера. Как показано на фиг., катетер 1206 соединен, посредством его соединителя, с интерфейсом 1204 катетера. Катетер 1206 введен в пациента 1207. Дистальный конец 1208 находится внутри зоны 1202 формирования изображений. Как показано, заданная зона 1210, которая была нагрета катетером 1206, также находится в зоне 1202 формирования изображений. Как система 1200 формирования медицинских изображений, так и интерфейс 1204 катетера изображены как имеющие соединение с аппаратным интерфейсом 1212 компьютерной системы 1214. Компьютерная система дополнительно содержит процессор 1216 исполнения машинно-исполняемых команд. Процессор показан как имеющий соединение с аппаратным интерфейсом 1212 и пользовательским интерфейсом 1218. Аппаратный интерфейс 1212 позволяет процессору 1216 управлять функциями системы 1200 формирования медицинских изображений и интерфейса 1204 катетера. Показано также, что процессор 1216 соединен с компьютерным запоминающим устройством 1220 и компьютерной памятью 1222.
Как показано, компьютерное запоминающее устройство 1220 содержит план 1224 терапии. План терапии может содержать подробные команды для терапии заданной зоны 1220. План терапии может также содержать анатомические ориентиры, которые в последующем используют при регистрации местоположения заданной зоны 1210 и/или дистального конца 1208. Дополнительно показано, что компьютерное запоминающее устройство 1220 содержит данные 1226 медицинского изображения, собранные из зоны 1202 формирования изображений. Дополнительно показано, что компьютерная память 1220 содержит медицинское изображение 1228, которое реконструировано по данным 1226 медицинского изображения. Дополнительно показано, что компьютерное запоминающее устройство 1220 содержит сигналы 1230 управления фокусом. Сигналы 1230 управления фокусом содержат сигналы, которые процессор 1216 может использовать для управления катетером 1206 через интерфейс 1204 катетера. В компьютерном запоминающем устройстве 1220 находятся также местоположение дистального конца 1232 и местоположение заданной зоны 1234. Оба упомянутых местоположения 1232, 1234 определены регистрацией медицинского изображения 1228. Дополнительно показано, что компьютерное запоминающее устройство 1220 содержит тепловую карту 1238. Тепловая карта 1238 реконструирована по данным 1236 термического формирования изображений, которые также хранятся в компьютерном запоминающем устройстве 1220.
Компьютерная память 1222 показана содержащей машинно-исполняемые команды для управления работой системы 1200 формирования медицинских изображений. Команды, содержащиеся в компьютерной памяти 1222, могут также храниться в компьютерном запоминающем устройстве 1220. Как показано, компьютерная память 1222 содержит модуль 1240 управления. Модуль 1240 управления содержит машинно-исполняемые команды для управления функционированием и работой системы 1200 формирования медицинских изображений. Дополнительно показано, что компьютерная память 1222 содержит модуль 1242 реконструкции изображения. Модуль 1242 реконструкции изображения является дополнительным модулем, который можно использовать для реконструкции медицинского изображения 1228 по данным 1226 медицинского изображения. Дополнительно показано, что компьютерная память 1222 содержит модуль 1244 теплового картирования. Модуль 1244 теплового картирования содержит машинно-исполняемые команды для реконструкции тепловой карты 1238 данным 1236 термического формирования изображений. Показано также, что компьютерная память 1222 дополнительно содержит модуль 1246 формирования сигналов управления фокусом. Модуль 1246 формирования сигналов управления фокусом используют для формирования сигналов 1230 управления фокусом. Сигналы управления фокусом могут использовать план 1224 терапии, местоположение дистального конца 1232, местоположение заданной зоны 1234, тепловую карту или из сочетание для формирования сигналов 1230 управления фокусом.
При применении приведенной системы 1200 формирования медицинских изображений, врач может вводить катетер 1206 в пациента 1207. Затем, пациента 1207 размещают так, чтобы заданная зона 1210 находилась внутри зоны 1202 формирования изображений. После этого, система 1200 формирования изображений может идентифицировать местоположение дистального конца 1208 и заданной зоны 1210. Так как фокус катетера 1206 является регулируемым, то процессор 1216 может посылать команды в интерфейс 1204 катетера, чтобы заданная зона 1210 нагревалась катетером 1206. Катетером 1206 выполняется управляемое нагревание заданной зоны, и компьютерной системой 1214 осуществляется автоматическое управление заданной зоной.
На фиг.13 представлен дополнительный вариант осуществления системы формирования изображений в соответствии с вариантом осуществления изобретения. Система формирования изображений является системой 1300 магнитно-резонансного формирования изображений. Система 1300 магнитно-резонансного формирования изображений содержит магнит 1302. Магнит 1302 является сверхпроводящим магнитом цилиндрического типа. Магнит содержит криостат, охлаждаемый жидким гелием, со сверхпроводящими катушками. Возможно также использование постоянного или резистивного магнитов. Возможно также применение магнитов отличающихся типов, например, можно также применить как секционный цилиндрический магнит, так и, так называемый открытый магнит. Секционный цилиндрический магнит подобен стандартному цилиндрическому магниту, за исключением того, что криостат разделен на две секции, чтобы обеспечивать возможность доступа к изоплоскости магнита, данные магниты можно применять, например, в связи с терапией пучком заряженных частиц. Открытый магнит содержит две секции магнита, одну над другой, с пространством между ними, которое достаточно велико для вмещения пациента: схема расположения зоны двух секций подобна зоне катушки Гельмгольца. Открытые магниты широко применяются потому, что меньше ограничивают пациента. Внутри криостата цилиндрического магнита находится совокупность сверхпроводящих катушек. Внутри туннеля цилиндрического магнита находится зона формирования изображений, в которой магнитное поле является достаточно сильным и однородным для выполнения магнитно-резонансного формирования изображений.
Внутри туннеля магнита 1303 находится катушка 1304 для создания градиентов магнитного поля, которая снабжается током из источника 1306 питания катушек 1304 для создания градиентов магнитного поля. Катушка 1304 для создания градиентов магнитного поля служит для пространственного кодирования магнитных спинов внутри зоны формирования изображений магнита в процессе сбора магнитно-резонансных данных. Катушка 1304 для создания градиентов магнитного поля представлена для наглядности. Обычно, катушки для создания градиентов магнитного поля содержат три отдельных набора катушек для пространственного кодирования по трем ортогональным пространственным направлениям. Ток, подаваемый в катушку 1304 для создания градиентов магнитного поля, подается с управлением в зависимости от времени и может быть пилообразным или импульсным.
Внутри туннеля магнита 1303 находится зона 1202 формирования изображений, в которой магнитное поле является достаточно однородным для выполнения магнитно-резонансного формирования изображений. Вблизи зоны 1202 формирования изображений находится антенна 1308. Антенна 1308 соединена с приемопередатчиком 1310. Радиочастотная антенна 1308 предназначена для манипуляции ориентациями магнитных спинов внутри зоны 1202 формирования изображений и для приема радиопередач от спинов также внутри зоны формирования изображений. Радиочастотная антенна может содержать несколько катушечных элементов. Радиочастотная антенна может также именоваться каналом. Радиочастотная катушка соединена с радиочастотным приемопередатчиком 1310. Радиочастотная катушка 1308 и радиочастотный приемопередатчик 1310 могут быть заменены отдельными передающими и принимающими катушками и отдельными передатчиком и приемником. Радиочастотная антенна предназначена также для наглядного представления специализированной передающей антенны и специализированной приемной антенны. Аналогичным образом, приемопередатчик 1310 также может представлять отдельные передатчик и приемники.
Пациент 1207 показан как уложенный на опоре 1312 для пациента. Также как на фиг.12, катетер 1206 введен в пациента 1207. Как показано, приемопередатчик 1310, источник 1306 питания градиентной катушки и интерфейс 1204 катетера соединены с аппаратным интерфейсом 1212 компьютерной системы 1214. Компьютерная система 1214, показанная на фиг.13, эквивалентна компьютерной системе 1214, показанной на фиг.12. Различные программные компоненты, хранящиеся в компьютерной памяти 1222, и содержимое компьютерного запоминающего устройства 1220 являются эквивалентными на обеих фиг.Данные 1226 формирования медицинских изображений, показанные на фиг.13, являются магнитно-резонансными данными. Данные 1236 термического формирования изображений являются данными магнитно-резонансной термометрии.
Хотя настоящее изобретение подробно представлено на чертежах и охарактеризовано в вышеприведенном описании, упомянутые чертежи и описание следует считать наглядными или примерными, а не ограничивающими; настоящее изобретение не ограничено вышеописанными вариантами осуществления.
При практическом применении заявленного изобретения, специалистом в данной области техники, после изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения, могут быть созданы и выполнены другие варианты вышеописанных вариантов осуществления. В формуле изобретения, формулировка «содержащий» не исключает других элементов или этапов, и признак единственного числа в форме неопределенного артикля не исключает множественного числа. Единственный процессор или другой блок может выполнять функции нескольких элементов, перечисленных в формуле изобретения. Очевидное обстоятельство, что разные признаки упомянуты во взаимно различающихся зависимых пунктах формулы изобретения, не означает, что, в подходящих случаях, нельзя использовать сочетание упомянутых признаков. Компьютерная программа может храниться/распространяться на подходящем носителе, например, оптическом носителе информации или твердотельном носителе, поставляемом совместно с другими аппаратным обеспечением или в его составе, но может также распространяться в других формах, например, по сети Интернет или в других проводных или беспроводных системах связи. Никакие позиции в формуле изобретение не следует интерпретировать в смысле ограничения объема изобретения.
СПИСОК ПОЗИЦИЙ
300 вид сверху
302 вид сбоку
304 катетер
306 плоская поверхность
308 решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
310 кабель
400 пьезоэлемент
402 решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
404 решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
406 электрические соединения
408 первое электрическое соединение
410 второе электрическое соединение
412 увеличенное изображение решетки 402
414 емкостной микромашинный ультразвуковой преобразователь
416 набор первых электрических соединений
418 набор вторых электрических соединений
420 увеличенное изображение решетки 404
422 емкостной микромашинный ультразвуковой преобразователь
424 первое электрическое соединение
426 второе электрическое соединение
500 подложка с решетками емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
502 подложка
504 каналы для протекания текучей среды
506 ребра
508 направление сформированного ультразвукового пучка
510 толщина
512 подложка с решетками емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
514 подложка
516 микроканалы, изготовленные по технологии микрообработки
518 поток текучей среды
600 первая подложка с решетками емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
602 первая подложка
604 вторая подложка с решетками емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
606 вторая подложка
608 канал
610 датчик температуры
612 датчик потока или давления
700 дистальный конец катетера
702 кольцевая решетка с передним обзором
704 решетка с боковым обзором
705 стержень
706 электрическое соединение
708 отверстие
800 катетер
802 решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
803 гибкий элемент
804 путь распространения ультразвукового излучения
806 заданная зона
808 дистальный конец
810 стержень
812 трубка
814 трос
816 направление хода троса
900 катетер
902 предстательная железа
904 мочевой пузырь
906 дистальный конец
907 решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
908 механическое приводное устройство
910 трос
1000 катетер
1002 стержень
1004 дистальный конец
1006 проксимальный конец
1008 решетка емкостных микромашинных ультразвуковых преобразователей
1010 электрические соединения
1010' шина данных и источник питания
1012 соединитель
1014 заданная зона
1100 катетер
1102 процессор
1104 датчик потока или давления
1106 датчик температуры
1108 впускное отверстие для охлаждения текучей средой
1110 трубка
1112 выпускное отверстие для охлаждения текучей средой
1114 изоляция
1200 система формирования медицинских изображений
1202 зона формирования изображений
1204 интерфейс катетера
1206 катетер
1207 пациент
1208 дистальный конец
1210 заданная зона
1212 аппаратный интерфейс
1214 компьютерная система
1216 процессор
1218 пользовательский интерфейс
1220 компьютерное запоминающее устройство
1222 компьютерная память
1224 план терапии
1226 данные медицинского изображения
1228 медицинское изображение
1230 сигналы управления фокусом
1232 местоположение дистального конца
1234 местоположение заданной зоны
1236 данные термического формирования изображений
1238 тепловая карта
1240 модуль управления
1242 модуль реконструкции изображения
1244 модуль теплового картирования
1246 модуль формирования сигналов управления фокусом
1300 система магнитно-резонансного формирования изображений
1302 магнит
1303 туннель магнита
1304 катушка для формирования градиентов магнитного поля
1306 источник питания катушек для формирования градиентов магнитного поля
1308 антенна
1310 приемопередатчик
1312 опора для пациента.