一种超声治疗装置以及高强度聚焦超声治疗系统

摘要

本发明提供一种超声治疗装置，包括超声治疗头、以及用于控制超声治疗头的超声能量控制单元，该装置中还包括有用于实时检测生物体组织温度的温度检测单元，所述温度检测单元采用不与所述生物体组织接触的非接触式温度检测单元。该装置能够对声通道上的生物体组织的温度进行实时监控，以避免其发生烧伤，从而可有效提高高强度聚焦超声治疗中生物体组织的安全性，增加了超声治疗的安全性。

说明书

技术领域

本发明属于聚焦超声治疗技术领域，涉及一种超声治疗装置 以及包含该超声治疗装置的高强度聚焦超声治疗系统。

背景技术

目前，高强度聚焦超声治疗系统已经在临床中得到成功推广 和应用。该系统利用超声波所具有的组织穿透性和能量沉积性， 将其聚焦于生物体体内的靶区组织，即将体外发射的超声波聚焦 到生物体内部的病变组织（即治疗靶点）处，通过超声波的机械 效应、热效应和空化效应以达到治疗疾病的目的。在使用高强度 聚焦超声治疗系统进行治疗的过程中，要求聚焦超声波在穿过声 通道路径上的非治疗部位时其能量不会对所述非治疗部位的组织 造成损伤，而在其焦点处，即治疗靶点处，则要求超声的热效应 能使该处组织的温度瞬间上升至60-100℃，从而达到蛋白变性， 使组织细胞发生不可逆凝固性坏死。

由于高强度聚焦超声治疗系统不仅会使焦点处的病灶组织发 生坏死，且对整个声通道路径上的其他组织也可能会造成一定的 损伤，尤其是不同组织或物体之间形成的边界位置处，比如人体 皮肤。在治疗过程中，如果对高强度聚焦超声治疗系统控制不当， 就可能发生皮肤被烧伤的情况，且这种状况时有发生。目前只能 通过医生合理使用超声波剂量并密切关注治疗过程中的生物体组 织的反应来减少该种状况的发生，并且确实产生了一定的效果， 但这种效果的取得要求医生具有丰富的临床经验，而医生难免有 疏忽的时候。

皮肤烧伤的原因主要是高强度聚焦超声能量在输出过程中皮 肤位置的温度过高，但又因无法及时进行监测，并及时采取相应 的防范措施而导致的。由于进行高强度聚焦超声治疗时需要通过 水作为超声传导介质（也称为超声耦合介质）以传输超声波能量， 因此，治疗区域的声通道路径中的皮肤通常也需要浸在水中，这 就导致传统的温度监控系统不能起作用，再加上治疗过程中，声 通道路径上不能有阻挡高强度聚焦超声波的物体存在，因而无法 将传统的接触式温度传感器安装在皮肤表面，即使能够安装，则 此类温度传感器也很可能会遭到损坏，同时由于此类传感器会吸 收高强度聚焦超声波能量，并将之转化成热量，这些热量不仅会 影响温度传感器的检测精度，还可能进一步增加皮肤的损伤程度。

除了皮肤温度过高会对皮肤产生烧伤外，如果治疗过程中水 温过低，也会给病人造成不适，甚至发生冻伤。

为了防止烧伤和冻伤，目前的做法是，每隔一段时间，由医 生用手触摸病人的皮肤，以感知皮肤温度和受损情况。

目前，虽然在治疗部分适应症（如子宫肌瘤）上，采用了非 麻醉的镇静、镇痛的高强度聚焦超声治疗，多数病人在感觉到自 身皮肤发烫时，可立即要求医生停止治疗，然而由于每个人的皮 肤敏感程度不同，少数病人即使在这种治疗方式下，还是发生了 皮肤损伤。而很多病人又由于过度敏感，从而过多地中断了治疗， 导致高强度聚焦超声治疗的时间被不必要的延长。况且，很多高 强度聚焦超声适应症（如肝癌，胰腺癌等）的手术过程仍然还需 要进行麻醉。

综上可知，现有的高强度聚焦超声治疗设备存在着很严重的 安全问题：在治疗过程中时常发生病人皮肤被烧伤的现象，严重 的烧伤可能需要通过植皮手术才能恢复，而发生皮肤烧伤的原因 在于现有的高强度聚焦超声治疗设备无法实时的检测皮肤的温度 变化，因此无法实时将皮肤的温度变化情况反馈给医生，所以在 病人皮肤温度升高至已经濒临烧伤时，医生无法知悉该情况而仍 然继续给予治疗，最终导致烧伤事件的发生。目前，业界采用CCD （Charge Coupled Device）摄像头来实时观察皮肤的变化情况，但 仍不能避免烧伤事件的发生，这是因为当CCD摄像头观察到皮肤 性状发生改变时，皮肤已经被烧伤了，因此采用高强度聚焦超声 治疗系统对病人进行超声治疗时发生皮肤烧伤的问题急待解决。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是针对现有技术中存在的上述不 足，提供一种超声治疗装置以及高强度聚焦超声治疗系统，该装 置能够对声通道上的生物体组织的温度进行实时监控，以避免其 发生烧伤，从而可有效提高高强度聚焦超声治疗中生物体组织的 安全性，增加了超声治疗的安全性，也减轻了医生的工作量。。

解决本发明技术问题所采用的技术方案是该超声治疗装置包 括超声治疗头、以及用于控制超声治疗头的超声能量控制单元， 其中，该装置中还包括有用于实时检测生物体组织温度的温度检 测单元，所述温度检测单元采用不与所述生物体组织接触的非接 触式温度检测单元。

优选的是，所述温度检测单元采用非接触式红外温度传感器。 自然界中高于绝对零度的物体由于分子热运动，都会向外辐射电 磁波，这其中就包含了红外线，物体的红外辐射能量的大小按其 波长的分布与其表面温度有着十分密切的关系，因此通过对物体 自身辐射的红外能量的测量，便能准确地测定物体的表面温度， 这就是非接触式红外温度传感器的测量原理，因而该传感器测量 物体的温度时无需与被测物接触。

由于温度检测单元采用非接触式红外温度传感器，因而可以 非接触地探测生物体组织的温度，从而可起到保护生物体组织的 作用。

优选的是，所述超声治疗头上开有与其超声发射面连通的穿 孔，所述非接触式红外温度传感器设于所述穿孔内。

优选的是，所述温度检测单元采用多个，所述生物体组织分 为多个区域，所述多个温度检测单元分别用于对所述生物体组织 的多个区域的温度进行实时检测。

一种优选方案是，该装置中还包括有用于容置液态超声耦合 介质的容器、介质处理单元和温度控制单元，治疗时所述超声治 疗头放置在容器内的液态超声耦合介质中，所述介质处理单元与 所述容器连通，介质处理单元中存储有液态超声耦合介质，所述 液态超声耦合介质与容器内的液态超声耦合介质相同，介质处理 单元还用于对其内的液态超声耦合介质进行降温或升温，所述温 度检测单元用于实时检测生物体的皮肤组织温度并将实时检测到 的皮肤组织温度输出，所述温度控制单元与温度检测单元相连， 用于接收所述温度检测单元输出的皮肤组织温度，并根据接收到 的皮肤组织温度来控制介质处理单元对其内的液态超声耦合介质 进行降温或升温并向容器中输送经降温或升温后的液态超声耦合 介质。

更优选的是，所述介质处理单元中包括储罐、制冷器和/或加 热器，所述储罐与容器连通，所述液态超声耦合介质存储在所述 储罐中，所述制冷器用于对储罐中的液态超声耦合介质进行降温， 所述加热器用于对储罐中的液态超声耦合介质进行升温，介质处 理单元在向容器中输送经降温或升温后的液态超声耦合介质的同 时还用于抽吸容器中的液态超声耦合介质；所述温度控制单元还 与超声能量控制单元相连，并用于根据接收到的皮肤组织温度指 示超声能量控制单元控制超声治疗头所发射的超声波能量大小。

优选的是，所述温度控制单元中包括判断模块，所述判断模 块中预设有高温安全温度值和低温安全温度值，所述判断模块用 于实时接收温度检测单元输出的皮肤组织温度，并将接收到皮肤 组织温度与高温安全温度值和低温安全温度值进行比较，再根据 比较结果输出不同的控制信号分别至介质处理单元和超声能量控 制单元：当皮肤组织温度高于所述高温安全温度值时，控制介质 处理单元对其内的液态超声耦合介质进行降温并向容器中输送经 降温后的液态超声耦合介质，同时指示超声能量控制单元控制超 声治疗头减小所发射的超声波能量或指示超声能量控制单元控制 超声治疗头停止发射超声波；当皮肤组织温度低于所述低温安全 温度值时，控制介质处理单元对其内的液态超声耦合介质进行升 温并向容器中输送经升温后的液态超声耦合介质，同时指示超声 能量控制单元控制超声治疗头增大所发射的超声波能量。

进一步优选的是，所述判断模块中还预设有安全温度变化值， 所述判断模块还用于根据一个时间段内实时接收到的多个皮肤组 织温度来计算该时间段的温度变化值，并将计算得到的温度变化 值与所述安全温度变化值进行比较，同时判断该时间段内的温度 趋势为升温或降温，再根据所述比较结果、判断结果以及实时接 收到的皮肤组织温度与高温安全温度值和低温安全温度值进行比 较后的比较结果来输出不同的控制信号分别至介质处理单元和超 声能量控制单元，以控制介质处理单元对其内的液态超声耦合介 质进行降温或升温并向容器中输送经降温或升温后的液态超声耦 合介质，同时指示超声能量控制单元控制超声治疗头所发射的超 声波能量大小。

优选所述高温安全温度值的取值范围为28－34℃，所述低温 安全温度值的取值范围为10－15℃；所述安全温度变化值的取值 范围为2℃/min-3℃/min，所述时间段的时长为1min。

另一种优选方案是，所述装置中还包括温度控制单元，所述 温度控制单元中包括判断模块，所述判断模块中预设有高温安全 温度值、低温安全温度值和安全温度变化值，所述温度检测单元 用于实时检测生物体的皮肤组织温度并将实时检测到的皮肤组织 温度输出，所述判断模块用于实时接收温度检测单元输出的皮肤 组织温度，并根据一个时间段内实时接收到的多个皮肤组织温度 来计算该时间段的温度变化值，再将计算得到的温度变化值与所 述安全温度变化值进行比较，同时判断该时间段内的温度趋势为 升温或降温，再根据所述比较结果、判断结果以及实时接收到的 皮肤组织温度与高温安全温度值和低温安全温度值进行比较后的 比较结果来输出不同的控制信号至超声能量控制单元，以指示超 声能量控制单元控制超声治疗头所发射的超声波能量大小。

第三种优选方案是，所述温度控制单元中包括判断模块，所 述判断模块中预设有高温安全温度值和低温安全温度值，所述温 度检测单元用于实时检测生物体的皮肤组织温度并将实时检测到 的皮肤组织温度输出，所述判断模块用于实时接收温度检测单元 输出的皮肤组织温度，并将接收到皮肤组织温度与高温安全温度 值和低温安全温度值进行比较，再根据比较结果输出不同的控制 信号至超声能量控制单元：当皮肤组织温度高于所述高温安全温 度值时，指示超声能量控制单元控制超声治疗头减小所发射的超 声波能量或指示超声能量控制单元控制超声治疗头停止发射超声 波；当皮肤组织温度低于所述低温安全温度值时，指示超声能量 控制单元控制超声治疗头增大所发射的超声波能量。

第四种优选方案是，所述温度控制单元中包括判断模块，所 述判断模块中预设有以下公式：

P=Pmax-k*dT*dT    （1）

其中，P为超声治疗头的输出功率，Pmax为超声治疗头的最 大输出功率，k为系数，其取值范围为20－100，dT为单位时间 内的温度升高量，其单位为℃/min；

所述温度检测单元用于实时检测生物体的皮肤组织温度并将 实时检测到的皮肤组织温度输出，

所述判断模块用于实时接收温度检测单元输出的皮肤组织温 度，并实时接收到的皮肤组织温度来计算单位时间内的温度升高 量，再通过上述公式计算得到超声治疗头的输出功率，然后根据 得到的超声治疗头的输出功率来输出控制信号至超声能量控制单 元，以指示超声能量控制单元控制超声治疗头所发射的超声波能 量大小。

一种高强度聚焦超声治疗系统，包括超声治疗装置和影像监 控装置，所述超声治疗装置采用上述的超声治疗装置。

本发明的有益效果是：该装置能实时监测生物体组织（比如 皮肤）的温度，并能根据组织的温度变化情况及时采取相应的降 温或升温措施，从而提高了高强度聚焦超声治疗中生物体组织的 安全性，避免组织发生烧伤；并且减轻了医生的工作量，使得医 生不必经常用手去触摸检查病人的皮肤状态即可得知病人皮肤状 态；同时可适当提高治疗过程中病人的舒适度。

附图说明

图1是本发明实施例2中高强度聚焦超声治疗系统的结构示 意图；

图2是本发明实施例2中高强度聚焦超声治疗系统的控制原 理示意图。

图中：1－水处理单元；2－进水管；3－出水管；4－温度控 制单元；5－温度检测单元；6－影像监控单元；7－超声探头；8 －超声能量控制单元；9－超声治疗头；10－容器；11－人体皮肤； 12－焦点。

具体实施方式

为使本领域技术人员更好地理解本发明的技术方案，下面结 合附图和具体实施方式对本发明作进一步详细描述。

一种超声治疗装置，包括超声治疗头、以及用于控制超声治 疗头的超声能量控制单元，该装置中还包括有用于实时检测生物 体组织温度的温度检测单元，所述温度检测单元采用不与所述生 物体组织接触的非接触式温度检测单元。

一种高强度聚焦超声治疗系统，包括超声治疗装置和影像监 控装置，所述超声治疗装置采用上述的超声治疗装置。

实施例1：

本实施例中，该高强度聚焦超声治疗系统包括超声治疗装置 和影像监控装置。

所述超声治疗装置包括超声治疗头、超声能量控制单元、以 及温度检测单元。所述超声治疗头用于发射高强度聚焦超声波； 所述超声能量控制单元用于控制超声治疗头发射或者停止发射超 声波，并控制超声治疗头发射超声波的能量大小；所述温度检测 单元用于实时检测生物体组织的温度变化。

本实施例中，所述温度检测单元采用非接触式红外温度传感 器。具体的，该非接触式红外温度传感器可采用型号为HT-F03A 的人体红外测温仪。优选的是，超声治疗头上开有与其超声发射 面连通的穿孔，所述非接触式红外温度传感器设于所述穿孔内。

优选的是，所述非接触式红外温度传感器采用多个，所述生 物体组织可分为多个区域，所述多个非接触式红外温度传感器分 别用于对生物体组织的多个区域的温度进行实时检测。

在进行高强度聚焦超声治疗时，所述非接触式红外温度传感 器用于检测声通道路径上的人体皮肤组织的温度。

当采用本实施例中的高强度聚焦超声治疗系统进行治疗时， 医生通过密切查看非接触式红外温度传感器检测得到的皮肤组织 的温度来操控超声能量控制单元，以控制超声治疗头所发射超声 波的能量大小，从而可达到安全治疗的目的。

实施例2：

如图1所示，本实施例中，该高强度聚焦超声治疗系统包括 包括超声治疗装置和影像监控装置。

所述超声治疗装置主要包括超声治疗头9、超声能量控制单 元8、容器10、介质处理单元、温度检测单元5、以及温度控制单 元4。其中，超声治疗头9用于发射高强度聚焦超声波；超声能量 控制单元8用于控制超声治疗头9发射或者停止发射超声波，并 控制超声治疗头9发射超声波的能量大小；容器10用于容置液态 超声耦合介质，本实施例中，所述液态超声耦合介质采用介质水 （即水）；介质处理单元与容器10连通，介质处理单元中存储有 液态超声耦合介质，所述液态超声耦合介质与容器10内的液态超 声耦合介质相同，由于容器10中的液态耦合介质采用水，因而本 实施例中所述介质处理单元采用水处理单元1，水处理单元1与容 器10连通，且其内存储有介质水，水处理单元1用于对其内的介 质水进行降温或升温并向容器10中输送经降温或升温后的介质 水；温度检测单元5用于实时检测生物体组织温度并将实时检测 到的皮肤组织温度输出，本实施例中，所述温度检测单元5用于 实时检测人体皮肤11处于声通道路径上的下半部分的温度变化， 温度检测单元5可采用非接触式红外温度传感器，本实施例中， 该非接触式红外温度传感器采用型号为HT-F03A的人体红外测温 仪；如图2所示，温度控制单元4分别与温度检测单元5和超声 能量控制单元8相连，用于接收所述温度检测单元输出的皮肤组 织温度，并根据接收到的皮肤组织温度来控制水处理单元1向容 器10中输送经降温后的冷水（温度低于容器中的介质水的温度） 或经升温后的热水（温度高于容器中的介质水的温度），同时用 于根据接收到的皮肤组织温度指示超声能量控制单元8控制超声 治疗头9所发射的超声波能量大小。

本实施例中，超声治疗头9上开有与其超声发射面连通的穿 孔，所述非接触式红外温度传感器设于所述穿孔内。

优选的是，所述非接触式红外温度传感器采用多个，所述处 于声通道路径上的人体皮肤11的下半部分可分为多个区域，所述 多个非接触式红外温度传感器分别用于对人体皮肤的下半部分的 多个区域的温度进行实时检测。

所述影像监控装置用于生成病灶所在位置的影像，本实施例 中，所述影像监控装置采用B超仪，所述B超仪包括超声探头7 和与超声探头7相连的影像监控单元6，所述超声治疗头中部开有 通孔，超声探头7设于所述通孔中。其中超声探头7用于发出超 声波，所述超声波穿过容器10中的介质水，再穿过人体皮肤11 的下半部分后进入人体，声通道上的人体组织会反射所述超声波， 人体组织所反射的超声回波返回后被超声探头7接收，超声探头7 再将接收到的超声回波传送给影像监控单元6，影像监控单元6 接收该超声回波并对其进行处理，最后将得到的影像进行显示。 根据影像监控单元6形成的监控影像，可确定人体病灶所在位置， 即目标位置。当然，在实践中，影像监控装置也可采用具有相应 功能的其他装置。

治疗时，由于超声治疗头9容置于容器10中的介质水中，所 述非接触式红外温度传感器也需放置在介质水中，因而所采用的 非接触式红外温度传感器应具有防水功能。

本实施例中，水处理单元1包括储罐、制冷器、加热器和水 泵，所述储罐与容器连通，储罐中存储有介质水，其水温可根据 外界的温度而定，通常其温度范围为10－20℃。所述储罐通过进 水管2和出水管3与容器10连通，所述制冷器用于降低储罐中介 质水的温度以产生冷水，所述加热器用于升高储罐中介质水的温 度以产生热水，所述水泵用于将储罐中经降温或升温后的介质水 泵送至容器10中，并将容器10中的介质水抽吸至储罐中。所述 进水管2和出水管3上均设有阀门，通过阀门的启闭使得容器10 和水处理单元1中的储罐连通或关闭。关闭出水管3上的阀门， 而打开进水管2上的阀门，可以使得水处理单元1中预先存储的 介质水通过进水管2进入到容器10中，直至容器10中的水位超 过如图1所示的人体皮肤11的下半部分，即使得人体皮肤11的 下半部分浸入到容器10中的介质水中。

如图2所示，所述温度控制单元4还可与超声能量控制单元 8相连，并用于根据其所接收到的皮肤组织温度指示超声能量控制 单元8控制超声治疗头9所发射的超声波能量大小。

其中，温度控制单元4中包括判断模块，所述判断模块中预 设有高温安全温度值和低温安全温度值，所述判断模块用于实时 接收温度检测单元输出的皮肤组织温度，并将接收到皮肤组织温 度与高温安全温度值和低温安全温度值进行比较，再根据比较结 果输出不同的控制信号分别至水处理单元1和超声能量控制单元 8：当皮肤组织温度高于所述高温安全温度值时，控制水处理单元 1对其内的介质水进行降温并将降温后产生的冷水输送至容器10 中，同时指示超声能量控制单元8控制超声治疗头9减小所发射 的超声波能量或指示超声能量控制单元8控制超声治疗头9停止 发射超声波；当皮肤组织温度低于所述低温安全温度值时，控制 水处理单元1对其内的介质水进行升温并将升温后产生的热水输 送至容器10中，同时指示超声能量控制单元8控制超声治疗头9 增大所发射的超声波能量。

具体地，当判断模块接收到温度检测单元实时输出的皮肤组 织温度高于其内预设的高温安全温度值时，则控制水处理单元1 开始进行皮肤冷却：启动制冷器（比如压缩机）对储罐中的介质 水进行致冷以产生冷水，然后进水管2上的阀门开启，水泵将储 罐中产生的冷水通过进水管2泵送至容器10中，同时排水管3上 的阀门也开启，水泵通过排水管3将容器10中的温度较高的介质 水抽吸至储罐中。与此同时，判断模块指示超声能量控制单元8 控制超声治疗头9减小所发射的超声波能量或指示超声能量控制 单元8控制超声治疗头9停止发射超声波。通过上述方式可将皮 肤温度降下来，即通过调节与皮肤接触的介质水的温度间接的调 节皮肤的温度，从而为皮肤降温。当温度检测单元5检测到皮肤 温度降低到靠近低温安全温度值时，则判断模块控制水处理单元1 停止致冷，且指示超声能量控制单元8控制超声治疗头9重新开 始发射超声波或指示超声能量控制单元8控制超声治疗头增大所 发射的超声波能量。为了使得皮肤在降温过程中感觉更适宜，通 常皮肤温度降低到低温安全温度值以上的某一定值时控制模块才 控制水处理单元1中的制冷器停止致冷，本实施例中，该定值的 范围为2－3℃。在实践中，水处理单元1向容器10中输送冷水的 方式也可以采取先抽取容器10中较热的介质水后再向容器10中 输送冷水的方式，但是考虑到为了保持容器10中的水位不发生变 化，本实施例中采用输送与抽取同时进行的方式。

当判断模块接收到温度检测单元实时输出的皮肤组织温度低 于其内预设的低温安全温度值时，则控制水处理单元1进行皮肤 加温：启动加热器对储罐中的介质水加热以产生热水，然后进水 管2上的阀门开启，水泵将储罐中产生的热水通过进水管2泵送 至容器10中，同时排水管3上的阀门也开启，水泵通过排水管3 将容器10中的温度较低的介质水抽吸至储罐中。与此同时，判断 模块指示超声能量控制单元8控制超声治疗头9增大所发射的超 声波能量。通过上述方式可使皮肤温度升高，即通过将容器10中 与病人皮肤接触的水的温度升高，从而为皮肤升温。当温度检测 单元5检测到皮肤温度升高到靠近高温安全温度值时，则判断模 块控制加热器停止加温。为了使得皮肤在加温过程中感觉更适宜， 通常皮肤温度升高到高温安全温度值以下的某一定值时控制模块 才控制水处理单元中的加热器停止加热，本实施例中，该定值的 范围为2-3℃。当然水处理单元1向容器10中输送热水和抽吸冷 水是同时进行的，以确保容器10中的水位不发生变化，理由同上， 这里不再赘述。

其中，所述高温安全温度值的取值范围为28－34℃，本实施 例中，所述高温安全温度值设定为28℃；所述低温安全温度值的 取值范围为10－15℃，本实施例中，所述低温安全温度值设定为 15℃。当然，上述设置为一般情况下的设置，在进行高强度聚焦 超声治疗过程中，所述高温安全温度值和低温安全温度值可根据 病人的不同情况进行设置，还可根据病人不同年龄、胖瘦、以及 病人的感受对之进行适当地调节，但根据经验，高温安全温度值 的上限值不应超过34℃，低温安全温度值的下限值不应低于10℃， 否则，起不到应有的保护作用。

优选的是，所述判断模块中还预设有安全温度变化值，所述 判断模块用于实时接收温度检测单元5输出的皮肤组织温度，并 根据一个时间段内实时接收到的多个皮肤组织温度来计算该时间 段的温度变化值，再将计算得到的温度变化值与所述安全温度变 化值进行比较，同时判断该时间段内的温度趋势为升温或降温， 再根据所述比较结果、判断结果以及实时接收到的皮肤组织温度 与高温安全温度值和低温安全温度值进行比较后的比较结果来输 出不同的控制信号分别至水处理单元1和超声能量控制单元8，以 控制水处理单元1对其内的介质水进行降温或升温并向容器10中 输送经降温或升温后的介质水，同时指示超声能量控制单元8控 制超声治疗头9所发射的超声波能量大小。

其中，所述安全温度变化值的取值范围为2℃/min-3℃/min， 本实施例中，所述安全温度变化值设定为3℃/min，所述时间段的 时长选择为1min。

具体地，温度变化值可以根据以下方式得到：温度控制单元 4中的判断模块实时接收温度检测单元5检测到的皮肤组织温度， 所述温度控制单元4每隔一定的预设时间将时间和对应的皮肤温 度记录下来，将得到的多个时间和对应的温度在坐标系中形成一 条时间-温度曲线图，依据该曲线图即可得到实时的温度变化值。 在本实施例中，该预设时间设定为1秒。

本发明高强度聚焦超声治疗系统的工作过程如下：

在进行高强度聚焦超声治疗前，水处理单元1中的介质水先 通过进水管2注入到容器10中，直至容器10中的水位超过人体 皮肤11的下半部分，即使得人体皮肤11的下半部分浸入到容器 10中的介质水中。然后，超声探头7发射超声波并获取其超声回 波，超声探头7将获取的回波传送给影像监控单元6，影像监控单 元6接收该回波并对回波处理后，形成监控影像。根据影像监控 单元6形成的监控影像，可以确定病灶所在位置，此位置即为治 疗的目标位置。影像监控单元6确定好目标位置后，将该位置信 号传送给超声能量控制单元8，超声能量控制单元8控制超声治疗 头9移动，直至超声治疗头的焦点12移动到目标位置，再由医生 操控超声能量单元8控制超声治疗头9发射高强度聚焦超声波， 进行照射治疗。

在整个治疗过程中，由温度检测单元5实时检测声通道路径 上的皮肤组织温度，即人体皮肤11的下半部分的温度，并将检测 到的皮肤组织温度传送给温度控制单元4，温度控制单元4根据接 收到的皮肤组织温度，控制水处理单元1和超声能量控制单元8 对处于声通道路径上的人体皮肤的下半部分进行冷却或者加温。

当然，本实施例中，液态超声耦合介质也可以不采用水，而 采用其他的液态超声耦合介质。

实施例3：

本实施例与实施例2的区别在于：本实施例中，所述超声治 疗装置中不具有水处理单元1、进水管2和排水管3，且温度控制 单元4的结构不同。

本实施例超声治疗装置的其他结构都与实施例2相同，这里 不再赘述。

本实施例中，所述温度控制单元4包括判断模块，所述判断 模块中预设有以下公式：

P=Pmax-k*dT*dT    （1）

其中，P为超声治疗头的输出功率，Pmax为超声治疗头的最 大输出功率，k为系数，k的取值可根据不同超声治疗头的特性进 行设定和选取，本实施例中，k的取值范围为20－100，优选取值 为60，dT为单位时间内的温度升高量，其单位通常为℃/min；

所述温度检测单元5用于实时检测生物体的皮肤组织温度并 将实时检测到的皮肤组织温度输出，

所述判断模块用于实时接收温度检测单元5输出的皮肤组织 温度，并实时接收到的皮肤组织温度来计算单位时间内的温度升 高量dT，再通过公式（1）计算得到超声治疗头的输出功率P，即 得到超声治疗头9发射超声波能量的大小，然后根据得到的超声 治疗头的输出功率来输出控制信号至超声能量控制单元8，以指示 超声能量控制单元8控制超声治疗头9所发射的超声波能量大小。

其中，温度升高量可以根据一个时间段内实时接收到的多个 皮肤组织温度来进行计算得到。

具体地，如果设Pmax=400，k=44.44，当dT=3/1=3时，则超 声治疗头的输出功率P=400-44.44*3*3=0W；当dT=1.5/1=1.5时， 则超声治疗头的输出功率P=400-44.44*1.5*1.5=300W。

从上述计算可知，当温度升高量为3℃/min时，则超声能量 控制单元8控制超声治疗头9停止输出超声波；而当温度升高量 为1.5℃/min时，超声能量控制单元8控制超声治疗头9的输出功 率为300W。

由于公式1为现有技术中的已知公式，因此本领域的技术人 员能够根据不同类型的超声治疗头来相应选取k值，以获取与治 疗适配的超声治疗头的输出功率，此处不再进行详述。

当然，本实施例中，该超声治疗装置中也可以不具有容器10 和其中所容置的液态超声耦合介质，比如当超声耦合介质采用固 态超声耦合介质时。

一种高强度聚焦超声治疗系统，包括超声治疗装置和影像监 控装置，所述超声治疗装置采用本实施例中的超声治疗装置。

实施例4：

本实施例与实施例3的区别在于：温度控制单元4的结构不 同。

本实施例中超声治疗装置的其他结构都与实施例3相同，这 里不再赘述。

本实施例中，所述温度控制单元4包括判断模块，所述判断 模块中预设有高温安全温度值、低温安全温度值和安全温度变化 值，

所述温度检测单元5用于实时检测生物体的皮肤组织温度并 将实时检测到的皮肤组织温度输出，

所述判断模块用于实时接收温度检测单元5输出的皮肤组织 温度，并根据一个时间段内实时接收到的多个皮肤组织温度来计 算该时间段的温度变化值，再将计算得到的温度变化值与所述安 全温度变化值进行比较，同时判断该时间段内的温度趋势为升温 或降温，再根据所述比较结果、判断结果以及实时接收到的皮肤 组织温度与高温安全温度值和低温安全温度值进行比较后的比较 结果来输出不同的控制信号至超声能量控制单元8，以指示超声能 量控制单元8控制超声治疗头9所发射的超声波能量大小。

具体地，若计算得到的温度变化值大于所述安全温度变化值， 并判断温度趋势为升温，且此时接收到的皮肤组织温度高于或虽 低于高温安全温度值但接近该高温安全温度值（比如与高温安全 温度值的差距为3℃以下），则判断模块输出控制信号指令超声能 量控制单元8控制超声治疗头9停止发射超声波或指令超声能量 控制单元8控制超声治疗头9减小所发射的超声波能量；同理， 若计算得到的温度变化值大于所述安全温度变化值，并判断温度 趋势为降温，且此时接收到的皮肤组织温度低于或虽高于低温安 全温度值但接近该低温安全温度值（比如与低温安全温度值的差 距为3℃以下），则判断模块输出控制信号指令超声能量控制单元 88控制超声治疗头9增大所发射的超声波能量。

其中，所述高温安全温度值的取值范围为28－34℃，本实施 例中，所述高温安全温度值设定为28℃；所述低温安全温度值的 取值范围为10－15℃，本实施例中，所述低温安全温度值设定为 15℃；所述安全温度变化值的取值范围为2℃/min-3℃/min，本实 施例中，所述安全温度变化值设定为3℃/min，所述时间段的时长 选择为1min。

当然，本实施例中，该超声治疗装置中也可以不具有容器10 和其中所容置的液态超声耦合介质，比如当采用超声耦合介质采 用固态超声耦合介质时。

一种高强度聚焦超声治疗系统，包括超声治疗装置和影像监 控装置，所述超声治疗装置采用本实施例中的超声治疗装置。

实施例5：

本实施例与实施例3的区别在于：温度控制单元4的结构不 同。

本实施例中超声治疗装置的其他结构都与实施例3相同，这 里不再赘述。

本实施例中，所述温度控制单元4包括判断模块，所述判断 模块中预设有高温安全温度值和低温安全温度值，

所述温度检测单元5用于实时检测生物体的皮肤组织温度并 将实时检测到的皮肤组织温度输出，

所述判断模块用于实时接收温度检测单元5输出的皮肤组织 温度，并将接收到皮肤组织温度与高温安全温度值和低温安全温 度值进行比较，再根据比较结果输出不同的控制信号至超声能量 控制单元8：当皮肤组织温度高于所述高温安全温度值时，指示超 声能量控制单元8控制超声治疗头9减小所发射的超声波能量或 指示超声能量控制单元8控制超声治疗头9停止发射超声波；当 皮肤组织温度低于所述低温安全温度值时，指示超声能量控制单 元8控制超声治疗头9增大所发射的超声波能量。

其中，所述高温安全温度值的取值范围为28－34℃，本实施 例中，所述高温安全温度值设定为28℃；所述低温安全温度值的 取值范围为10－15℃，本实施例中，所述低温安全温度值设定为 15℃；所述安全温度变化值的取值范围为2℃/min-3℃/min，本实 施例中，所述安全温度变化值设定为3℃/min，所述时间段的时长 选择为1min。

当然，本实施例中，该超声治疗装置中也可以不具有容器10 和其中所容置的液态超声耦合介质，比如当采用超声耦合介质采 用固态超声耦合介质时。

一种高强度聚焦超声治疗系统，包括超声治疗装置和影像监 控装置，所述超声治疗装置采用本实施例中的超声治疗装置。

可以理解的是，以上实施方式仅仅是为了说明本发明的原理 而采用的示例性实施方式，然而本发明并不局限于此。对于本领 域内的普通技术人员而言，在不脱离本发明的精神和实质的情况 下，可以做出各种变型和改进，这些变型和改进也视为本发明的 保护范围。