專利名稱：活體器官的成像和治療頭及制造方法
技術領域：
為了可以準確確定待治療的靶標的位置，治療部件和成^f象部件非 常準確地互相定位是必不可少的。可以首先使成像部件就位，以使其提取
待治療的位點的準確圖像。然后可以將成像部件移開，而使治療部件就位， 并非常準確地定位，以使所述治療部件與成像部件得到的圖像相對應。另
一技術是使成像部件和治療部件在同一個單一頭部上于準確部位機械地聯 接。成像部件，例如超聲探頭，被安裝在頭部上一適當的槽中，或者通過 粘接固定就位。因而成像部件集成在成像和治療頭上。對這種成像和治療 頭，由于成像部件粘接在成像和治療頭上，或者安裝在專用于所述成像部 件的槽中，成像部件的類型因而取決于成像和治療頭。因此不能使用對這 種或那種應用、或者這種或那種待治療的位點可能更適合的其它成像部件。 例如根據待治療的器官，希望使用帶有彎曲或線性陣列的或按確定的頻率 范圍運行的超聲探頭。
發明內容
為了達到該目的，本發明提出，成4象部件以可拆卸的方式安裝在 保證成像部件相對治療部件定位的適配器上。有利的是，成像和治療頭包 括安裝體，該安裝體包括固定所述治療部件的固定區和安裝所述治療部件 的安裝槽，所述安裝槽接納所述適配器，所述治療部件以可拆卸的方式安 裝在所述適配器中。因此適配器可以使成像部件相對成像和治療頭的安裝 體準確定位。因而適配器構成中間的或過渡的構件，該構件一方面考慮到 安裝體的安裝槽的形狀，且另一方面考慮到成^象部件的形狀。因此適配器 可以使成像部件與上面同樣安裝有治療部件的成像和治療頭準確聯接。但 在成像部件和安裝槽的各自形狀方面，適配器可使成像部件獨立于成像和 治療頭，因為是適配器允許它們連在一起。在這個意義上說，適配器允許成像部件從成像和治療頭脫離。因此，使用與其它類型的成像部件相適應 的另一類型的適配器，就可以把這些其它成像部件準確并可拆卸地安裝在 本發明的成像和治療頭上。因此，通過設置一組與很大范圍的成像部件相 容的適配器，就可將任何成《象部件安裝在本發明的成^象和治療頭上。 根據一有利的實施方式，所述成像部件包括帶有線性陣列的超聲 探頭。優選地，所述安裝體形成長形的窗口，所述線性陣列定位成穿過所 述窗口進行發射，所述治療部件就位于在所述長形的窗口的兩側。由于成 像部件以可拆卸方式安裝在適配器上，使用位于中間而將治療部件切割為
兩個基本相同部分的帶有線性陣列的超聲探頭是可以單獨受到保護的特 征。換句話說，該特征可以獨立受到保護。 (d)將一種或多種彈性材料澆注在所述^f莫具中，以得到一種才莫 制產品，該模制產品形成能夠完全在所述成像部件的尖端部分上定位的適 配器。 這里起成像部件作用的超聲探頭2是在市場上可獲得的完全傳統 的型號。超聲探頭2是帶有線性陣列210的探頭。探頭以典型的方式包括 下端部分或尖端部分21、主體22、以及上端部分或基座部分23。基座部 分23另外設有連接套筒24,用以使探頭與供電和取出圖像處理的部件連 接。線性元件210并排位于尖端部分21處。線性陣列形成波的發射和接收 表面212，這些線性陣列呈長矩形狀。尖端部分21在該表面212的周圍形 成整體形狀為圓角矩形的外壁211。這是用于超聲探頭(sonde6chographique)的特殊形狀當然可以想象具有其它形狀的超聲探頭。但 是，所有探頭都包括波或射線的發射表面、尖端部分和基座部分。[441 超聲探頭2借助適配器3相對安裝體1準確、穩定和固定地就位。 更確切的是,超聲探頭2的尖端部分22通過適配器3在安裝體1形成的安 裝槽11內就位并被保持在該槽中。該適配器3優選由一種可彈性變形的柔 性材料如高彈體形成。適配器3可以使超聲探頭2與安裝體1結合，并保 證表面212的準確定位，且還可能保證安裝槽11處的密封性。適配器3 插在槽11中，并與側壁111和底壁112同時接觸。適配器3與安裝槽11 之間的接觸優選是對流體密封的。因此，適配器3的外形基本為與安裝槽 ll的形狀對應的長矩形。適配器3在內部形成內壁，該內壁的形狀與尖端 部分21的周邊外壁211相適配。優選在壁211與適配器3之間產生緊密的 密封接觸。總之，適配器3的外部形狀與槽11相適應，而其內部形狀與超 聲探頭的尖端部分相適應。適配器3形成一長形通道，該通道大致與使槽 ll和窗口 12連通的開口相對應。還可以說適配器3形成的通道允許超 聲探頭的發射表面212穿過窗口 12進行發射。另一種方式可以是發射表面 212在槽11處堵塞窗口 12。因此，在該實施方式中，適配器3的形狀是一 整體形狀為矩形環狀的定位和密封環，并帶有用于接納超聲探頭2的尖端 部分21的中心通道，從而發射表面能夠穿過窗口 12進行發射。在該實施 方式中，適配器包圍或圍繞尖端部分21，并留出不被覆蓋的發射/接收表 面212,從而其可以直接發射，而無需穿過適配器。[45] 適配器3可以用任^可制造方法或4支術加以制造。例如可以以下方 式形成適配器。首先提取超聲探頭2的尖端部分的數字化模腔，以便得到 該尖端部分的幾何表示和對該尖端部分的尺寸的準確估計。然后通過使用 探頭尖端部分數字化時所得到的尺寸來形成一模具部分。該模具部分將確 定適配器的將接納探頭尖端部分的內型面。模具的尺寸優選稍小，以使適 配器略小于探頭的尖端部分。因此，通過使適配器輕微變形而迫使探頭的 尖端部分被壓接在適配器中。這不僅保證探頭在適配器中的穩定定位，還 保證完全密封。涉及到適配器的外部分，該外部分采用另一模具部分形成， 該模具部分的尺寸與安裝體i的槽ll的尺寸完全一致或基本一致。因此，借助兩個模具部分形成適配器，其中一模具部分與探頭2的形狀相對應，而另一模具部分與槽11的形狀相對應。[46適配器3可以使探頭2的尖端部分21準確、穩定并密封地在安 裝體1上就位。為了完全軸向保持探頭2，另外設有一與探頭的基座部分 23相接合的保持系統6。因此該保持系統6充當軸向保持的功能和把探頭 推到或促動到適配器3中的功能。在該非限定實施例中，保持系統6包括 由縱向桿62形成的夾箍和設有推力螺釘65的固定板64。滑動桿62通過 任何方式與安裝體l連接。推力板61滑動安裝在桿62上，并且可以被螺 釘65促動移動。板61有利地設有與探頭的基座部分23接觸的推力環63。 該推力環63可以用與適配器3相同的方式形成。推力環63的外部分適配 于推力板61的基本呈截錐的形狀。與此對稱的是，推力環63的內表面適 配于基座部分23的特殊形狀。因此保證基座部分23在推力板61中的準確 和穩定定位。可以通過作用在推力螺釘65上使推力板61向安裝體1的方 向移動，這樣做的作用是以受控的力把尖端部分21推到適配器3內。推力 環63在推力板61處起著與適配器3的作用完全對稱的作用。[47HIFU換能器4固定在安裝體l上，在此處它形成該凹陷的、優 選是球狀的構型。換能器4也具有優選是球形的凹形狀。正如可以在圖3 中看到的，換能器4在端緣14內延伸在除了窗口 12處以外的整個區域上。 在圖3的實施方式中，換能器4因此可以分為四個不同的區域，即位于窗 口 12之上的區域4a、位于窗口 12下方的區域4b、窗口 12左邊的區域4c 和窗口 12右邊的區域4d。因此可以發現，換能器4完全包圍窗口 12。還 可以發現，窗口 12基本沿中間切割換能器4，因此形成兩個大的區域4a 和4b,這兩個區域尺寸基本相同，并且形狀也相同，并對稱于窗口 12。 這里對稱是鏡面對稱。區域4c和4d構成在窗口兩側連接所述區域4a和區 域4b的結合區。還可注意到，換能器4沒有延伸在供給傳播介質的供應 管15的入口151上。在圖3中可以看到，換能器4包括周邊區域44和窗 口邊緣區域45。它們都用比用陰影線表示的換能器4其它部分更深的方式 表示。邊緣44、 45和區域4d構成使換能器4固定在安裝體的固定區上的 部位。在圖8所示的實施變型中，換能器4只包括兩個互相分開的區域4a 和4b。實際上，該實施方式中沒有區域4c和4d。代替的是，安裝體形成 將端緣14連接至窗口 12的兩個區部141。入口 151在其中一區部141處形成。因此，換能器4只延伸在一部分的邊緣或周邊上。[48現在參照圖4和5解釋換能器4的有效工作面積如何根據本發明 相對現有技術的換能器被擴大。圖5表示安裝在不包括成像部件的傳統治 療頭的安裝體上的現有技術換能器。這就是為什么換能器4沒有像
圖1-3 的成像和治療頭那樣被窗口 12中斷。在該現有技術的實施方式中，換能器 4通常包括壓電元件40,該壓電元件可以從單個或多個壓電構件制成。該 壓電元件40的形狀為凹狀，優選為球形。元件40可以完全為圓形，或者 具有其它任何形狀。為了帶動壓電元件40振動，設有延伸在元件40的凸 起面上的有源電極42。元件40在其凹面上設有接地電極41。電極41和 42延伸在壓電元件40的大部分區域上，以便能夠最大程度地激勵元件40。 壓電元件40借助附著接頭18在一固定區處被固定在安裝體1上。有利的 是，附著接頭18可以位于安裝體1所形成的凹槽中。由于安裝體l一般由 金屬如鋁或不銹鋼形成，因此不能將有源電極42擴展到與安裝體1接觸。 甚至不能太靠近安裝體l,以免產生電弧。因此，正如可以在圖5中看到 的，必須使有源電極42終止在距安裝體1 一段小距離d處。因此，壓電 元件40的邊緣區不受激發，這大大減少了換能器4的有效工作面積。[49圖4表示本發明如何解決該換能器4的工作面積減少的問題。根 據本發明，可考慮在有源電極42靠近安裝體1處，在安裝體1上施加一電 絕緣襯墊17。也可以將一絕緣襯墊施加在換能器上，以代替安裝體的絕緣 襯墊，或作為安裝體絕緣襯墊的補充。可以把換能器4固定在安裝體l上 的附著接頭18施加在安裝體1上，或優選施加在電絕緣襯墊17上。因此 可以使有源電極42擴展到附著接頭18處，而由于存在襯墊17而不會產生 電弧的危險。該襯墊17在安裝體1上延伸在換能器4固定于安裝體1上的 各處。這類密封襯墊17可以用在任何使用或沒有使用成像部件的治療頭 上。圖4中部分示出的治療頭不包括成像部件。相反，在圖1-3的實施方 式中，治療頭包括成像部件，并且換能器4通過與圖l和2中可以看見的 與密封襯墊17結合的附著接頭18固定在安裝體1上。這些電絕緣襯墊17 可以由任何適當材料例如塑料材料形成。甚至可以考慮利用該密封襯墊17 來將換能器4固定在安裝體l上。在這種情況下，襯墊的形式為具有準確 確定尺寸并在安裝體上就位的基本剛性的構件。換能器直接安裝在襯墊上，因而襯墊作為支撐部件。如果需要，可以把膠施加在襯墊上。襯墊的形狀 可以是同時適配安裝體形狀和換能器形狀的剛性絕緣環。襯墊可以通過復合模制(surmoulage)安裝在安裝體上。由于該絕緣襯墊17，換能器4的 有效工作面積可以相對圖5所示的現有技術換能器增加約20%。更特別地 推薦在端緣14處使用該絕緣襯墊17，因為由此得到的工作面積增加更大， 而由于窗口的中間位置，在窗口 12處得到的工作面積更小。[50為了完成圖l和2的實施方式的成像和治療頭，將柔軟材料并優 選是可彈性變形的材料形成的氣嚢5套在頭部1上。氣嚢50在安裝體1 的固定尾端101處被密封固定在安裝體1上。因此換能器4以及陣列210 位于其中的窗口 12被氣嚢5覆蓋。由于換能器4密封固定在安裝體1上， 并且陣列210密封固定在槽110中，因此利用氣嚢5產生一 內傳播空間50， 該傳播空間優選地可以充填有傳播探頭2和換能器4所發出的波的傳播介 質。事實上，傳播介質可以是水或超聲波凝膠。傳播空間50延伸在換能器 4的凹形部中且一直延伸到安裝體1的外壁13處。由于HIFU換能器4產 生在焦點PF處(圖2)聚焦的熱量，波將穿過位于空間50中的傳播介質。 因此換能器4所產生的熱量將加熱傳播介質。為了避免傳播介質的溫度過 度升高，已經知道使傳播介質在傳播空間50內流動。為此，成像和治療頭 設有供水件和排水件。更確切的說，如上所述，安裝體1形成供給管15 和排放管16或16，。水通過供給管15進入到空間50中，并通過排放管16 或16，從該空間排出。因此保證傳播介質的溫度恒定并且比較低。另外， 為了避免在傳播空間內形成氣泡，本發明考慮使排放管16或16，的出口 161 位于窗口12處，并優選盡可能靠近探頭的發射表面212。實際上，人們憑 經驗發現，氣泡有在探頭發射表面處聚集的趨勢，并因此產生遮擋，不產 生惱人的衍射探頭就無法穿過該遮擋發射。通過使出口 161盡可能高地位 于發射表面附近，而避免形成這樣的氣泡遮擋。[51現在參照圖6和7解釋一有利的適配器實施變型。圖1和2的適 配器3只形成一個定位密封環，并且該環嵌插在探頭周圍，并留出發射表 面不被覆蓋，但圖6和7的適配器3'包括前壁32，該前壁延伸在探頭發射 表面的前面，并同時堵塞槽ll與窗口 12之間的開口。因此，探頭的發射 表面不再與傳播空間50中存在的傳播介質接觸。因此適配器3，形成包圍探頭整個下部分的一種軍套。有利地，這樣來實施該前壁32:它形成一位 于探頭發射表面前面的發散透鏡，以便使探頭所發射的波的焦點離開或移 動數厘米的距離，該距離優選為兩厘米。超聲探頭的焦點一般位于氣嚢5 處，但發散透鏡32卻可使該焦點向氣囊外部移動數厘米的距離，以便能夠 給出位于活體皮膚下兩厘米處的活體器官或組織的可靠表示。因此適配器 3，應由一種適當材料形成，以便可使探頭產生的超聲波通過。[52本發明另一有意義的特征在于，探頭相對換能器基本在中間延 伸，因此將換能器分為鏡面對稱的兩個基本相同的部分。更確切的說，接 納表面212的縫隙12將換能器一分為二。采用這種構形，使用帶有線性的 或平坦的陣列的探頭特別有利。如可以從圖lla和llb理解的，也可通過 擴展或收縮縫隙12的寬度很容易地改變表面212相對于換能器的位置。[53剛才描述的成像和治療頭可以包括在如圖9示意性表示的治療儀 中。在該治療儀中，成像和治療頭T與多個元件結合，這些元件例如為用 于給治療部件(換能器4)提供功率的功率發生器G、用于使成像和治療 頭移動的移動控制器C、與探頭2連接的超聲掃描儀S、顯示屏幕D和用 于管理該治療儀的計算機PC。治療儀的所有元件都與PC連接。屏幕D 用于顯示與掃描儀S連接的成像和治療頭的探頭所采集到的靶標位點。另 外，治療頭的排放管16設有能夠測量離開傳播空間的傳播介質溫度的溫度 傳感器Ct。測量值直接傳送給PC。該溫度測量值的使用將在下面給出。 治療頭的發射/接收表面發射波，這些波首先在一定厚度dm上穿過傳播介 質，并在另一厚度dp上穿過活組織，即穿過總的累積厚度為dt。[54因此，存在確定探頭發射/接收表面與要觀測然后待治療的靶標位 點之間距離的問題。實際上，超聲探頭遠離病人，并且超聲探頭所發射和 接收的超聲波在被冷卻的傳播液體中傳播很大距離。然而人們知道，超聲 波的速度取決于介質的溫度和性質。相反，超聲檢查術基于這樣的原理加 以調節超聲波在病人組織中傳播，且因此從在一典型組織中的速度計算 到靼標的距離，并假設它們在37。C。但是在另外包括治療部件的成像頭的 情況下，探頭所發射的波應穿過一定厚度的傳播介質，而傳播介質的溫度 有利地保持10°C左右的恒溫。因此，波不僅應經過比甚至施加在病人皮 膚上的探頭經過的距離更大的距離，而且波還另外穿過一種在性質和溫度都與活組織不同的介質。因此穿過傳播介質導致在計算到靶標的距離中的 畸變，最好校正該畸變，以便能夠進行準確和有效的治療。[55實際上，聲音在傳播介質中的傳播比在組織中慢。超聲波檢查術 把這種增加的通過時間解釋為更長的距離，且因此靶標表現出比它的實際 距離更遠。給出的例子表明該差距可能4艮大，特別是對焦點位置非常準確 的高聚焦系統。[56然而，介質的溫度一般不會改變或很少改變治療部件所發射的治 療超聲波的聚集點。實際上，治療部件例如換能器4所發射的超聲波總是 集中在球形的中心。在一不同的系統中，溫度可能改變超聲波的效應，且 因此應予以考慮。57圖10所示的框圖通過一些方塊示意性表示確定表面212到靶標 的實際距離的方法的不同步驟。在步驟a)首先借助傳感器Ct測量傳播介 質的溫度。然后在步驟b)計算在階段a)測得的溫度下探頭的波在傳播 介質中的傳播速度。在步驟c)確定或了解波所穿過的傳播介質的厚度。 因此可以在步驟d)計算距離誤差或距離校正。[58
例如假i殳[59一靶標位于換能器4的焦點，距^J笨頭的發射/接收表面40mm。 [60]—靶標位于皮膚下面dp =15mm。因此波應穿過的傳播介質的 厚度dm-25mm。[611 —傳播介質為冷卻到10°C的水，水的速度為1449m/s。該速度 可以從根據傳播介質、 一般為水的性質所預設的數值表確定。[62一可以借助加載在PC中的軟件確定距離校正。校正等于 1.2mm。[63如圖10所示，可以用多種方式列記該距離校正。例如在圖9的 儀器中，來自探頭的超聲波圖象重現在計算機PC的屏幕D上，還通過一 標記在屏幕上表示出焦點的位置。第一校正可以為改變所計算的距離的焦 點的標記位置。在本例中，探頭給出靶標的位置在距表面212為41.2mm 處，且因此必須把焦點標記向超聲波圖象的起始部靠近1.2mm。第二校正 僅在于在運行中沿治療頭的軸線移動治療頭(在本例中縮回1.2mm)。這 兩個施加距離校正的可能性在圖10中用e和e，表示。第三校正可以是改變超聲波檢查參數，例如聲速在組織中的內部值。64現在參照圖12、 13a和13b看到，適配器3可以在它的槽11中 通過壓縮套筒35受到壓縮、變形或側向膨脹，套筒35本身又被推力構件 36推動，構件36在圖12上箭頭所示方向于套筒上施加一力。適配器3包 括一更厚且因此更硬并且尺寸更穩定的下部分33。相反，適配器包括一更 薄并因此可變形的上部分34。套筒在可變形的上部分處按壓在適配器上。 因此，上部分由于軸向擠壓和側向膨脹而發生變形，以便有利地以密封方 式支靠在探頭2的尖端部分21上。剛性下部分保持基本不變形，且因此保 證探頭的準確和穩定定位。套筒優選以規則的方式在探頭的周圍支靠在適 配器上。[65觀察圖13a可以發現，可以釆用兩種不同的材料例如通過雙注入 或復合模制法以單塊形式形成適配器3，其中所述兩種不同的材料即基 本剛性的第一材料，用以形成下部分33;和第二可變形材料，用以形成上 部分34。在圖13a的該實施方式中，上部分34形成將被套筒35擠壓的周 沿帶區，以便同時支靠著槽11和探頭2。[66] 在圖13b的實施方式中，適配器用單一材料模制。它的上部分34 形成一周沿溝槽，套筒支靠在該周沿溝槽中，從而使該周沿溝槽擴大，并 把它的側壁分別推向槽和探頭。[67] 因此套筒在適配器上的作用導致適配器至少局部或部分變形，使 其側向地膨脹。[68] 盡管已經參照同時包括成像部件和治療部件的成像和治療頭對 本發明進行了描述，但很容易理解的是，某些特征、尤其是絕緣襯墊17， 可以用在不一定包括成像部件的其它類型的治療頭上。各種創新特征允許 形成準確、有效和強有力的治療頭。實際上，適配器可以使成像部件可拆 卸但準確的定位，排放管的位置保證有效除泡，并且絕緣襯墊可以大大增 加治療部件的功率。這類治療頭可以治療腫瘤、結石、骨駱，或更廣泛地 治療活體的任何器官。
權利要求
1.活體的器官或組織的成像和治療頭，其特別對治療前列腺腫瘤或甲狀腺腫瘤有用，所述成像和治療頭包括-成像部件(2)，如超聲探頭，其能夠發射波或射線，以提供待治療的組織或器官的圖像表示；-治療部件(4)，其能夠局部治療所述組織或器官，所述治療部件能夠發射用于治療組織或器官的波或射線；其特征在于，所述成像部件(2)以可拆卸的方式安裝在適配器(3；3’)上，所述適配器保證所述成像部件(2)相對所述治療部件(4)定位。
2. 如權利要求l所述的成像和治療頭，其包括安裝體(l)，該安裝 體包括固定所述治療部件的固定區和安裝所述治療部件(2 )的安裝槽(11 )， 所述安裝槽(11)接納所述適配器(3; 3，)，所述治療部件以可拆卸的方 式安裝在所述適配器中。
3. 如權利要求2所述的成像和治療頭，其包括傳播空間(50)，所述 傳播空間容納能夠輸送由所述成像部件和/或所述治療部件所發射的波或 射線的傳播介質，所述安裝體(1)形成使所述安裝槽(11)與所述傳播空 間(50 )連通的窗口 ( 12 )，所述成像部件(2 )包括尖端部分(21)和基 座部分(23),所述尖端部分(21)包括被接納在所述適配器(3; 3，)中 的波或射線的發射表面(212 )，以穿過所述窗口 ( 12 )在所述傳播空間(50 ) 中進行發射。
4. 如權利要求3所述的成像和治療頭，其特征在于，所述適配器(3，) 包括在所述成^象部件的發射表面(212 )前面就位并至少部分堵塞所述窗口(12)的前壁(32)，所述前壁(32)形成發散透鏡，能使穿過所述發射 透鏡和所述傳播空間發射的波或射線的焦點(PF)遠離。
5. 如權利要求2至4中任一項所述的成像和治療頭，其特征在于，所 述適配器(3; 3，)包括保證所述成像部件與所述安裝槽之間密封性的密封 環，當所述成像部件(2)插入到所述密封環時，所述成像部件有利地使該 密封環變形。
6. 如權利要求2至5中任一項所述的成像和治療頭，其另外包括壓縮 套筒，該壓縮套筒使所述適配器在它的安裝槽中至少部分變形，以使該適 配器以密封方式支靠著所述成像部件。
7. 如權利要求6所述的成像和治療頭，其特征在于，所述適配器包括 基本不變形并且尺寸穩定的下部分和可變形的上部分，所述下部分保證所 述成像部件的準確定位，而所述上部分保證密封性，所述下部分和上部分 有利地由不同的材料形成。
8. 如上述權利要求中任一項所述的成像和治療頭，其特征在于，所述 成像部件(2)通過能把成像部件促動到所述適配器中的保持系統(6)， 被保持就位于所述適配器(3; 3，)中。
9. 如上述權利要求中任一項所述的成像和治療頭，其特征在于，所述 成像部件包括帶有線性陣列(210)的超聲探頭。
10. 如權利要求7所述的成像和治療頭，其特征在于，所述安裝體形 成長形的窗口 (12),所述線性陣列(210)定位成穿過所述窗口進行發射， 所述治療部件(4)就位于在所述長形的窗口 (12)的兩側。
11. 如上述權利要求中任一項所述的成像和治療頭，其特征在于，所 述治療部件(4)包括HIFU型的聚焦壓電換能器。
12. 制造用于成像部件(2)的適配器(3; 3，)的方法，而所述成像 部件被安插在如上述權利要求中任一項所述的成像和治療頭中，其特征在 于，所述方法包括以下階段(a )提供包括尖端部分的成像部件，該尖端部分包括用于傳輸波或射 線的發射表面；(b) 使所述成像部件的尖端壁數字化，以便得到該尖端部分的幾何 表示和對其尺寸的準確估計；(c) 提供具有與階段(b)得到結果一致的幾何形狀和尺寸的模具；(d) 將一種或多種彈性材料澆注在所述模具中，以得到一種模制產 品，該模制產品形成能夠完全在所述成像部件的尖端部分上定位的適配器。
全文摘要
本發明涉及活體的器官或組織的成像和治療頭，其特別對治療前列腺腫瘤或甲狀腺腫瘤有用，所述成像和治療頭包括成像部件(2)，如超聲探頭，其能夠發射波或射線，以提供待治療的組織或器官的圖像表示；治療部件(4)，其能夠局部治療所述組織或器官，所述治療部件能夠發射用于治療組織或器官的波或射線；其特征在于，所述成像部件(2)以可拆卸的方式安裝在適配器(3；3’)上，所述適配器保證所述成像部件(2)相對所述治療部件(4)定位。
文檔編號A61B6/00GK101227860SQ200680026598
公開日2008年7月23日 申請日期2006年6月2日 優先權日2005年6月3日
發明者F·拉科斯特 申請人:泰拉克利昂公司