剪切式诊断超声波系统
阅读：240发布：2020-05-15
专利汇可以提供剪切式诊断超声波系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且通过释放使用剪切波的 超 声波 信号 对某一对象进行诊断的方法，方法包括将一部分 超声波 主波束以相对于骨骼表面的入射 角 照射到骨骼表面以在骨骼中产生剪切波，剪切波的 能量 形成第一超声波能量的实质部分并在对象的需要部位穿过骨骼，检测至少运用的超声波主波束的反射能和散射能之一，并且为诊断的目的分析检测到的能量。，下面是剪切式诊断超声波系统专利的具体信息内容。
1.通过释放使用剪切波的超声波信号到达某一对象的目标部位对该对象进行诊断的系统，系统包括： 收发器，经过配置用于发射超声波能量； 引导装置，与收发器耦合，用于致使传输的超声波能量主波束的一部分入射到对象的骨骼表面以致来自波源的部分主波束的超声波能量在骨骼中产生剪切波，从而剪切波中的能量在目标部位形成超声波能量的实质部分；以及 分析装置，与收发器耦合，出于诊断目的，分析来自部分主波束的从目标部位返回的能量。
2. 根据权利要求1的系统，其中引导装置致使部分主波束以第 一角度入射到骨骼表面，第一角度介于与骨骼相关的纵向临 界角度和与骨骼相关的剪切临界角度之间。
3. 根据权利要求2的系统，其中引导装置包括至少一个以下部 件：（l)定位装置，该定位装置被配置以机械地以第一角 度朝向骨駱表面引导与波源相关的法线方向，（2)相位/延 迟调节器，其中收发器包括多个辐射元件，经过配置的相位 /延迟调节器用于调节至少多个辐射元件的相位和延迟从而 电控操纵至少第一主波束，以及（3)驱动调控器，其中收 发器包括多个辐射元件，驱动调控器用于在不同时间驱动辐 射元件从而按照需要引导主波束。
4. 根据权利要求3的系统，其中定位装置至少（1)以固定的 方式与乂于象和收发器耦合以致法线以第一角度朝向表面，以 及（2)机械调整收发器以致法线以第一角度朝向表面。
5. 根据权利要求3的系统，其中收发器包括多个用于发射超声 波能量的元件，所述系统包括控制器，控制器^皮配置和耦合 以致使至少一部分收发器发射超声波能量，处理发射的能量 中返回能量的4示志以确定与4欠发器4目关的至少 一部分表面 的定4立，和^U又激发那些主波束至少净皮部分引导到介于纵向 临界角度和剪切波临界角度之间的部分表面上的波源的元 件。
6. 根据权利要求5的系统，其中控制器处理返回的能量的标志 以形成至少 一 部分表面的图^f象。
7. 根据权利要求1的系统，所述系统包括耦合到收发器的控制 器，控制器激发收发器，以产生主波束，从而将能量发射到 目标部位，其中对象的表面是对象头骨的外表面。
8. 根据权利要求1的系统，所述系统包括耦合到收发器的控制 器，控制器激发收发器，从而在多个不同频率和振幅的脉冲 中产生主波束。
9. 才艮才居4又利要求8的系乡充，其中不同的频率在0.5MHz _ 5MHz 的频率范围内。
10. 才艮才居才又利要求9的系统，其中不同的频率在1MHz-3MHz 的频率范围内。
11. 根据权利要求8的系统，其中脉冲持续时间在1周期-100 周期的范围内。
12. 根据权利要求8的系统，其中不同的振幅补偿不同的衰减量， 所述的不同的衰减量是与不同的频率相关联的。
13. 根据权利要求1的系统包括控制器，该控制器与收发器耦合 并经过配置用于激发收发器，从而在多周期脉冲中产生主波 束，至少两个周期中带有至少不同频率、不同相位和不同振幅之一o
14. 根据权利要求l的系统，其中分析装置提供目标部位是否至 少部分充满液体的指示。
15. 用于释ii^吏用剪切波的超声波信号到对象的目标部位的系 统，系乡充包4舌：变频器装置用于发射和接收超声波能量；控制器与变频器装置耦合并且激发变频器装置向对象 发射超声波能量；以及定位装置与变频器装置耦合并且经过配置确保：来自至 少一部分变频器装置的一部分第一主波束以入射角度照射 骨骼的一部分表面，入射角度介于法线入射和与对象相关的 剪切临界入射角度之间，以致第 一主波束的超声波能量在对 象中产生剪+刀波，从而第一主波束的能量可以到达目标部 位，剪切波的能量在目标部位形成超声波能量的实质部分；其中配置的控制器用于促使变频器装置发射至少以下 能量：包i舌多个周期的单一脉冲、至少其中两个周期带有至少 不同的频率、不同相位和不同振幅之一；以及多个月永冲，不同Ji^冲带有不同频率和振幅；以及其中控制器分析来自第一主波束的超声波能量，该超声 波能量从目标部位返回并且由变频器装置接收以便乂人返回 的能量中确定it断信息。
16. 根据权利要求15的系统，其中变频器装置包括用于发射超 声波能量的多个元件，而且其中控制器经过配置抑制至少以 下之一的激发，（1 ) 一部分变频器装置产生以第二角度入 射到对象的部分表面的第二主波束，第二角度小于纵向临界 角度，和（2) —部分变频器装置产生以第三角度入射到对 象的部分表面的第三主波束，第三角度大于剪切波临界角 度。
17. 根据权利要求15的系统，其中不同的频率在0.lMHz - 5MHz 的频率范围内。
18. 根4居4又利要求17的系统，其中不同的频率在0.31MHz-3MHz的步贞率范围内。
19. 根据4又利要求17的系统，其中脉冲持续时间在1周期-100 周期的范围内。
20. 根据权利要求15的系统，其中定位装置与对象耦合，从而 按照需要4几械确定至少与对象相关的波源位置。
21. 根据外又利要求15的系统，其中变频器包括用于发射超声波 能量的多个元件，其中定位装置用于影响元件的相位以电控 操纵第一主波束。
22. 根据权利要求15的系统，其中变频器包括用于发射超声波 能量的多个元件，以及其中控制器影响元件的激发计时以电 控，搡纵第一主波束。
23. 根据4又利要求15的系统，其中控制器提供目标部位是否至 少部分充满液体的指示，该指示取决于从返回能量中控制器 确定的"^断〗言息。
24. 根据权利要求15的系统，其中控制器致使第二主波束照射 目标部位，乂人而刺激在目标部位内的动作，以及其中控制器 4是供目标部位的动作的指示，该指示耳又决于乂人返回能量中控 制器确定的it断信息。
25. 根据权利要求24的系统，其中第一和第二主波束有不同的 频率。
26. 根据权利要求15的系统，其中控制.器致使第二和第三主波 束照射目标部位/人而在目标部位内进^f亍刺^敫动作，其中控制 器提供目标部位的动作的指示，该指示取决于从返回能量中 控制器确定的诊断信息。
27. 根据权利要求15的系统，其中控制器从返回能量中产生至 少一部分目标部位的图像。
28. 根据权利要求27的系统，其中目标部位是对象的线性区域 而且控制器从返回能量中产生线性图像。
剪切式诊断超声波系统
发明领域
本发明涉及4吏用剪切波的超声波:渗断和临床运用。 发明背景
自1980年早期以来，经颅的多普勒超声波成像在其初期就 已经证明具有测量脑内流血量、脑内出血和脑血流分布的能力。 新近的研究也检验了其诊断某些退行性障碍疾病的可能性，例如 帕金森氏病和抑郁症。这些方法4吏用经颅多普勒超声波#:查法 (TCD)，或者相关的经颅彩色多普勒超声斥全查法（TCCS)来记 录发射和反向散射信号的转换频率。信号通常与相对低频（小于 2MHz)的探针结合使用穿透颅骨，信号也经常与造影剂结合使 用。在运用大约2MHz的频率时似乎优势很小，由于在较高频率 下的头骨衰减增加导致骨骼起到低通过滤器的作用，只能返回较 低的频率谱。中心频率为lMHz和低于lMHz也曾试验过，展现 的是较强的信号强度，但是如预期的减少了分辨率。
经颅程序的主要障碍是由头骨外形的不规则、密度和音速导 致的强烈衰减和失真。这些性质共同石皮坏超声波的聚焦和/或减弱 接收到的立体诊断信息的能力。
通过人脑的超声波的连贯非创性调焦为大多#t的大脑治疗 和-沴断结i仑建iU吏用。举例而言，在脑瘤的穿骨治疗、把向药物 制剂治疗、改进,的脑卒中溶栓治疗、血流量成像、检测内出血和脑内X射线断层成像等的治疗中把超声波作为一种工具。尽管人 类的头骨对于上述多个治疗的临床实现构成障碍，但是研究已经 -i正明：孩支创和非创性〗象差4务正方法都适用于穿骨调焦。微创法使 用接收#采头，该探头将导管插入大脑以测量由头骨引起的振幅和 相位失真，然后使用一排超声波变频器修正波束。可以选择的是， 完整的微创法使用X射线计算机体层成像（CT)预测由头骨引 起的纵向波失真。具有治疗排列的非创性调焦已经通过纵向波传 播模型证实，但是当聚焦直接靠近头骨表面时，可以观察到聚焦 才展幅下落。
经颅声波主要由纵向模组成的假设对较小的入射角度是有 效的，但是在超过大约25。之后，由于接近其临界角度，纵向波 快速中止。这或许是一种对于使用纵向才莫减少的振幅的可信解 释：当焦点被导向大脑外围，更多的元件组以更大的角度指向头 骨。
放弃对剪切波建才莫的原因是：振幅可以忽略，或者如果不可 忽略，将导致波束的不连贯或难以预测。由于缺少头骨的弹性波 速的重要信息，也影响到对其建模的考虑。类似的问题也存在于 关于超声波穿越其它的骨瘦嶙峋的结构中。
发明内容
已经发现超声波波束可以有效地、借助剪切波连续地穿越骨 骼。这可以通过例如增加在骨骼表面射入的波束和法线之间的角 度超过导致纵向波的完全反射的临界角度（大约20° )来实现。 当角度在大约25°和60°之间时，剪切波产生并且穿过骨骼， 并在骨骼内表面再次转变为纵向波，纵向波传播到骨骼另一面的 软组织。上述发现有几个结论：第一，在骨骼中剪切波的传播速 度与软组织中l从向波的传^番速度大致相同。因此，波前不会由于可变的骨厚度产生显著失真，对于骨骼中较高声速（2500- 3000 毫秒/秒）产生的纵向波也一样。聚焦超声波波束穿过未经综合的 特别病患的相位修正的骨骼是可行的。举例而言，可以使用相对 简单的设备完成脑超声波诊断成^(象以及超声波大脑治疗和诊断。 第二个结论是可以增加波束的入射角度，而且与使用纵向波相比
较高的增加可以达到较大的脑容量。第三，通过剪切波传播模型 与纵向波传播模型的结合，可以显著提高对穿透头骨的超声波调 焦的预测。进一步说，不需要的骨层反射可能会减少或消除，这 使得诊断信息更加容易分析。
本发明的实施例提供一种或更多如下功能并且可以在下述 一种或更多的l吏用中适用。本发明可以在超声波-珍断和/或治疗和 作为依赖于发封超声波穿过骨骼的方法的辅助手段中使用。尤其 是，本发明可以应用在试图拍摄骨骼中血流量的系统中，或者对 现存的超声波成^f象和/或治疗i殳备有促进和/或增强作用，或在透 骨超声波治疗的单独设备和/或运用于依赖4吏用超声波的脑血管 障壁（BBB)疏通的技术中，或者任何其它引导使用超声波的诊 断或治疗过禾呈。超声波的调焦可以大为简4匕，并且可以减少和可 能消除相位失真1务正。可以增加通常与超声波延伸的组织容积。 另外，本发明的实施例可以通过减少或消除的来自骨骼表面的不 需要的反射来发现骨骼结构中的空洞和/或发现/确定空洞容量。
一4殳而言，在某一方面，本发明提供通过释放使用剪切波的 超声波信号对对象进行诊断的方法，方法包括一部分超声波主波 束以相对于骨骼表面的入射角照射到骨骼表面以在骨骼中产生 剪切波，剪切波的能量形成第一超声波能量的实质部分并在对象 的需要部位穿过骨餘，检测至少运用的超声波主波束的反射能和 散射能之一，并且为诊断的目的分析检测到的能量。执行本发明可能包括一种或更多的如下特征。运用于骨骼表 面的部分超声波主波束介于与对象相关的纵向波临界角度和与 对象相关的剪切波临界角度之间。分析包括产生至少 一部分所需 的部位的图^象。所需的部位是沿超声波主波束直线传输的线性区 域。运用部分超声波主波束包括对骨骼中运用一部分超声波主波 束。这里所指的骨骼是头骨，而且为到达头骨中所需要的部位， 部分超声波主波束以入射角直接照射到头骨。所需要的部位是窦 腔和内耳腔其中之一，方法进一步包括提供在所需的部位是否至 少部分i也充满液体的指示。所需的部4立是牙齿或颚骨之一，方法 进一 步包括至少提供所需部位是否至少有空洞或脓肿的指示，以 及获得至少所需的部位的解剖和血流分布的图像。
执行本发明也可以包括一种或更多如下特征。至少第一超声 波主波束运用在不同频率的多次月永冲中。不同的频率在大约
0.3MHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约lMHz -大约3MHz的频率范围内。月永冲持续时间在大约1周期-100 周期的范围内。不同的月永冲对应不同的振幅以补偿与不同频率相 关的不同的衰减量。至少第 一 超声波主波束运用在多周期的脉冲 中，至少两个周期中带有至少不同频率、不同相位和不同的振幅。
通常在另一方面，本发明提供通过释放使用剪切波的超声波 信号到达对象的目标部位对对象进朽^貪断的系统，系统包括发射 超声波能量的收发器；引导装置，与收发器耦合，引导装置用于 致使发射的超声波能量的 一部分主波束入射到对象的骨骼表面， 以致来自波源的一部分主波束的超声波能量在骨骼中产生带有 能量的剪切波，在目标部位中剪切波形成超声波能量的实质部 分；分析装置，与收发器耦合，出于诊断目的用于分析从目标部 4立返回的来自 一部分主波束的能量。执行本发明也可以包括一种或更多如下特征。引导装置被设 置为能够导致部分主波束以第 一 角度入射到骨骼表面，第 一 角度 介于与骨骼相关的纵向临界角度和与骨骼相关的剪切临界角度 之间。引导装置包括至少（1)定位装置，定位装置机械引导与
波源相关的法线方向以第 一角度照射到骨膝表面；（2 )相位/延迟 调节器，其中收发器包括多个辐射元件，配置的相位/延迟调节器 用于调节至少多个辐射元件的相位和延迟之 一 ，从而电控操纵至 少第一主波束；'以及（3)驱动调控器，其中收发器包括多个辐 射元件，配置的驱动调控器用于在不同时间激发元件指向需要的 主波束。配置的定位装置至少（1)以固定的方式与对象和无线 接收器津馬合，以致法线以第一角度直接照射到表面，以及（2) 机械调整收发器以致法线以第 一 角度直接照射到表面。收发器包 括多个用于放射超声波能量的元件，系统包括控制器，控制器的 配皇和耦合导致至少一部分收发器发射超声波能量，处理发射出 去的能量中返回能量的标志以确定与收发器相关的至少一部分 表面的定位，以及激发其主波束至少部分位于介于纵向临界角度 和剪切波临界角度之间的一部分表面的的波源唯一元件。控制器 处理返回能量的标志以形成至少一部分表面的图4象。
执4亍本发明也可能包括一种或更多如下特征。系统包括耦合 到收发器的控制器和激发收发器产生主波束将能量发射到目标 部位，而且对象的表面是对象头骨的外表面。系统包括耦合到收 发器的控制器和激发收发器在多个不同频率和振幅的脉冲中产 生主波束。不同的频率在大约0.5MHz-大约5MHz的频率范围 内。不同的频率在大约1MHz-3MHz的频率范围内。脉冲持续 时间在大约1周期-100周期的范围内。不同的振幅补偿与不同 的频率相关的不同的衰减量。系统包括耦合到收发器的控制器和 配置用于激发无线接收器在多周期脉冲中产生主波束，至少两个周期中带有至少不同频率、不同相位和不同的l展幅。配置的分析 装置提供目标部位是否至少部分充满液体的指示。
一般而言，在某一方面，本发明提供释放使用剪切波的超声 波信号到对象的目标部位的系统，系统包括配置的变频器装置用 于发射和-換收超声波能量，控制器与变频器装置耦合并且激发变 频器装置向对象发射超声波能量，定位装置与变频器装置耦合并 且确保一部分第一主波束来自至少一部分变频器装置，变频器装
置以入射角度对准骨骼的部分表面，入射角度介于法线入射角和 与对象相关的剪切临界入射角度之间，以致第 一主波束的超声波 能量在对象中产生剪切波同时第 一主波束的能量可以到达目标 部位，在目标部位中剪切波的能量形成超声波能量的实质部分，
配置的控制器用于促使变频器装置发射至少以下能量：多周期的
单一脉沖、至少其中两个周期带有至少不同的频率、不同相位和 不同4展幅，和多个月永冲，不同脉冲带有不同频率和4展幅之一，控 制器分析第 一 主波束的超声波能量，该超声波能量从目标部位返 回并且由变频器装置接收以便从返回的能量中确定诊断信息。
执-f亍本发明也可能包括一种或更多如下特征。变频器装置包 括配置的用于发射超声波能量的多个元件，而且控制器抑制激发 至少（1) 一部分变频器装置产生的以第二角度入射到对象的部
分表面的第二主波束，第二角度小于纵向临界角度，和（2) — 部分变频器装置产生的以第三角度入射到对象的部分表面的第 三主波束，第三角度大于剪切波临界角度。不同的频率在大约 0.1MHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约0.31MHz -3MHz的频率范围内。月永冲」持续时间在大约1周期-IOO周期 的范围内。定位装置与对象耦合以机械确定至少与对象和骨骼相 关的波源所需的位置。变频器包括用于发射超声波能量的多个元 件，用于影响元件的相位电控操纵到第一主波束的定位装置。变频器包括用于发射超声波能量的多个元件，控制器影响元件的激
发计时以电控操纵到第一主波束。控制器提供指示：取决于由返 回能量的控制器决定的it断信息的目标部位是否至少部分充满 液体。
执行本发明也可能包括一种或更多如下特征。控制器导致在 目标部^f立指向的第二主波束在目标部位内进4亍刺激动作，控制器 提供取决于由返回能量的控制器决定的诊断信息的目标部位的 动作的指示。第一和第二主波束有不同的频率。控制器导致在目 标部4立指向的第二和第三主波束在目标部位内进行刺激动作，控 制器提供取决于由返回能量的控制器决定的诊断信息的目标部 位的动作的指示。控制器产生至少部分返回能量中目标部位的图 像。目标部位是对象的直线区域而且控制器产生返回能量的线性 图像。
一4殳而言，在某一方面，本发明提供释放使用剪切波的超声 波信号方法，方法包括对对象运用 一部分至少第一超声波波束， 波束以与对象表面相关的至少第一临界角度在对象部位产生剪 切波，剪切波的能量形成在临床水平上对象的需要部位中的第一 超声波能量的实质部分。
^^亍本发明可能包4舌一种或更多如下特4正。部分第一超声波 主波束运用于对象的介于与对象相联系的纵向波临界角度和与 对象相写关系的剪切波临界角度之间表面。至少部分第 一超声波主 波束的运用包括多个入射角度的超声波的运用，多个入射角度介 于与对象相联系的纵向波临界角度和与对象相联系的剪切波临 界角度之间以在需要部位内聚焦超声波能量。方法进 一 步包括对 对象运用至少 一部分第二超声波波束，以致在对象的部位产生剪 切波并在对象的需要部位产生第二超声波，产生至少一部分所需 要的部位的图像，并且从图像中证实：部分第二超声波波束的超声波能量是否以需要的方式到达需要部位。至少部分第 一超声波 主波束的的运用包4舌在骨骼中至少部分第一超声波波束的运用。 这里的骨駱是指头骨，而且部分第 一超声波波束以至少第 一 临界 角度照射到骨骼上，以便于在头骨范围内到达需要部位。
执行本发明可能包括一种或更多如下特征。至少部分第 一超 声波波束在不同频率的多次脉沖中运用。不同的频率在大约
O.lMHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约0.2MHz -3MHz的频率范围内。脉冲持续时间在大约1周期-IOO周期 的范围内。部分至少第 一超声波波束的运用包括对对象^f吏用 一部 分第三超声波波束以在对象的部位产生剪切波，并在需要部位产 生第三超声剪切波。部分第三超声波波束与部分第一超声波波束 分离。部分至少第一超声波波束的运用包括在第四临界角度对对 象使用部分第四超声波波束，第四临界角度小于与对象相关的纵 向波临界角度。
一4殳而言，在某一方面，本发明提供将使用剪切波的超声波 信号释放到对象的目标部位的系统，系统包括发射超声波能量的 波源和与波源耦合的引导装置，波源用于产生部分至少发射出去 的超声波能量的第 一 主波束，第 一 主波束将入射到对象表面以在 对象中产生剪切波，剪切波的能量形成在临床水平上对象的目标 部位中的第一超声波能量的实质部分。
执行本发明可能包括一种或更多如下特征。引导装置以介于 与对象相联系的纵向波临界角度和与对象相联系的剪切波临界 角度之间的第 一角度引导对象表面的第 一主波束。引导装置包括 至少（1)定位装置用于机械引导与波源相关的法线方向以第一 角度照射到表面；和（2)相位/延迟调节器，其中波源包括多个 辐射元件，配置的相位/延迟调节器用于调节至少多个辐射元件的 相位和延迟电控操纵到至少第一主波束。定位装置配置为至少(1 )以固定的方式与对象和波源耦合以致法线在第一角度直接照 射表面，和（2)机械调整波源以致法线在第一角度直接照射表 面。波源包括发射超声波能量的多个元件，系统包括控制器配置 和耦合以产生至少 一部分波源以发射超声波能量，处理发射出去 的能量中反射能量的标志以确定与波源相关的至少 一部分表面 的定位，以及激发带有至少部分位于介于纵向临界角度和剪切波 临界角度之间的 一部分表面的主波束的波源唯一元件。控制器处 理返回能量的标志以形成至少 一部分表面的图 <象。系统包括与波 源耦合的控制器和配置用于激发波源产生第一主波束和第二主 波束，至少部分第 一主波束和第二主波束以第二角度入射到对象 表面，第二角度介于与对象相联系的纵向波临界角度和与对象相 联系的剪切波临界角度之间，以致波源的第二主波束的超声波能 量可以在对象部位产生剪切波而且第二主波束的能量将到达目 标部位，其中第二角度不同于第一角度。
执行本发明可能包括一种或更多如下特征。系统包括与波源 4禺合的控制器和配置用于激发波源产生向目标部位发出能量的 第 一主波束。系统包括与波源耦合的控制器和配置用于激发波源 产生具有多个不同频率的^^沖的第一主波束。不同的频率在大约
0.1MHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约0.2MHz -大约3MHz的步页率范围内。月永沖4争续时间在大约1周期-100 周期的范围内。系统包括与波源耦合的控制器和配置用于激发波 源产生第一主波束和第三波束，至少部分第一主波束和第三波束 以第三角度入射到对象表面，第三角度小于与对象相关联的纵向 临界角度。
一般而言，在某一方面，本发明提供释方K吏用剪切波的超声 波信号到对象的目标部位的系统，系统包括发射超声波能量的波 源，与波源耦合的控制器和激发波源向对象发射超声波能量，定位装置与波源耦合并且确^^第一主波束的一部分波束来自至少 一部分波源，波源以第一角度照射骨骼的一部分表面，第一角度 介于与对象相关的纵向临界角度和与对象相关的剪切临界角度 之间，以致第一主波束的超声波能量在对象中产生剪切波，同时 发射的超声波能量将到达目标部位，控制器激发波源发射多脉冲 的能量，每一个l永冲具有不同的频率。
执行本发明可能包括一种或更多如下特征。波源包括发射超
声波能量的多个元件，控制器抑制至少如下激发：（l)一部分波 源产生第二主波束，至少部分第二主波束以第二角度入射到对象 的部分表面，第二角度小于纵向临界角度，和（2)配置一部分 波源产生第三主波束，至少部分第三主波束以第三角度入射到对 象的部分表面，第三角度大于剪切波临界角度。不同的频率在大 约0.1MHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约 0.2MHz-大约3MHz的频率范围内。月永冲持续时间在大约1周 期-100周期的范围内。定〗立装置与对象身馬合以枳4戒确定与需要 的对象相关的波源位置。波源包括发射超声波能量的多个元件， 影响元4牛的相位以电控操j从到第 一主波束的定位系统。
本发明的各个方面提供了一种或更多如下性能。超声波可以 在骨骼中传播，举例而言，头骨，当经历减少失真和提高信号强 度后，纟寻到更加清晰和精确的大脑图像，与现有4支术相比为治疗 运用提供更好的调焦。减少骨层上层的不必要的回音，使从目标 组织接收的诊断信息的分析变得更加容易。消除骨骼空洞和/或骨 骼空洞内的物质。透骨剪切才莫式的传播可以在多个成像问题中使 用，包4舌导管^r测、肿瘤4全测、组织形态和大脑出血。与现有技 术相比，穿骨超声波可以提供减少失真和/或较高的精确定位。
在参考下列附图、详细说明书和权利要求后，本发明的上述 性能和其它性能以及发明本身将会得到更加全面地理解。对附图地描述
附图1是部分头骨的成像和头骨层次的简图。
附图2对应于本发明的超声波治疗系统的原理图。
附图3-9是附图2中各种运用中4吏用的系统范例部分的原 理图。
附图10是《吏用附图2中显示的超声波-沴断应用系统的流程图。
附图11-12是在透骨测量实验中使用的两种不同的安装程序。
附图13是作为入射角功能的实-险和才莫拟压力振幅和相位的 一对示意图。
附图14A-B作为透骨试验的入射角功能的压力振幅和相位 的曲线图。
附图15是以各种入射角度的发射超声波穿越头骨的图像。
附图16是超声波以32。的入射角穿越头骨的实际测量和模 拟的曲线图。
附图17 A - B是非规范化和规范化的编码的激发的图像。
附图18A-B是响应于附图17的激发的变频器的汇总的、过 滤和未过滤i也、个别i也的曲线图。
附图19是剪切波和i/人向波的A线扫描。附图20是以0。和33。入射角穿越头骨的尼龙螺母的成像。
附图21是使用剪切波的超声波传播来检测空洞图像的实验 步骤原理图。
附图22A-B是响应于剪切波和l从向波的、个別地入射到注 7K和注入空气的月空体的曲线图。
附图23是作为入射角功能照射到可塑层上由纵向波和剪切 波引起的压力振幅的图示。
附图24是范例图，窄主波束天线模式。
附图25是范例图，宽主波束天线才莫式。
附图26是l吏用附图2中用于超声波i貪断应用的系统的流程图。
对优选实施方案的详细i兌明
本发明的实施例提供穿透头骨和其它透骨传播技术，特别是 导致骨貉中的剪切才莫式。对于透骨传播，入射波经历由入射纵向
骨剪切速度或许4是供更好的声学阻抗匹配、较少的折射和与它的 纵向配对物相比具有较少相位变化。使用剪切波时，超声波可以 在大脑内聚焦。如果超声波以超过Snell，s的临界角度入射到骨骼 中，那么在骨骼中不会产生纵向波。提供的数据分析和示范现象 与塑料模型和使用体外人类头骨一起研究。本发明的实施例可以 适用于各种运用，包括治疗和临床诊断，以下进行分别讨论。其 它实施例在本发明的范围内。在某些条件下可以乂见察到：通过使用高的入射角度減少失真
和较高的信号振幅使超声波穿越骨骼是可行的。数字和实验研究
都表明：在骨骼中产生的剪切波模式的行为引发超声波穿越骨骼 的可行性。当入射的超声波角度大于纵向压力波的Snell，的临界 角度时，骨骼中的传播完全归因于剪切波。这种从纵向波（皮肤） 转变为剪切波（头骨）后又转变回纵向波（大脑）的变换并不必 然产生高度失真和小振幅的波。对各向同性有i想材料和最新的体 外人体骨骼样本的研究支持上述假设。甚至，已经发现如同穿过
头骨中的剪切波一样，聚焦的光波可能比纵向波具有较少的失 真。在某些实例中，观察到的聚焦光波的振幅大于穿越同等面积 的头骨的纵向波的振幅。纵向波-剪切波-纵向波的传播的成功 主要归因于弹性（剪切波）波速（~ 1400m/s )和水（~ 1500m/s )、 皮月夫（~ 1525m/s)和大脑（~ 1550m/s)和其它软組织中的声速 的相似性。形成对比的是，头骨中相应频率的纵向声速的范围大 约是上述值的两倍。因此，在头骨中刻意产生的剪切模式可以作 为一种^L构用于产生大脑图像，或用于纟全测大脑异常。类似技术 可以在身体其它部位的治疗和/或诊断中运用，或运用于除人体以 外的其它动物身上。
本发明的实施例在头骨中使用刻意产生的剪切模式作为一 种机构用于产生和增强穿过头骨的聚焦。与经颅传播模式合并的 剪切模式证明了在高的临界角度下预测超声波相位和振幅的能 力。为解释这种方法，首先要模拟穿过单一塑料层的场。然后在 人骨的截面上<吏用这种与实-睑测量相比4交的方法。 <吏用该方法可 以在大脑中获得更加准确的调焦，而且可以扩展4吏用现4亍方法获 4寻的调焦范围。治疗基础
在与超声波波长相关的头骨的微小弯曲部分的基础上，将头 骨的内表面和外表面分割成每一块都接近平面的区域，但是并非 必须完全平行。这种接近是为了简化分析并不是执行本发明所必 须的。附图l显示了这个问题的图像，显示的是在超声波磁场分 割的面积上入射到头骨表面的区域。每一个区域是根据具有作为 整个传播区域的平均密度函数确定的拉梅常数的各向同性固体 的单一层进行模拟的。
通过〗壬意导向的等方向性的头骨层的传纟番可以通过入射波 的频谱分析和射线途径的确定，和当磁场横穿头骨时角度波数的 函数衰减获得。每一 个最初的纵向谐波光谱光波组分是根据它的 速度势考虑的。没有概念缺失的给定组分可能在表面法线沿介于 传才番轴和表面矢量之间的向量积的单位矢量确定的笛卡尔坐标
的Y轴和Z轴方向定位的参考框架中考虑。
炉=Ae ， 、"
其中AL代表入射表层的纵向波组分才展幅，Au^义表反射纵向 波振幅，e代表入射角度，Kx和Ky代表特别参考框架中的光
波矢量组分。上标i - m分别表示皮肤、头骨和大脑，上标L和
S指的是纵向波或剪切波。因此，.纵向势在头骨中的传播由 确定
剪切矢量由
formula see original document page 20
确定使用上述描述，每一光傳光波组分必须在其独特的参考框架 中考虑。在界面上，入射光波分成反射光波、传播纵向光波和传 4番剪切波。上述光波的振幅可能通过适用与由Kino ( Acoustic
Waves: Devices, Imaging, and Analog Signal Processing, Englewood Cliffs， New Jeresy: Prentice-Hall，1987 )总结提出的方 法相关的入射光波确定。特别是，粒子4立移的法线组分，
F-V^ + Vxp (4) 在界面上必须是连续的以及法向应力
〃 Sx 和剪切力
给定4某介相关的剪切和纵向声速与拉梅常数)i和入有关
附录A提供了振幅计算的细节。每一个平面波方案描述单一 角波lt^亍为。为每一组分光波矢量间隔计算上述振幅。然而，可 能容易以封闭的解析式完成前述计算，在附录B中提供。
在头骨中完成传播之后，分别处理纵向波和剪切波，总波到 达大脑后等于,〃 =《'"iw-W。""'）+^^,"";""^'-^004〃） （ 8)
f 力〃/
其中"和力"代表起因于入射到头骨中的纵向波和剪切波 的纟从波l展幅。
头骨界面中在取代方程式（1 ) - (3)后，速度势的值可以 根据方程式（4) - (6)确定，并解释4和^f。在大脑头骨界
面，入射的剪切和纵向速度势振幅将会相等于骨骼中传播振幅和 吸收损失经历的乘积。既然每一光i普组分将会有自己独立的路径 长度穿过头骨，那么组分之间的总的吸收通常是不一样的。附图 1提供了这个问题的二维表示法。
为在大脑中发现光波^展幅，"和"W,问题一旦再次通过 循环进入参考框架并归纳为二维，参考框架的表面法线沿笛卡尔
坐标的Y轴和X-Y平面上的相关光波矢量定位。由于大脑的软 组织类似流体，入射头骨的纵向波将进一步分成反射剪切波、反 射纵向波和传播纵向波。头骨中的剪切波也有类似划分，但是具 有不同的反射和传播角度。
大脑中症会定点的声压可以通过分别解决平面范围内的每一 光i普的组分的4展幅和相^f立而获得。光i普通过反变换在测量平面上 施加压力。压力^展幅等于与大脑中无向量速度势的振幅相关的法
^瓜 ,
向应力的负数。由方程式（4)和（5)确定"和""。附录A
描迷了压力振幅的计算。附图23表示起因于水中的无限平面波
^瓜 ^///
在穿过理想的可塑层（例如丙烯酸）后的"和^"的角度相关。在头骨的高衰减系数的基础上，头骨中由多反射引起的附加 成分被忽略。大脑中任何一 点的声压总量可以通过计算路径长度 和每一光谱的组分的传播振幅总量确定。计算相关的声学的相位 和所有的衰减（包括吸收的损失）。附录B提供了确定从变频器 到大脑中测量点的^兹场鴻^圣中的算法。
-珍断应用
参考附图2,超声波诊断系统10包括影像器12、变频器元 件16的相控阵14、信号调节器18、控制器20、频率发生器22 和定4立装置23。系统IO经过配置具有超声波i貪断能力。系统IO 确定目标的一种或更多特征，在此是病患30的头骨28,并且运 用超声波能量（例如在大约0.01MHz-大约10MHz的频率范围 内，而且更^尤选的是在大约0.1MHz-大约3MHz的频率范围内） 在目标内聚焦，本文是指在病患脑内聚焦。本文讨论的在头骨中 的聚焦在其它目标上也可以^吏用，例如远离大脑的区域，比如窦 腔、耳道等。进一步说，本发明可以在牙科（牙齿）、穿越肋骨、 脊骨或其它任何骨骼中运用。本发明可以用于确定骨駱中的空洞 是否包含空气或液体和/或液体粘质。另外，本发明可以用于骨髓 或骨神经和骨骼中的脉管的图像。推管成像也是可能的。本发明 也可以通过剪切波速和纵向波速的对比或在骨骼中使用力（例 如，超声波产生的辐射力或机械力）和^吏用超声波;险测位移来确 定骨骼性质。
排列14的信号由驱动排列提供。上述排列可能与Daum等人 在报告 "Design and Evaluation of a Feedback Based Phased Array System for Ultrasound Surgery" (IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. FReq. Control 45 (2) :431-4,1998)中的排列相似，但是要在大 约0.1MHz-大约10MHz的频率范围内选择驱动频率。驱动也可 以通过其它提供需要的超声波信号的技术来完成。每一个变频器元件16的动力和相位可以手动控制或使用软件和反馈进行自动
控制。然而元件4非列是更优选的，系统10可以^吏用于非协调的
元件组，或者甚至单一元件，都耳又决于运用。
经过配置的变频器元件16的4非列14#:安装在病患头部的外 表面或骨格28的其它上表面之上或附近。经过配置的排列14具 有弯曲外形，例如5求形，尽管其它外形的截面也是可能的，例如 平面，包括直线。排列14安装在病患头部或附近和在距离排列 14的一定位置聚焦超声波能量。排列14可以有各种型号，例如 直径为30厘米或足以围绕头部一周的长度，或者直径只有1毫 米或更小。更可耳又的是，经过配置的元件16用于发射脉冲，直 接地，功率级超声波都取决于运用，另外还接收超声波能量。排 列14的变频器元4牛16更优选的是所示的安4非在^f列14中的压 电变频器元件。变频器元件16(例如中心距为入/2的压电陶瓷片）
其它材^+也可以在排列结构中适用。例如，4非列14由一片或多 片压电材料，或其它任何可以将电能转变为声能的材料组成。
与信号调节器18耦合的排列14进一步与频率发生器22耦 合。频率发生器22发射普通的无线电频率（RF)信号作为信号 调节器18的输入信号。特殊信号发生器也可以使用于部分或全 部元件16。无线电频率发生器22选用任4可可以向信号调节器18 输出适合信号的型号。个别频率也可以使用。使用个别频率的信 号发生器（例如数字定型波发生器）时，可以由无附加电路的信 号发生器设定相位、振幅和每个信号的迟延。激励致使超声波能 量在病患的头骨28内传#"，和如果需要在病患脑内的选定区域 内聚积能量，取决于相对延迟。发生器22与调节器18耦合将发 生器的输出信号分成n个调节器18的输入信号。与接收的频率发生器22发射的n个输入信号中的每一个信 号耦合是信号调节器18的n对放大器24， - 24„和相关的延迟电 ^各26, - 26n。每一对延迟电路26和放大器24代表信号调节器18 的一条通道。延迟电路26通过改变或调整即将由具有各自的延 迟系数a , - an的发生器22发出信号的延迟（或许振幅）为放 大器24提供n个独立输入信号。经过配置的放大器2+ - 2〜将 延迟电路26的信号放大，并通过线路向变频器元件16提供放大 的信号，例如同轴电缆，放大器24与变频器元件16的个别连接。
延迟电路26的延迟系数a,- an提供超声波波束的操纵在 超声波能量的^各径上偏离目标。每一个与#:纵相关的元件16的 相位延迟可以通过已知技术计算。控制器20提供延迟系数a , -an。控制器20包括由软件、硬件、固件、硬编码或上述的结合 提供的逻辑。例如，控制器20可以是一4史目的、或特殊目的、 为延迟电路26提供和运用延迟系数a , - a n而以传统方式用软 件指令编程的数字数据信息处理器，尽管可以使用其它的配置结 构。
经过配置的定位装置23帮助确保排列14以一定角度向目标 28发射超声波能量以致在目标28中产生剪切波。定形定位装置 23以确定与目标28的外表面相关的排列14,或信号元件16的 4立置，以致与排列14或j玄号元件16相关的法线方向介于纵向临 界角度（Snell，s角）加上较低安全系数和小于剪切临界角度（相 应的剪切波不能在目标28中传播）减去上面的安全系数之间。 对于头骨软组织的界面，Snell，s角大约是20° ,剪切临界角度大 约是65° ，因此，优选的是引向头骨的超声波角度介于大约25 。-60°之间。安全系数可以帮助计算排列14或元件16的主波 束的宽度。参考附图24-25,排列14的主波束200相对窄，例 ^口在3分贝（dB)法线在0。以下的±3° 。信号元件16的主波束202相对宽，例如在3dB法线在0。以下的±30。。对于诊断应用，无论排列（大或小）或单一元件的主波束优选窄的主波束。定位装置23帮助确保至少主波束200、 202的需要部分可以介于纵向和剪切临界角度之间的角度引导至目标28。例如，对于信号元件16,定位装置23可能是配置用于接收元件16的设备，安装在目标28的表面以根据需要排列元件16。例如，定位装置23可能^L置在人的面部4妄近鼻子的i也方，和确定元件16的位置以致至少主波束202的需要部分（例如，具有至少能量极限值）将会以介于纵向和剪切临界角度之间的角度被引向人的头骨（例如对准人的窦腔）。同时，也可以使用介于纵波临界角度和法线之间的專交浅的角度。
控制器20按照需要从排列14引导超声波。经过配置的控制器20,人排列14通过积4戒和/或电擁:纵和/或引导超声波能量。控制器20向定位装置23发出指令信号以^4戒改变排列14的位置和排列14的物境指示（例如排列14的主波束方向和/或定位，在上述位置上主波束入射到目标28中）。控制器20进一步控制由移相器26提供的相位，或元件16的激励时间，电子扫描排列14的超声波波束。通过控制激励时间可以使用几项用于操纵的技术，例如控制器20发出延迟激励信号，或控制器20发出普通激励信号是不同元件16的不同数量的时间延迟，等等。控制器20确保获得至少超声波主波束的需要的能量，通过机械和/或电操纵，以介于纵向和剪切临界角度之间的角度引向目标28。超声波能量/人《人向波转变为剪切波并且作为剪切波在目标28内传-f番。然而，某部分能量可能以高于或低于纵向和剪切临界角度范围外的角度被引向目标28。进一步，如果在目标28内存在产生变换(例如，/人头骨到大脑的转变）的转变（例如，声阻抗变化），那么剪切波可能变换回纵向波。排列14的机才成引导/定位可以通过手动调整。更优选的是，
目标28的表面棱角由^L觉确定，无需使用例如CT(计算机体层）或磁力共振（MR)扫描成像i殳备。然而，当波束法线射向排列14将在目标28内产生剪切波时，指南可能提供指示。控制器20进一步配置用于选^奪性地^敫励元件16。因此，控制器20可以选择性地激励元件将产生目标28的入射角度并在目标28中产生剪切波，如果没有激励元件将不会在目标28中产生剪切波。进一步地，4非列14在不同地位置同时产生相似的或不同的频率和/或振幅的多波束。
经过配置的控制器20用于控制延迟回^各26和放大器24,处理接收到的目标28的数据，在此是指头骨28,提供诊断能力。控制器20导致发射的超声波在目标28中沿直线发出，并被扫描(例如，系统地移动）目标28内的4交宽的利害区域。穿过目标28的超声波直线可能会改变方向（例如，变化的声阻抗界面）。控制器20将排列14接收的反射能量处理为耳又决于波束方向和发出和接收能量的时间的图像。同时，控制器20不是必须要将接收的能量处理为目标28的图像。控制器20处理接收的能量以提供其它诊断信息，例如，是否才企测空间（例如，牙齿或骨骼中的空洞或脓肿，比如颚骨）的二元指示，或在空间中是否存在材料（例如，窦月空或内耳中的液体）等等。控制器20也可以处理信息以形成图像，例如目标28的解剖图，目标28的血灌注成像等等。
进一步配置控制器20用于控制频率发生器22、放大器24和延迟回路26以影响频率、量值和排列14提供的超声波能量的相位以运用于目标28的诊断。已经发现不一致的激励方案有利于克服传l番衰减，乂人而改进能量释i欠和接收特征。控制器20引发一系列扩展脉冲激励排列以产生 一 系列扩展的超声波脉冲传播到目标28。优选的是，脉冲在频率范围内重复而且连^妻返回的信号数字。例如，在大约0.5MHz-大约2.0MHz的频率范围内以间隔0.01MHz的频率向头骨28发出10个周期的能量。放大器24更可耳又的是控制这样需要的（例如，统一的）信号被发出（或接收）到光i脊的任一组分。而且，传递信号的能量可取的是，能量越高频率衰减越多（例如，对于头骨大约是1MHz),例如与双向衰减损失成比例以致"^妄收的信号有更多或更少的需要（例如，相等）信号在接收的频谱之内。控制器20进一步配置用于总和接收的信号以及将匹配滤波器运用于信号以恢复结构界面。同样可以在单一传输超声波脉冲时执行，当以需要的方式调整振幅以补偿与不同的频率相关的不同衰减时，在需要的区域扫描频率。月永冲之间或月永冲之内的频率可以^壬-f可方式实质:t也变^f匕，例如，线性增加或减少，非线性增加或减少，单调增加或减少，无^L则地，等等。控制器20进一步配置用于控制延迟回路26以改变脉冲之间或之内的相位。控制器20引发延迟回路26产生具有不同相位的不同月永沖，和/或l永冲之内的不同定相的单一5永冲。
-珍断应用的功率纟及的变化耳又决于运用。然而，典型;也，对于i貪断应用来i兌，万永冲4寺续周期为步页率大约0.1MHz-大约5MHz之间的1周期-100周期，优选的是介于大约0.5MHz-大约3MHz之间，尽管这些取值只是可以效仿的，在本发明的范围内并无限制。
变频器16接收的反射信号被转变为由影像器12处理的电子信号。影像器12处理电子信号形成扫描区域的图像。向控制器20提供图像，可能与排列14(例如，通过间歇运用能量获得图<象，或通过^f吏用部分元件16获得图像以及出于其它目的使用其它元件16)的其它应用同时获得。控制器20分析排列14的数据和影像器12的图像。控制器
20可以处理反射信号，元件16接收分析的返回信号（或缺少它的信号）以识别特殊情况的标记特征，例如病患窦腔内的液体。
对照附图2,附图3 - 5显示系统10的各种配置， <义<义显示系统10的在诊断应用中的特殊使用部分。例如，参考附图3-4，在4非列14的场所内，单一变频器或小的变频器排列作为超声波变送器32使用。附图3显示的配置更可取的是在不需要图像的-诊断应用中^f吏用，而附图4显示的配置适合于有或没有用于分析的生成图^象的^f吏用。例如，如图所示，超声剪切波可能直4妄穿过材料34，比如骨骼，其中有空洞36 (比如窦腔，或脓肿等）。控制器20分析反射以决定各种的性质，例如空洞34是否充满液体。附图5显示的配置与附图4的配置相似，具有对传，潘的剪切波38的电子或才凡械扫描通过箭头40识别。当剪切波38显示未聚焦时，使变送器32的元件定相适应聚焦光波38。
才乘作中参考附图io，并进一步参考附图2-9,用于对使用系统10的目标进^f亍i貪断的处理器110包4舌显示的步艰A，和/或提供治疗。出于可效仿的目的，目标净皮^/i殳为附图2所示的头骨28，尽管这些耳又值只是可以岁文仿的，在本发明的范围内并无限制。处理器110，只是可以步支仿并没有限制，而且可以改变，例如通过步-骤的增加、删除或重新纟非列。
在步骤112，排列14相对于目标28定位。排列14(或单一元件的无线电收发器）可以使人工定位和/或通过控制器20激发定位装置23定位。这样的排列14定位可以将超声波能量传输到目标表面以在目标28中产生初级剪切波。需要的定位根据由系统10的操作器视觉上确定的目标28的表面的角度确定。目标28的表面的角度也可以通过激励排列14和目标28表面的成4象确定。表面图^f象可用于排列14的重新定位和/或适当地电操:纵排列 14的波束。
在步骤114,激励变频器元件16产生需要的超声波波束引向 目标28。控制器20选择元件16用于传输能量以提供需要的方向、 范围，和超声波能的能量为需要的区域或点提供充足的能量达到 需要的结果（例如，诊断、成像和/或治疗）。控制器20控制由选 择元件16纟是供的能量的频率、相位、振幅和延迟。可以改变元 件之间的延迟以提供电控波束方向以致来自排列14的需要的能 量作为一个整体，和/或个别元件16，以介于纵向波和剪切波临 界角度之间的角度入射到目标28中，并被引导到目标28中的需 要部位。更优选的是，超声波能量4妄照上面所讨"i仑的以编码的方 式提供，在频率的范围内能量产生脉沖，功率量级根据（依靠） 传输信号的频率改变。波束可以扩展或聚焦。元件经过选择和激 励以提供超声波，在目标中将产生初级的乡人向波，而不是剪切波。 排列14传输的波束在头骨入射时是纵向波，穿越头骨时是剪切 波，而且为进一步的传4lT (例如在大脑中）又转变为纵向波。
在运用的基础上，步骤112和/或步-骤114可以不断重复。例 如，为了成像，排列14可能会才几械地重新定位和/或超声波波束 的方向经过电控操纵以:菱盖全部面积以成^象。
在步骤116,为诊断或成像应用，影像器12和控制器20处 理"接收到的反射以确定适当特征。影像器12可以通过写关合入射 波束的相应方向来收集信号来处理-接收信号以完成目标28 (例 如，在目标28的平面）的图〗象。控制器20可以熟练地4喿作返回 的标志以确定一种或更多不是必须与成^f象相关的性质，例如确定 目标28内的空洞是否包含液体。为诊断应用，控制器20可以不 使用影像器12提供的图像，甚至影像器i2可能不用提供任何图 像。治疗应用
系统IO可以用于治疗应用，分别或同步地除了诊断应用之
外或代^辜:珍断应用。系统10的部件通常4姿照前述内容才喿作。然 而，出于诊断应用，可能会^是供另一个影像器13和经过配置的 系统IO用于4是供在某种意义上的超声波治疗。
出于治疗应用的目的，控制器20控制移相器26和放大器24。 如果适合于治疗（例如，热消融）或在更广泛的领域内使用非聚 焦方式以进4亍适当的治疗（例如，〗氐功率的应用比如脑血管障壁 通道），控制器20引发超声波在聚焦领域内聚集。
治疗应用的功率级非常依赖运用。典型i也，出于治疗应用的 目的，3永冲i也持续时间为1周期的频率介于大约O.lMHz和大约 3MHz之间连续波，更优选的是在大约0.2MHz和大约2MHz之 间，尽管这些取^直只是可以效仿的，在本发明的范围内并无限制。 超声波降解法通常包括在大约l微秒和1小时之间的超声波降解 时间中的 一次月永冲或多次月永冲，j昧冲之间的时间变^匕耳又决于应 用。
影像器13可以独立于附图2的其它设备获得目标28的图像。 例如，影像器13可以是计算机体层成像器（CT)或磁力共振影 一f象器（MR)。影^象器13和影像器12—样，可以向控制器20提 供图〗象，例如，用于确定在4吏用排列14的超声波治疗应用之前 或当中是否需要调整。控制器20根据图像确定：接受治疗的需 要部位是否确实接受治疗，以及是否接收足够的能量用于需要的 治疗。如果不是需要的区域，目标部位接收超声波能量（例如， 被消融），或者需要部位接收太多或太少的能量，控制器20可以 改变元件16的激励从而修正条件。例如，可以增加或減少能量， 缩小或扩大能量聚焦，变化或移动聚焦面积等等。附图6- 9显示各种适当的用于在例如热消融、组织或肿瘤
的积4戒损害、治疗应用的配置结构，脑血管障壁（BBB)通道、 基因治疗、靶向药物制剂治疗、加速化学反应、帮助化学药品、 过高热、区域内应用产生的不断^是高的温度，其它具有治疗价值 的超声波交互作用等的扩散。附图6显示单一的弯曲变送器42, 它可能是单一元件或元件排列。变送器42产生作为剪切波穿越 目标46(例如头骨）的聚焦的超声波波束44，超声波波束44在 焦点或区域48聚焦。注意作为讨i仑的其它配置中的波束的超声 波波束44是由变送器42和目标46之间的纵向波和目标46的剪 切波组成。如果目标46的结构发生改变（例如，从骨骼到空洞， -陂液体或其它类似大脑组织的物质充满或未充满），传输的波束 可能会转变回纵向波。当目标46是头骨时，这是一个实例。附 图7举例it明与附图6才目4以的酉己置，^旦具有两个变送器42、 43 在聚焦点/区域48分别聚集各自的波束44、 45。变送器42、 43 可能是单一排列的不同部分，或实体的不同，例如不同的排列、 不同的单一元件或单一元件和排列。附图8举例说明与附图7相 似的配置，^f旦是也具有在目标28中产生纟从向波的入射超声波50。 也可以-使用这种配置，例如变送器42、 43可以提供除功率以外 的需要的功率。排列14提供纵向波，变送器42、 43最好作为一 部分。附图9解释说明取代目标46的线性变送器52的使用（例 如，单一元件或元件排列）和传输的非聚焦超声波能量的足量用 于治疗应用（例如，脑血管障壁（BBB)通道、释放或激活化学 药品、基因或其它材料等）。如图所示，变送器是^/L械定位用于 提供波束54，波束54是关于目标46的变送器52的法线并介于 纟从向波和剪切波临界角度之间。
在操作中，参考附图26,进一步参考附图2-9，用于对使 用系统10的目标进行诊断的处理器110包括显示的步骤。出于 可效仿的目的，目标^皮〗叚设为附图2所示的头骨28,尽管这些取值只是可以效仿的，在本发明的范围内并无限制。处理器2】0，
只是可以岁丈仿并没有限制，而且可以改变，例如通过步骤的增力口、
删除或重#斤_棑列。步-骤212和214类似于前面的讨-论。
在步骤216中，目标28的需要部位被成像。影像器12和/ 或13用于对需要部位的成《象，而且优选的是，周围的体积以致 可以评估运用超声波聚焦的精确度。
在步-骤218中，对用于治疗应用的入射超声波能量进行适当 的修正。如果影像器13 (或者如果排列14适合于成像和提供治 疗，则使用影像器12)产生的图像表明运用的超声波能量可以调 整，然后控制器20相应动作。图像可能被分析，例如，注意是 否有需要部位，而且只是需要部位^皮加热，如果有什么情况，就
需要确定是否少于理想的超声波。例如，超声波能量贫乏聚焦、 或在错误的地点、或太窄、或大大低于或远远高于功率等等。控 制器20能够引发波束，控制器20通过调整激励的相位、振幅、 延迟和或频率修改，激励根据分析的图像调整/修正运用的能量在 目标28的需要的特定区域内产生需要的聚焦和能量。控制器20 也可以导致定位装置23 4姿照需要改变方向和与目标28相关的排 列14的关系。优选的是，在〗吏用全部能量进行治疗（例如，热 消融或其它非可逆转过程）之前进行调整。例如，可以运用较全 部能量少的能量，根据图 <象所作出的最初的是否调整和怎样调整 的决定，进行调整，然后所有治疗能量运用于排列14。在治 疗发 展的基础上，在^吏用所有治疗能量的应用期间也可以调整。
实-验和实—验结果
使用相同的塑料平面模型测试算法以提供依据实验容易改 变的理想的等方性的病例。表1总结列出塑料的相关取值。超声 波源是1.5MHz聚焦变频器，该变频器的直径12厘米，曲率半径等于16厘米。算法的源函数通过几何聚焦返回源附近的平面的
实验室测量的压力场的投影图获得。压力场的面积超过30 x 30, 空间分辨率0.5毫米。源函数在塑料中的传播使用附件A和B中 数字描述的算法。源到测试平面的距离是121毫米，塑料内表面 到源的3巨离是61毫米。
同样的方法论适用于人类体外颅顶（头盖骨）传播。在以下 的实验室测量中，水作为头骨的内表面和外表面之间的界面材料 使用。穿骨测量的超声波源是0.74 MHz聚焦变频器，该变频器 的直径8厘米，曲率半径等于15厘米。
数字算法由MatM^语言执行，使用矩阵基础操作层。在 lGHzAMD-Based PC上完成操作。典型方案是使用大约30秒的 时间内穿越5层128 x 128的复矩阵计算。
表1
table see original document page 34
较高的增加可以达到较大的脑容量。第三，通过剪切波传播模型 与纵向波传播模型的结合，可以显著提高对穿透头骨的超声波调 焦的预测。进一步说，不需要的骨层反射可能会减少或消除，这 使得诊断信息更加容易分析。
本发明的实施例提供一种或更多如下功能并且可以在下述 一种或更多的l吏用中适用。本发明可以在超声波-珍断和/或治疗和 作为依赖于发封超声波穿过骨骼的方法的辅助手段中使用。尤其 是，本发明可以应用在试图拍摄骨骼中血流量的系统中，或者对 现存的超声波成^f象和/或治疗i殳备有促进和/或增强作用，或在透 骨超声波治疗的单独设备和/或运用于依赖4吏用超声波的脑血管 障壁（BBB)疏通的技术中，或者任何其它引导使用超声波的诊 断或治疗过禾呈。超声波的调焦可以大为简4匕，并且可以减少和可 能消除相位失真1务正。可以增加通常与超声波延伸的组织容积。 另外，本发明的实施例可以通过减少或消除的来自骨骼表面的不 需要的反射来发现骨骼结构中的空洞和/或发现/确定空洞容量。
一4殳而言，在某一方面，本发明提供通过释放使用剪切波的 超声波信号对对象进行诊断的方法，方法包括一部分超声波主波 束以相对于骨骼表面的入射角照射到骨骼表面以在骨骼中产生 剪切波，剪切波的能量形成第一超声波能量的实质部分并在对象 的需要部位穿过骨餘，检测至少运用的超声波主波束的反射能和 散射能之一，并且为诊断的目的分析检测到的能量。执行本发明可能包括一种或更多的如下特征。运用于骨骼表 面的部分超声波主波束介于与对象相关的纵向波临界角度和与 对象相关的剪切波临界角度之间。分析包括产生至少 一部分所需 的部位的图^象。所需的部位是沿超声波主波束直线传输的线性区 域。运用部分超声波主波束包括对骨骼中运用一部分超声波主波 束。这里所指的骨骼是头骨，而且为到达头骨中所需要的部位， 部分超声波主波束以入射角直接照射到头骨。所需要的部位是窦 腔和内耳腔其中之一，方法进一步包括提供在所需的部位是否至 少部分i也充满液体的指示。所需的部4立是牙齿或颚骨之一，方法 进一 步包括至少提供所需部位是否至少有空洞或脓肿的指示，以 及获得至少所需的部位的解剖和血流分布的图像。
执行本发明也可以包括一种或更多如下特征。至少第一超声 波主波束运用在不同频率的多次月永冲中。不同的频率在大约
0.3MHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约lMHz -大约3MHz的频率范围内。月永冲持续时间在大约1周期-100 周期的范围内。不同的月永冲对应不同的振幅以补偿与不同频率相 关的不同的衰减量。至少第 一 超声波主波束运用在多周期的脉冲 中，至少两个周期中带有至少不同频率、不同相位和不同的振幅。
通常在另一方面，本发明提供通过释放使用剪切波的超声波 信号到达对象的目标部位对对象进朽^貪断的系统，系统包括发射 超声波能量的收发器；引导装置，与收发器耦合，引导装置用于 致使发射的超声波能量的 一部分主波束入射到对象的骨骼表面， 以致来自波源的一部分主波束的超声波能量在骨骼中产生带有 能量的剪切波，在目标部位中剪切波形成超声波能量的实质部 分；分析装置，与收发器耦合，出于诊断目的用于分析从目标部 4立返回的来自 一部分主波束的能量。执行本发明也可以包括一种或更多如下特征。引导装置被设 置为能够导致部分主波束以第 一 角度入射到骨骼表面，第 一 角度 介于与骨骼相关的纵向临界角度和与骨骼相关的剪切临界角度 之间。引导装置包括至少（1)定位装置，定位装置机械引导与
波源相关的法线方向以第 一角度照射到骨膝表面；（2 )相位/延迟 调节器，其中收发器包括多个辐射元件，配置的相位/延迟调节器 用于调节至少多个辐射元件的相位和延迟之 一 ，从而电控操纵至 少第一主波束；'以及（3)驱动调控器，其中收发器包括多个辐 射元件，配置的驱动调控器用于在不同时间激发元件指向需要的 主波束。配置的定位装置至少（1)以固定的方式与对象和无线 接收器津馬合，以致法线以第一角度直接照射到表面，以及（2) 机械调整收发器以致法线以第 一 角度直接照射到表面。收发器包 括多个用于放射超声波能量的元件，系统包括控制器，控制器的 配皇和耦合导致至少一部分收发器发射超声波能量，处理发射出 去的能量中返回能量的标志以确定与收发器相关的至少一部分 表面的定位，以及激发其主波束至少部分位于介于纵向临界角度 和剪切波临界角度之间的一部分表面的的波源唯一元件。控制器 处理返回能量的标志以形成至少一部分表面的图4象。
执4亍本发明也可能包括一种或更多如下特征。系统包括耦合 到收发器的控制器和激发收发器产生主波束将能量发射到目标 部位，而且对象的表面是对象头骨的外表面。系统包括耦合到收 发器的控制器和激发收发器在多个不同频率和振幅的脉冲中产 生主波束。不同的频率在大约0.5MHz-大约5MHz的频率范围 内。不同的频率在大约1MHz-3MHz的频率范围内。脉冲持续 时间在大约1周期-100周期的范围内。不同的振幅补偿与不同 的频率相关的不同的衰减量。系统包括耦合到收发器的控制器和 配置用于激发无线接收器在多周期脉冲中产生主波束，至少两个周期中带有至少不同频率、不同相位和不同的l展幅。配置的分析 装置提供目标部位是否至少部分充满液体的指示。
一般而言，在某一方面，本发明提供释放使用剪切波的超声 波信号到对象的目标部位的系统，系统包括配置的变频器装置用 于发射和-換收超声波能量，控制器与变频器装置耦合并且激发变 频器装置向对象发射超声波能量，定位装置与变频器装置耦合并 且确保一部分第一主波束来自至少一部分变频器装置，变频器装
置以入射角度对准骨骼的部分表面，入射角度介于法线入射角和 与对象相关的剪切临界入射角度之间，以致第 一主波束的超声波 能量在对象中产生剪切波同时第 一主波束的能量可以到达目标 部位，在目标部位中剪切波的能量形成超声波能量的实质部分，
配置的控制器用于促使变频器装置发射至少以下能量：多周期的
单一脉沖、至少其中两个周期带有至少不同的频率、不同相位和 不同4展幅，和多个月永冲，不同脉冲带有不同频率和4展幅之一，控 制器分析第 一 主波束的超声波能量，该超声波能量从目标部位返 回并且由变频器装置接收以便从返回的能量中确定诊断信息。
执-f亍本发明也可能包括一种或更多如下特征。变频器装置包 括配置的用于发射超声波能量的多个元件，而且控制器抑制激发 至少（1) 一部分变频器装置产生的以第二角度入射到对象的部
分表面的第二主波束，第二角度小于纵向临界角度，和（2) — 部分变频器装置产生的以第三角度入射到对象的部分表面的第 三主波束，第三角度大于剪切波临界角度。不同的频率在大约 0.1MHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约0.31MHz -3MHz的频率范围内。月永冲」持续时间在大约1周期-IOO周期 的范围内。定位装置与对象耦合以机械确定至少与对象和骨骼相 关的波源所需的位置。变频器包括用于发射超声波能量的多个元 件，用于影响元件的相位电控操纵到第一主波束的定位装置。变频器包括用于发射超声波能量的多个元件，控制器影响元件的激
发计时以电控操纵到第一主波束。控制器提供指示：取决于由返 回能量的控制器决定的it断信息的目标部位是否至少部分充满 液体。
执行本发明也可能包括一种或更多如下特征。控制器导致在 目标部^f立指向的第二主波束在目标部位内进4亍刺激动作，控制器 提供取决于由返回能量的控制器决定的诊断信息的目标部位的 动作的指示。第一和第二主波束有不同的频率。控制器导致在目 标部4立指向的第二和第三主波束在目标部位内进行刺激动作，控 制器提供取决于由返回能量的控制器决定的诊断信息的目标部 位的动作的指示。控制器产生至少部分返回能量中目标部位的图 像。目标部位是对象的直线区域而且控制器产生返回能量的线性 图像。
一4殳而言，在某一方面，本发明提供释放使用剪切波的超声 波信号方法，方法包括对对象运用 一部分至少第一超声波波束， 波束以与对象表面相关的至少第一临界角度在对象部位产生剪 切波，剪切波的能量形成在临床水平上对象的需要部位中的第一 超声波能量的实质部分。
^^亍本发明可能包4舌一种或更多如下特4正。部分第一超声波 主波束运用于对象的介于与对象相联系的纵向波临界角度和与 对象相写关系的剪切波临界角度之间表面。至少部分第 一超声波主 波束的运用包括多个入射角度的超声波的运用，多个入射角度介 于与对象相联系的纵向波临界角度和与对象相联系的剪切波临 界角度之间以在需要部位内聚焦超声波能量。方法进 一 步包括对 对象运用至少 一部分第二超声波波束，以致在对象的部位产生剪 切波并在对象的需要部位产生第二超声波，产生至少一部分所需 要的部位的图像，并且从图像中证实：部分第二超声波波束的超声波能量是否以需要的方式到达需要部位。至少部分第 一超声波 主波束的的运用包4舌在骨骼中至少部分第一超声波波束的运用。 这里的骨駱是指头骨，而且部分第 一超声波波束以至少第 一 临界 角度照射到骨骼上，以便于在头骨范围内到达需要部位。
执行本发明可能包括一种或更多如下特征。至少部分第 一超 声波波束在不同频率的多次脉沖中运用。不同的频率在大约
O.lMHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约0.2MHz -3MHz的频率范围内。脉冲持续时间在大约1周期-IOO周期 的范围内。部分至少第 一超声波波束的运用包括对对象^f吏用 一部 分第三超声波波束以在对象的部位产生剪切波，并在需要部位产 生第三超声剪切波。部分第三超声波波束与部分第一超声波波束 分离。部分至少第一超声波波束的运用包括在第四临界角度对对 象使用部分第四超声波波束，第四临界角度小于与对象相关的纵 向波临界角度。
一4殳而言，在某一方面，本发明提供将使用剪切波的超声波 信号释放到对象的目标部位的系统，系统包括发射超声波能量的 波源和与波源耦合的引导装置，波源用于产生部分至少发射出去 的超声波能量的第 一 主波束，第 一 主波束将入射到对象表面以在 对象中产生剪切波，剪切波的能量形成在临床水平上对象的目标 部位中的第一超声波能量的实质部分。
执行本发明可能包括一种或更多如下特征。引导装置以介于 与对象相联系的纵向波临界角度和与对象相联系的剪切波临界 角度之间的第 一角度引导对象表面的第 一主波束。引导装置包括 至少（1)定位装置用于机械引导与波源相关的法线方向以第一 角度照射到表面；和（2)相位/延迟调节器，其中波源包括多个 辐射元件，配置的相位/延迟调节器用于调节至少多个辐射元件的 相位和延迟电控操纵到至少第一主波束。定位装置配置为至少(1 )以固定的方式与对象和波源耦合以致法线在第一角度直接照 射表面，和（2)机械调整波源以致法线在第一角度直接照射表 面。波源包括发射超声波能量的多个元件，系统包括控制器配置 和耦合以产生至少 一部分波源以发射超声波能量，处理发射出去 的能量中反射能量的标志以确定与波源相关的至少 一部分表面 的定位，以及激发带有至少部分位于介于纵向临界角度和剪切波 临界角度之间的 一部分表面的主波束的波源唯一元件。控制器处 理返回能量的标志以形成至少 一部分表面的图 <象。系统包括与波 源耦合的控制器和配置用于激发波源产生第一主波束和第二主 波束，至少部分第 一主波束和第二主波束以第二角度入射到对象 表面，第二角度介于与对象相联系的纵向波临界角度和与对象相 联系的剪切波临界角度之间，以致波源的第二主波束的超声波能 量可以在对象部位产生剪切波而且第二主波束的能量将到达目 标部位，其中第二角度不同于第一角度。
执行本发明可能包括一种或更多如下特征。系统包括与波源 4禺合的控制器和配置用于激发波源产生向目标部位发出能量的 第 一主波束。系统包括与波源耦合的控制器和配置用于激发波源 产生具有多个不同频率的^^沖的第一主波束。不同的频率在大约
0.1MHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约0.2MHz -大约3MHz的步页率范围内。月永沖4争续时间在大约1周期-100 周期的范围内。系统包括与波源耦合的控制器和配置用于激发波 源产生第一主波束和第三波束，至少部分第一主波束和第三波束 以第三角度入射到对象表面，第三角度小于与对象相关联的纵向 临界角度。
一般而言，在某一方面，本发明提供释方K吏用剪切波的超声 波信号到对象的目标部位的系统，系统包括发射超声波能量的波 源，与波源耦合的控制器和激发波源向对象发射超声波能量，定位装置与波源耦合并且确^^第一主波束的一部分波束来自至少 一部分波源，波源以第一角度照射骨骼的一部分表面，第一角度 介于与对象相关的纵向临界角度和与对象相关的剪切临界角度 之间，以致第一主波束的超声波能量在对象中产生剪切波，同时 发射的超声波能量将到达目标部位，控制器激发波源发射多脉冲 的能量，每一个l永冲具有不同的频率。
执行本发明可能包括一种或更多如下特征。波源包括发射超
声波能量的多个元件，控制器抑制至少如下激发：（l)一部分波 源产生第二主波束，至少部分第二主波束以第二角度入射到对象 的部分表面，第二角度小于纵向临界角度，和（2)配置一部分 波源产生第三主波束，至少部分第三主波束以第三角度入射到对 象的部分表面，第三角度大于剪切波临界角度。不同的频率在大 约0.1MHz-大约5MHz的频率范围内。不同的频率在大约 0.2MHz-大约3MHz的频率范围内。月永冲持续时间在大约1周 期-100周期的范围内。定〗立装置与对象身馬合以枳4戒确定与需要 的对象相关的波源位置。波源包括发射超声波能量的多个元件， 影响元4牛的相位以电控操j从到第 一主波束的定位系统。
本发明的各个方面提供了一种或更多如下性能。超声波可以 在骨骼中传播，举例而言，头骨，当经历减少失真和提高信号强 度后，纟寻到更加清晰和精确的大脑图像，与现有4支术相比为治疗 运用提供更好的调焦。减少骨层上层的不必要的回音，使从目标 组织接收的诊断信息的分析变得更加容易。消除骨骼空洞和/或骨 骼空洞内的物质。透骨剪切才莫式的传播可以在多个成像问题中使 用，包4舌导管^r测、肿瘤4全测、组织形态和大脑出血。与现有技 术相比，穿骨超声波可以提供减少失真和/或较高的精确定位。
在参考下列附图、详细说明书和权利要求后，本发明的上述 性能和其它性能以及发明本身将会得到更加全面地理解。对附图地描述
附图1是部分头骨的成像和头骨层次的简图。
附图2对应于本发明的超声波治疗系统的原理图。
附图3-9是附图2中各种运用中4吏用的系统范例部分的原 理图。
附图10是《吏用附图2中显示的超声波-沴断应用系统的流程图。
附图11-12是在透骨测量实验中使用的两种不同的安装程序。
附图13是作为入射角功能的实-险和才莫拟压力振幅和相位的 一对示意图。
附图14A-B作为透骨试验的入射角功能的压力振幅和相位 的曲线图。
附图15是以各种入射角度的发射超声波穿越头骨的图像。
附图16是超声波以32。的入射角穿越头骨的实际测量和模 拟的曲线图。
附图17 A - B是非规范化和规范化的编码的激发的图像。
附图18A-B是响应于附图17的激发的变频器的汇总的、过 滤和未过滤i也、个别i也的曲线图。
附图19是剪切波和i/人向波的A线扫描。附图20是以0。和33。入射角穿越头骨的尼龙螺母的成像。
附图21是使用剪切波的超声波传播来检测空洞图像的实验 步骤原理图。
附图22A-B是响应于剪切波和l从向波的、个別地入射到注 7K和注入空气的月空体的曲线图。
附图23是作为入射角功能照射到可塑层上由纵向波和剪切 波引起的压力振幅的图示。
附图24是范例图，窄主波束天线模式。
附图25是范例图，宽主波束天线才莫式。
附图26是l吏用附图2中用于超声波i貪断应用的系统的流程图。
对优选实施方案的详细i兌明
本发明的实施例提供穿透头骨和其它透骨传播技术，特别是 导致骨貉中的剪切才莫式。对于透骨传播，入射波经历由入射纵向
骨剪切速度或许4是供更好的声学阻抗匹配、较少的折射和与它的 纵向配对物相比具有较少相位变化。使用剪切波时，超声波可以 在大脑内聚焦。如果超声波以超过Snell，s的临界角度入射到骨骼 中，那么在骨骼中不会产生纵向波。提供的数据分析和示范现象 与塑料模型和使用体外人类头骨一起研究。本发明的实施例可以 适用于各种运用，包括治疗和临床诊断，以下进行分别讨论。其 它实施例在本发明的范围内。在某些条件下可以乂见察到：通过使用高的入射角度減少失真
和较高的信号振幅使超声波穿越骨骼是可行的。数字和实验研究
都表明：在骨骼中产生的剪切波模式的行为引发超声波穿越骨骼 的可行性。当入射的超声波角度大于纵向压力波的Snell，的临界 角度时，骨骼中的传播完全归因于剪切波。这种从纵向波（皮肤） 转变为剪切波（头骨）后又转变回纵向波（大脑）的变换并不必 然产生高度失真和小振幅的波。对各向同性有i想材料和最新的体 外人体骨骼样本的研究支持上述假设。甚至，已经发现如同穿过
头骨中的剪切波一样，聚焦的光波可能比纵向波具有较少的失 真。在某些实例中，观察到的聚焦光波的振幅大于穿越同等面积 的头骨的纵向波的振幅。纵向波-剪切波-纵向波的传播的成功 主要归因于弹性（剪切波）波速（~ 1400m/s )和水（~ 1500m/s )、 皮月夫（~ 1525m/s)和大脑（~ 1550m/s)和其它软組织中的声速 的相似性。形成对比的是，头骨中相应频率的纵向声速的范围大 约是上述值的两倍。因此，在头骨中刻意产生的剪切模式可以作 为一种^L构用于产生大脑图像，或用于纟全测大脑异常。类似技术 可以在身体其它部位的治疗和/或诊断中运用，或运用于除人体以 外的其它动物身上。
本发明的实施例在头骨中使用刻意产生的剪切模式作为一 种机构用于产生和增强穿过头骨的聚焦。与经颅传播模式合并的 剪切模式证明了在高的临界角度下预测超声波相位和振幅的能 力。为解释这种方法，首先要模拟穿过单一塑料层的场。然后在 人骨的截面上<吏用这种与实-睑测量相比4交的方法。 <吏用该方法可 以在大脑中获得更加准确的调焦，而且可以扩展4吏用现4亍方法获 4寻的调焦范围。治疗基础
在与超声波波长相关的头骨的微小弯曲部分的基础上，将头 骨的内表面和外表面分割成每一块都接近平面的区域，但是并非 必须完全平行。这种接近是为了简化分析并不是执行本发明所必 须的。附图l显示了这个问题的图像，显示的是在超声波磁场分 割的面积上入射到头骨表面的区域。每一个区域是根据具有作为 整个传播区域的平均密度函数确定的拉梅常数的各向同性固体 的单一层进行模拟的。
通过〗壬意导向的等方向性的头骨层的传纟番可以通过入射波 的频谱分析和射线途径的确定，和当磁场横穿头骨时角度波数的 函数衰减获得。每一 个最初的纵向谐波光谱光波组分是根据它的 速度势考虑的。没有概念缺失的给定组分可能在表面法线沿介于 传才番轴和表面矢量之间的向量积的单位矢量确定的笛卡尔坐标
的Y轴和Z轴方向定位的参考框架中考虑。
炉=Ae ， 、"
其中AL代表入射表层的纵向波组分才展幅，Au^义表反射纵向 波振幅，e代表入射角度，Kx和Ky代表特别参考框架中的光
波矢量组分。上标i - m分别表示皮肤、头骨和大脑，上标L和
S指的是纵向波或剪切波。因此，.纵向势在头骨中的传播由 确定
剪切矢量由
确定使用上述描述，每一光傳光波组分必须在其独特的参考框架 中考虑。在界面上，入射光波分成反射光波、传播纵向光波和传 4番剪切波。上述光波的振幅可能通过适用与由Kino ( Acoustic
Waves: Devices, Imaging, and Analog Signal Processing, Englewood Cliffs， New Jeresy: Prentice-Hall，1987 )总结提出的方 法相关的入射光波确定。特别是，粒子4立移的法线组分，
F-V^ + Vxp (4) 在界面上必须是连续的以及法向应力
〃 Sx 和剪切力
给定4某介相关的剪切和纵向声速与拉梅常数)i和入有关
附录A提供了振幅计算的细节。每一个平面波方案描述单一 角波lt^亍为。为每一组分光波矢量间隔计算上述振幅。然而，可 能容易以封闭的解析式完成前述计算，在附录B中提供。
在头骨中完成传播之后，分别处理纵向波和剪切波，总波到 达大脑后等于,〃 =《'"iw-W。""'）+^^,"";""^'-^004〃） （ 8)
f 力〃/
其中"和力"代表起因于入射到头骨中的纵向波和剪切波 的纟从波l展幅。
头骨界面中在取代方程式（1 ) - (3)后，速度势的值可以 根据方程式（4) - (6)确定，并解释4和^f。在大脑头骨界
面，入射的剪切和纵向速度势振幅将会相等于骨骼中传播振幅和 吸收损失经历的乘积。既然每一光i普组分将会有自己独立的路径 长度穿过头骨，那么组分之间的总的吸收通常是不一样的。附图 1提供了这个问题的二维表示法。
为在大脑中发现光波^展幅，"和"W,问题一旦再次通过 循环进入参考框架并归纳为二维，参考框架的表面法线沿笛卡尔
坐标的Y轴和X-Y平面上的相关光波矢量定位。由于大脑的软 组织类似流体，入射头骨的纵向波将进一步分成反射剪切波、反 射纵向波和传播纵向波。头骨中的剪切波也有类似划分，但是具 有不同的反射和传播角度。
大脑中症会定点的声压可以通过分别解决平面范围内的每一 光i普的组分的4展幅和相^f立而获得。光i普通过反变换在测量平面上 施加压力。压力^展幅等于与大脑中无向量速度势的振幅相关的法
^瓜 ,
向应力的负数。由方程式（4)和（5)确定"和""。附录A
描迷了压力振幅的计算。附图23表示起因于水中的无限平面波
^瓜 ^///
在穿过理想的可塑层（例如丙烯酸）后的"和^"的角度相关。在头骨的高衰减系数的基础上，头骨中由多反射引起的附加 成分被忽略。大脑中任何一 点的声压总量可以通过计算路径长度 和每一光谱的组分的传播振幅总量确定。计算相关的声学的相位 和所有的衰减（包括吸收的损失）。附录B提供了确定从变频器 到大脑中测量点的^兹场鴻^圣中的算法。
-珍断应用
参考附图2,超声波诊断系统10包括影像器12、变频器元 件16的相控阵14、信号调节器18、控制器20、频率发生器22 和定4立装置23。系统IO经过配置具有超声波i貪断能力。系统IO 确定目标的一种或更多特征，在此是病患30的头骨28,并且运 用超声波能量（例如在大约0.01MHz-大约10MHz的频率范围 内，而且更^尤选的是在大约0.1MHz-大约3MHz的频率范围内） 在目标内聚焦，本文是指在病患脑内聚焦。本文讨论的在头骨中 的聚焦在其它目标上也可以^吏用，例如远离大脑的区域，比如窦 腔、耳道等。进一步说，本发明可以在牙科（牙齿）、穿越肋骨、 脊骨或其它任何骨骼中运用。本发明可以用于确定骨駱中的空洞 是否包含空气或液体和/或液体粘质。另外，本发明可以用于骨髓 或骨神经和骨骼中的脉管的图像。推管成像也是可能的。本发明 也可以通过剪切波速和纵向波速的对比或在骨骼中使用力（例 如，超声波产生的辐射力或机械力）和^吏用超声波;险测位移来确 定骨骼性质。
排列14的信号由驱动排列提供。上述排列可能与Daum等人 在报告 "Design and Evaluation of a Feedback Based Phased Array System for Ultrasound Surgery" (IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. FReq. Control 45 (2) :431-4,1998)中的排列相似，但是要在大 约0.1MHz-大约10MHz的频率范围内选择驱动频率。驱动也可 以通过其它提供需要的超声波信号的技术来完成。每一个变频器元件16的动力和相位可以手动控制或使用软件和反馈进行自动
控制。然而元件4非列是更优选的，系统10可以^吏用于非协调的
元件组，或者甚至单一元件，都耳又决于运用。
经过配置的变频器元件16的4非列14#:安装在病患头部的外 表面或骨格28的其它上表面之上或附近。经过配置的排列14具 有弯曲外形，例如5求形，尽管其它外形的截面也是可能的，例如 平面，包括直线。排列14安装在病患头部或附近和在距离排列 14的一定位置聚焦超声波能量。排列14可以有各种型号，例如 直径为30厘米或足以围绕头部一周的长度，或者直径只有1毫 米或更小。更可耳又的是，经过配置的元件16用于发射脉冲，直 接地，功率级超声波都取决于运用，另外还接收超声波能量。排 列14的变频器元4牛16更优选的是所示的安4非在^f列14中的压 电变频器元件。变频器元件16(例如中心距为入/2的压电陶瓷片）
其它材^+也可以在排列结构中适用。例如，4非列14由一片或多 片压电材料，或其它任何可以将电能转变为声能的材料组成。
与信号调节器18耦合的排列14进一步与频率发生器22耦 合。频率发生器22发射普通的无线电频率（RF)信号作为信号 调节器18的输入信号。特殊信号发生器也可以使用于部分或全 部元件16。无线电频率发生器22选用任4可可以向信号调节器18 输出适合信号的型号。个别频率也可以使用。使用个别频率的信 号发生器（例如数字定型波发生器）时，可以由无附加电路的信 号发生器设定相位、振幅和每个信号的迟延。激励致使超声波能 量在病患的头骨28内传#"，和如果需要在病患脑内的选定区域 内聚积能量，取决于相对延迟。发生器22与调节器18耦合将发 生器的输出信号分成n个调节器18的输入信号。与接收的频率发生器22发射的n个输入信号中的每一个信 号耦合是信号调节器18的n对放大器24， - 24„和相关的延迟电 ^各26, - 26n。每一对延迟电路26和放大器24代表信号调节器18 的一条通道。延迟电路26通过改变或调整即将由具有各自的延 迟系数a , - an的发生器22发出信号的延迟（或许振幅）为放 大器24提供n个独立输入信号。经过配置的放大器2+ - 2〜将 延迟电路26的信号放大，并通过线路向变频器元件16提供放大 的信号，例如同轴电缆，放大器24与变频器元件16的个别连接。
延迟电路26的延迟系数a,- an提供超声波波束的操纵在 超声波能量的^各径上偏离目标。每一个与#:纵相关的元件16的 相位延迟可以通过已知技术计算。控制器20提供延迟系数a , -an。控制器20包括由软件、硬件、固件、硬编码或上述的结合 提供的逻辑。例如，控制器20可以是一4史目的、或特殊目的、 为延迟电路26提供和运用延迟系数a , - a n而以传统方式用软 件指令编程的数字数据信息处理器，尽管可以使用其它的配置结 构。
经过配置的定位装置23帮助确保排列14以一定角度向目标 28发射超声波能量以致在目标28中产生剪切波。定形定位装置 23以确定与目标28的外表面相关的排列14,或信号元件16的 4立置，以致与排列14或j玄号元件16相关的法线方向介于纵向临 界角度（Snell，s角）加上较低安全系数和小于剪切临界角度（相 应的剪切波不能在目标28中传播）减去上面的安全系数之间。 对于头骨软组织的界面，Snell，s角大约是20° ,剪切临界角度大 约是65° ，因此，优选的是引向头骨的超声波角度介于大约25 。-60°之间。安全系数可以帮助计算排列14或元件16的主波 束的宽度。参考附图24-25,排列14的主波束200相对窄，例 ^口在3分贝（dB)法线在0。以下的±3° 。信号元件16的主波束202相对宽，例如在3dB法线在0。以下的±30。。对于诊断应用，无论排列（大或小）或单一元件的主波束优选窄的主波束。定位装置23帮助确保至少主波束200、 202的需要部分可以介于纵向和剪切临界角度之间的角度引导至目标28。例如，对于信号元件16,定位装置23可能是配置用于接收元件16的设备，安装在目标28的表面以根据需要排列元件16。例如，定位装置23可能^L置在人的面部4妄近鼻子的i也方，和确定元件16的位置以致至少主波束202的需要部分（例如，具有至少能量极限值）将会以介于纵向和剪切临界角度之间的角度被引向人的头骨（例如对准人的窦腔）。同时，也可以使用介于纵波临界角度和法线之间的專交浅的角度。
控制器20按照需要从排列14引导超声波。经过配置的控制器20,人排列14通过积4戒和/或电擁:纵和/或引导超声波能量。控制器20向定位装置23发出指令信号以^4戒改变排列14的位置和排列14的物境指示（例如排列14的主波束方向和/或定位，在上述位置上主波束入射到目标28中）。控制器20进一步控制由移相器26提供的相位，或元件16的激励时间，电子扫描排列14的超声波波束。通过控制激励时间可以使用几项用于操纵的技术，例如控制器20发出延迟激励信号，或控制器20发出普通激励信号是不同元件16的不同数量的时间延迟，等等。控制器20确保获得至少超声波主波束的需要的能量，通过机械和/或电操纵，以介于纵向和剪切临界角度之间的角度引向目标28。超声波能量/人《人向波转变为剪切波并且作为剪切波在目标28内传-f番。然而，某部分能量可能以高于或低于纵向和剪切临界角度范围外的角度被引向目标28。进一步，如果在目标28内存在产生变换(例如，/人头骨到大脑的转变）的转变（例如，声阻抗变化），那么剪切波可能变换回纵向波。排列14的机才成引导/定位可以通过手动调整。更优选的是，
目标28的表面棱角由^L觉确定，无需使用例如CT(计算机体层）或磁力共振（MR)扫描成像i殳备。然而，当波束法线射向排列14将在目标28内产生剪切波时，指南可能提供指示。控制器20进一步配置用于选^奪性地^敫励元件16。因此，控制器20可以选择性地激励元件将产生目标28的入射角度并在目标28中产生剪切波，如果没有激励元件将不会在目标28中产生剪切波。进一步地，4非列14在不同地位置同时产生相似的或不同的频率和/或振幅的多波束。
经过配置的控制器20用于控制延迟回^各26和放大器24,处理接收到的目标28的数据，在此是指头骨28,提供诊断能力。控制器20导致发射的超声波在目标28中沿直线发出，并被扫描(例如，系统地移动）目标28内的4交宽的利害区域。穿过目标28的超声波直线可能会改变方向（例如，变化的声阻抗界面）。控制器20将排列14接收的反射能量处理为耳又决于波束方向和发出和接收能量的时间的图像。同时，控制器20不是必须要将接收的能量处理为目标28的图像。控制器20处理接收的能量以提供其它诊断信息，例如，是否才企测空间（例如，牙齿或骨骼中的空洞或脓肿，比如颚骨）的二元指示，或在空间中是否存在材料（例如，窦月空或内耳中的液体）等等。控制器20也可以处理信息以形成图像，例如目标28的解剖图，目标28的血灌注成像等等。
进一步配置控制器20用于控制频率发生器22、放大器24和延迟回路26以影响频率、量值和排列14提供的超声波能量的相位以运用于目标28的诊断。已经发现不一致的激励方案有利于克服传l番衰减，乂人而改进能量释i欠和接收特征。控制器20引发一系列扩展脉冲激励排列以产生 一 系列扩展的超声波脉冲传播到目标28。优选的是，脉冲在频率范围内重复而且连^妻返回的信号数字。例如，在大约0.5MHz-大约2.0MHz的频率范围内以间隔0.01MHz的频率向头骨28发出10个周期的能量。放大器24更可耳又的是控制这样需要的（例如，统一的）信号被发出（或接收）到光i脊的任一组分。而且，传递信号的能量可取的是，能量越高频率衰减越多（例如，对于头骨大约是1MHz),例如与双向衰减损失成比例以致"^妄收的信号有更多或更少的需要（例如，相等）信号在接收的频谱之内。控制器20进一步配置用于总和接收的信号以及将匹配滤波器运用于信号以恢复结构界面。同样可以在单一传输超声波脉冲时执行，当以需要的方式调整振幅以补偿与不同的频率相关的不同衰减时，在需要的区域扫描频率。月永冲之间或月永冲之内的频率可以^壬-f可方式实质:t也变^f匕，例如，线性增加或减少，非线性增加或减少，单调增加或减少，无^L则地，等等。控制器20进一步配置用于控制延迟回路26以改变脉冲之间或之内的相位。控制器20引发延迟回路26产生具有不同相位的不同月永沖，和/或l永冲之内的不同定相的单一5永冲。
-珍断应用的功率纟及的变化耳又决于运用。然而，典型;也，对于i貪断应用来i兌，万永冲4寺续周期为步页率大约0.1MHz-大约5MHz之间的1周期-100周期，优选的是介于大约0.5MHz-大约3MHz之间，尽管这些取值只是可以效仿的，在本发明的范围内并无限制。
变频器16接收的反射信号被转变为由影像器12处理的电子信号。影像器12处理电子信号形成扫描区域的图像。向控制器20提供图像，可能与排列14(例如，通过间歇运用能量获得图<象，或通过^f吏用部分元件16获得图像以及出于其它目的使用其它元件16)的其它应用同时获得。控制器20分析排列14的数据和影像器12的图像。控制器
20可以处理反射信号，元件16接收分析的返回信号（或缺少它的信号）以识别特殊情况的标记特征，例如病患窦腔内的液体。
对照附图2,附图3 - 5显示系统10的各种配置， <义<义显示系统10的在诊断应用中的特殊使用部分。例如，参考附图3-4，在4非列14的场所内，单一变频器或小的变频器排列作为超声波变送器32使用。附图3显示的配置更可取的是在不需要图像的-诊断应用中^f吏用，而附图4显示的配置适合于有或没有用于分析的生成图^象的^f吏用。例如，如图所示，超声剪切波可能直4妄穿过材料34，比如骨骼，其中有空洞36 (比如窦腔，或脓肿等）。控制器20分析反射以决定各种的性质，例如空洞34是否充满液体。附图5显示的配置与附图4的配置相似，具有对传，潘的剪切波38的电子或才凡械扫描通过箭头40识别。当剪切波38显示未聚焦时，使变送器32的元件定相适应聚焦光波38。
才乘作中参考附图io，并进一步参考附图2-9,用于对使用系统10的目标进^f亍i貪断的处理器110包4舌显示的步艰A，和/或提供治疗。出于可效仿的目的，目标净皮^/i殳为附图2所示的头骨28，尽管这些耳又值只是可以岁文仿的，在本发明的范围内并无限制。处理器110，只是可以步支仿并没有限制，而且可以改变，例如通过步-骤的增加、删除或重新纟非列。
在步骤112，排列14相对于目标28定位。排列14(或单一元件的无线电收发器）可以使人工定位和/或通过控制器20激发定位装置23定位。这样的排列14定位可以将超声波能量传输到目标表面以在目标28中产生初级剪切波。需要的定位根据由系统10的操作器视觉上确定的目标28的表面的角度确定。目标28的表面的角度也可以通过激励排列14和目标28表面的成4象确定。表面图^f象可用于排列14的重新定位和/或适当地电操:纵排列 14的波束。
在步骤114,激励变频器元件16产生需要的超声波波束引向 目标28。控制器20选择元件16用于传输能量以提供需要的方向、 范围，和超声波能的能量为需要的区域或点提供充足的能量达到 需要的结果（例如，诊断、成像和/或治疗）。控制器20控制由选 择元件16纟是供的能量的频率、相位、振幅和延迟。可以改变元 件之间的延迟以提供电控波束方向以致来自排列14的需要的能 量作为一个整体，和/或个别元件16，以介于纵向波和剪切波临 界角度之间的角度入射到目标28中，并被引导到目标28中的需 要部位。更优选的是，超声波能量4妄照上面所讨"i仑的以编码的方 式提供，在频率的范围内能量产生脉沖，功率量级根据（依靠） 传输信号的频率改变。波束可以扩展或聚焦。元件经过选择和激 励以提供超声波，在目标中将产生初级的乡人向波，而不是剪切波。 排列14传输的波束在头骨入射时是纵向波，穿越头骨时是剪切 波，而且为进一步的传4lT (例如在大脑中）又转变为纵向波。
在运用的基础上，步骤112和/或步-骤114可以不断重复。例 如，为了成像，排列14可能会才几械地重新定位和/或超声波波束 的方向经过电控操纵以:菱盖全部面积以成^象。
在步骤116,为诊断或成像应用，影像器12和控制器20处 理"接收到的反射以确定适当特征。影像器12可以通过写关合入射 波束的相应方向来收集信号来处理-接收信号以完成目标28 (例 如，在目标28的平面）的图〗象。控制器20可以熟练地4喿作返回 的标志以确定一种或更多不是必须与成^f象相关的性质，例如确定 目标28内的空洞是否包含液体。为诊断应用，控制器20可以不 使用影像器12提供的图像，甚至影像器i2可能不用提供任何图 像。治疗应用
系统IO可以用于治疗应用，分别或同步地除了诊断应用之
外或代^辜:珍断应用。系统10的部件通常4姿照前述内容才喿作。然 而，出于诊断应用，可能会^是供另一个影像器13和经过配置的 系统IO用于4是供在某种意义上的超声波治疗。
出于治疗应用的目的，控制器20控制移相器26和放大器24。 如果适合于治疗（例如，热消融）或在更广泛的领域内使用非聚 焦方式以进4亍适当的治疗（例如，〗氐功率的应用比如脑血管障壁 通道），控制器20引发超声波在聚焦领域内聚集。
治疗应用的功率级非常依赖运用。典型i也，出于治疗应用的 目的，3永冲i也持续时间为1周期的频率介于大约O.lMHz和大约 3MHz之间连续波，更优选的是在大约0.2MHz和大约2MHz之 间，尽管这些取^直只是可以效仿的，在本发明的范围内并无限制。 超声波降解法通常包括在大约l微秒和1小时之间的超声波降解 时间中的 一次月永冲或多次月永冲，j昧冲之间的时间变^匕耳又决于应 用。
影像器13可以独立于附图2的其它设备获得目标28的图像。 例如，影像器13可以是计算机体层成像器（CT)或磁力共振影 一f象器（MR)。影^象器13和影像器12—样，可以向控制器20提 供图〗象，例如，用于确定在4吏用排列14的超声波治疗应用之前 或当中是否需要调整。控制器20根据图像确定：接受治疗的需 要部位是否确实接受治疗，以及是否接收足够的能量用于需要的 治疗。如果不是需要的区域，目标部位接收超声波能量（例如， 被消融），或者需要部位接收太多或太少的能量，控制器20可以 改变元件16的激励从而修正条件。例如，可以增加或減少能量， 缩小或扩大能量聚焦，变化或移动聚焦面积等等。附图6- 9显示各种适当的用于在例如热消融、组织或肿瘤
的积4戒损害、治疗应用的配置结构，脑血管障壁（BBB)通道、 基因治疗、靶向药物制剂治疗、加速化学反应、帮助化学药品、 过高热、区域内应用产生的不断^是高的温度，其它具有治疗价值 的超声波交互作用等的扩散。附图6显示单一的弯曲变送器42, 它可能是单一元件或元件排列。变送器42产生作为剪切波穿越 目标46(例如头骨）的聚焦的超声波波束44，超声波波束44在 焦点或区域48聚焦。注意作为讨i仑的其它配置中的波束的超声 波波束44是由变送器42和目标46之间的纵向波和目标46的剪 切波组成。如果目标46的结构发生改变（例如，从骨骼到空洞， -陂液体或其它类似大脑组织的物质充满或未充满），传输的波束 可能会转变回纵向波。当目标46是头骨时，这是一个实例。附 图7举例it明与附图6才目4以的酉己置，^旦具有两个变送器42、 43 在聚焦点/区域48分别聚集各自的波束44、 45。变送器42、 43 可能是单一排列的不同部分，或实体的不同，例如不同的排列、 不同的单一元件或单一元件和排列。附图8举例说明与附图7相 似的配置，^f旦是也具有在目标28中产生纟从向波的入射超声波50。 也可以-使用这种配置，例如变送器42、 43可以提供除功率以外 的需要的功率。排列14提供纵向波，变送器42、 43最好作为一 部分。附图9解释说明取代目标46的线性变送器52的使用（例 如，单一元件或元件排列）和传输的非聚焦超声波能量的足量用 于治疗应用（例如，脑血管障壁（BBB)通道、释放或激活化学 药品、基因或其它材料等）。如图所示，变送器是^/L械定位用于 提供波束54，波束54是关于目标46的变送器52的法线并介于 纟从向波和剪切波临界角度之间。
在操作中，参考附图26,进一步参考附图2-9，用于对使 用系统10的目标进行诊断的处理器110包括显示的步骤。出于 可效仿的目的，目标^皮〗叚设为附图2所示的头骨28,尽管这些取值只是可以效仿的，在本发明的范围内并无限制。处理器2】0，
只是可以岁丈仿并没有限制，而且可以改变，例如通过步骤的增力口、
删除或重#斤_棑列。步-骤212和214类似于前面的讨-论。
在步骤216中，目标28的需要部位被成像。影像器12和/ 或13用于对需要部位的成《象，而且优选的是，周围的体积以致 可以评估运用超声波聚焦的精确度。
在步-骤218中，对用于治疗应用的入射超声波能量进行适当 的修正。如果影像器13 (或者如果排列14适合于成像和提供治 疗，则使用影像器12)产生的图像表明运用的超声波能量可以调 整，然后控制器20相应动作。图像可能被分析，例如，注意是 否有需要部位，而且只是需要部位^皮加热，如果有什么情况，就
需要确定是否少于理想的超声波。例如，超声波能量贫乏聚焦、 或在错误的地点、或太窄、或大大低于或远远高于功率等等。控 制器20能够引发波束，控制器20通过调整激励的相位、振幅、 延迟和或频率修改，激励根据分析的图像调整/修正运用的能量在 目标28的需要的特定区域内产生需要的聚焦和能量。控制器20 也可以导致定位装置23 4姿照需要改变方向和与目标28相关的排 列14的关系。优选的是，在〗吏用全部能量进行治疗（例如，热 消融或其它非可逆转过程）之前进行调整。例如，可以运用较全 部能量少的能量，根据图 <象所作出的最初的是否调整和怎样调整 的决定，进行调整，然后所有治疗能量运用于排列14。在治 疗发 展的基础上，在^吏用所有治疗能量的应用期间也可以调整。
实-验和实—验结果
使用相同的塑料平面模型测试算法以提供依据实验容易改 变的理想的等方性的病例。表1总结列出塑料的相关取值。超声 波源是1.5MHz聚焦变频器，该变频器的直径12厘米，曲率半径等于16厘米。算法的源函数通过几何聚焦返回源附近的平面的
实验室测量的压力场的投影图获得。压力场的面积超过30 x 30, 空间分辨率0.5毫米。源函数在塑料中的传播使用附件A和B中 数字描述的算法。源到测试平面的距离是121毫米，塑料内表面 到源的3巨离是61毫米。
同样的方法论适用于人类体外颅顶（头盖骨）传播。在以下 的实验室测量中，水作为头骨的内表面和外表面之间的界面材料 使用。穿骨测量的超声波源是0.74 MHz聚焦变频器，该变频器 的直径8厘米，曲率半径等于15厘米。
数字算法由MatM^语言执行，使用矩阵基础操作层。在 lGHzAMD-Based PC上完成操作。典型方案是使用大约30秒的 时间内穿越5层128 x 128的复矩阵计算。
表1
| 标题 | 发布/更新时间 | 阅读量 |
|---|---|---|
| 基于自适应迭代学习的外骨骼单腿协同控制方法 | 2020-05-16 | 363 |
| 一种基于多传感融合的外骨骼步态分析系统及方法 | 2020-05-12 | 909 |
| 一种通过超声融合MRI成像的骨骼肌力在体测量方法 | 2020-05-13 | 201 |
| 带有体表皮肤标记装置的人体关节骨骼运动逆向分析系统 | 2020-05-12 | 819 |
| 基于骨骼运动数据的运动单元弯曲和扭转角度分析方法 | 2020-05-12 | 181 |
| 利用DICOM格式的骨骼X－射线图像分析骨骼状况的方法及系统 | 2020-05-11 | 285 |
| 基于骨骼时空特征及长短时记忆网络的人体动作识别方法 | 2020-05-15 | 156 |
| 一种基于深度信息和骨骼信息的姿势矫正方法 | 2020-05-14 | 595 |
| 移动式可穿戴下肢外骨骼康复机器人 | 2020-05-15 | 473 |
| 一种人体骨骼的行为分析系统 | 2020-05-11 | 483 |
高效检索全球专利专利汇是专利免费检索,专利查询,专利分析-国家发明专利查询检索分析平台，是提供专利分析，专利查询，专利检索等数据服务功能的知识产权数据服务商。
我们的产品包含105个国家的1.26亿组数据，免费查、免费专利分析。
分析报告
专利汇分析报告产品可以对行业情报数据进行梳理分析，涉及维度包括行业专利基本状况分析、地域分析、技术分析、发明人分析、申请人分析、专利权人分析、失效分析、核心专利分析、法律分析、研发重点分析、企业专利处境分析、技术处境分析、专利寿命分析、企业定位分析、引证分析等超过60个分析角度，系统通过AI智能系统对图表进行解读，只需1分钟，一键生成行业专利分析报告。
QQ群二维码
意见反馈
意见反馈