一种用于优化经过引入像差的元件的波的聚焦的方法
阅读：197发布：2023-02-23
专利汇可以提供一种用于优化经过引入像差的元件的波的聚焦的方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 涉及一种用于优化波在介质[4]的关注区[6]中的聚焦的方法，其中该波由多个源[3]组成的网经过引入像差的元件[5]发射到介质[4]，该引入像差的元件[5]引起初始的不定 相移 。根据本发明的方法提出使用所发射波的M-1个连续修正，每次修正引起微扰。根据本发明，在 相位 和/或振幅分布的每次修正时，测量关注区[6]中的M个微扰，这些测量用于推导出用于最大化在关注区[6]中引起的微扰的最优聚焦特性。，下面是一种用于优化经过引入像差的元件的波的聚焦的方法专利的具体信息内容。
1.一种用于在介质[4]中的关注区[6]中发射波的方法，其中所述波由N个源[3]组成的网络经过引入像差的元件[5]发射到所述介质[4]，所述引入像差的元件[5]引入初始的不定相移 1≤n≤N，该方法使用所发射波的M-1个连续修正，每次修正引起微扰，测量M个微扰，这些测量用于推导出最优聚焦特性，所述方法包括以下步骤：
2
a）经由N个源[3]组成的网络发射波 其中j=–1，波 表现出空间相位αn和振幅An分布，1≤n≤N，并且该波传播到所述介质[4]中的关注区[6]；
b）对由所述网络中的多个源[3]同时发射波的所述空间相位αn和/或振幅分布An进行M-1次修正，1≤n≤N并且M>1，每次修正对应于对所述网络的该多个源[3]的相位和/或振幅的同时修正，且每次修正都引起步骤a）的发射；
c）在所述相位αn和/或振幅分布An的每次修正m时，测量在所述关注区[6]中由所述波引起的至少一个微扰Im，1≤m≤M；
d）发射具有如从所述微扰测量Im推导出的最大化的发射相位分布 和/或振幅分布 的波，所述微扰Im在所述关注区[6]中引起。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于包括步骤c’）在所述相位αn和/或振幅An分布的每次修正m时，测量在所述关注区[6]之外的一点处的至少一个微扰 1≤m≤M；
随后，进行发射步骤d），根据微扰测量Im和微扰测量 推导出使在所述关注区[6]中引起的所述微扰Im最大化并使所述关注区之外的微扰或多个微扰 最小化的最优发射相位分布 和/或振幅分布
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，通过施加到至少多个源[3]的相位的逐次迭代来修正所述空间相位分布αn，1≤n≤N，其中将最优相位分布 选择为生成最大微扰的迭代。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，以 将所述相位分布αn分解成K个向量Vk的基，1≤k≤K，其中dk是实数，每个特定向量Vk描述由所述N个源[3]发射的相位，通过对用于每个向量Vk的dk值的Sk次修正，在所有N个源上实现所述相位修正αn，1≤n≤N，则，M等于
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，在基Vk的由K’个向量构成的子空间中实现相位分布αn的修正，K’
7.根据权利要求3至5中任一项所述的方法，其特征在于，通过对至少多个源[3]进行连续修正来修正空间振幅分布An，1≤n≤N，将最优振幅分布 选择为产生最大微扰的迭代。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，与相位分布的修正相继、交替或同时地实现所述振幅分布的修正。
9.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述振幅An的修正和所述相位αn的修正是以矩阵形式Hpn定义的P个向量Hp的组合，1≤p≤P且1≤n≤N，其中其中每个值Cp是复数。
10.根据权利要求9所述的方法，其特征在于，所述矩阵Hpn是正交的。
11.根据权利要求10所述的方法，其特征在于，所述矩阵Hpn是阿达玛矩阵。
12.根据权利要求9至11中任一项所述的方法，其特征在于，在每个源n的和为的发射期间，通过相位值xr的Rp≥2次修正，实现所述相位分布和/或振幅分布的M次修正，其中和 相应于所述基的至少两个向量Hp1和Hp的和，1≤p≤P，其中一个向量相移了相位xr，则M等于 所述最优相位分布和振幅分布通过对为所发射向量的每个和所获得的微扰Im的测量和矩阵Hpn的反转确定。
13.一种根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所发射的波是声波、超声波、电磁波或光波。
14.一种根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述聚焦介质[4]是生物介质。
15.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在所述介质中引起并测量的所述微扰Im选自：局部移动、局部速度、压力、在所述介质中局部引起的温度变化、光强。
16.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，借助成像设备[8]实现所引起的所述微扰Im的测量。
17.根据权利要求16所述的方法，其特征在于，所述成像设备[8]选自：磁共振成像设备、超声波成像设备和断层X-射线成像设备以及光学成像设备。
18.根据权利要求16或17所述的方法，其特征在于，通过所述关注区[6]自身的成像实现在所述关注区[6]中引起的所述微扰Im的测量。
19.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在所述介质中引起并测量的所述微扰Im是由超声波、声音或电磁辐射力引起的。
20.一种用于在介质[4]中的关注区[6]中发射波的装置，其中所述波由N个源[3]组成的网络经过引入像差的元件[5]发射到所述介质[4]，所述引入像差的元件[5]引入初始的不定相移 1≤n≤N，该装置使用所发射波的M-1个连续修正，每次修正引起微扰，测量M个微扰，这些测量用于推导出最优聚焦特性，所述装置包括：
2
用于经由N个源[3]组成的网络发射波 的模块，其中j=–1，波 表现出空间相位αn和振幅An分布，1≤n≤N，并且该波传播到所述介质[4]中的关注区[6]；
用于对由所述网络中的多个源[3]同时发射波的所述空间相位αn和/或振幅分布An进行M-1次修正的模块，1≤n≤N并且M>1，每次修正对应于对所述网络的该多个源[3]的相位和/或振幅的同时修正，且每次修正都引起步骤a）的发射；
用于在所述相位αn和/或振幅分布An的每次修正m时，测量在所述关注区[6]中由所述波引起的至少一个微扰Im，1≤m≤M，的模块；
用于发射具有如从所述微扰测量Im推导出的最大化的发射相位分布 和/或振幅分布 的波的模块，所述微扰Im在所述关注区[6]中引起。
21.根据权利要求20所述的装置，其特征在于，所发射的波是超声波。
一种用于优化经过引入像差的元件的波的聚焦的方法
技术领域
[0001] 概括地说，本发明涉及波在介质内的聚焦的领域。具体地说，本发明涉及需要聚焦通过高度非均匀介质的波的成像过程。
背景技术
[0003] 在这些应用的每一个中都存在由非均匀介质引入像差的问题。
[0004] 事实上，只要波传播高强度，或者只要波仅经过确定区是很重要的，则像差就是非常不利的，甚至由于不可能实现精确的聚焦而在特定应用中拒绝使用聚焦波。例如，在治疗领域中，为了不加宽聚焦波的作用区，特定的应用实际上需要非常精确的聚焦。
[0005] 目前，能够达到在该应用中需要的精度，但是要以高的执行复杂度为代价，并且在治疗的情形下以创伤治疗为代价。
[0006] 事实上，在脑治疗的范畴中，为了能精确聚焦高强度超声波，在文件FR 2843874中所述的第一种解决方案是利用患者大脑的成像结果，该成像结果通过在治疗之前执行断层扫描(计算机断层扫描或CT扫描)而获得的。然后，使用颅骨结构的三维信息仿真像差，并在治疗期间修正发出的信号。这些数字仿真一般需要较长时间，这与实时工作形成矛盾。
[0009] 第二种解决方案是基于波的暂时返回(temporal return)。它包括将发射超声波的微型超声探针植入活组织检查期间使用的外科工具上。在去除组织期间，探针在肿瘤附近发射超声波，在探针从颅骨退出时，这些超声波由超声换能器的网络捕获并记录。
[0010] 如果活组织检查表示需要治疗，则记录的信号临时返回。在它们重发射期间，返回的信号自动聚焦在其中执行活组织检查的区中，即在肿瘤区上。然而，这必须关于换能器的网络对患者精确重新归位，并且这又是非常难的操作。
[0011] 然后，在实际上，为了执行治疗，该波束在初始聚焦点附近逐点电子移动以治疗整个瘤。
[0012] 最后的解决方案是创伤性的，因此，该方案具有创伤性方案固有的所有缺点。
[0013] 因此，目前只要引入像差的元件位于波的路径中，则在医学范畴中使用聚焦波，特别是使用聚焦的高强度超声波就是无利的。然而，超声波具有一些主要的优点，其中一种能力就是复发或再现情况下任何时间都能起作用，另一种能力就是对孩子起作用，对孩子来说治疗选择比成人更受限。
[0015] 因此，使超声波的使用领域扩充(更通常的是使无辐射波的使用领域扩充)的所有方法都备受关注。特别地，消除像差影响的那些方法在上述方法中引人注目。
发明内容
[0016] 因此，本发明的主要目的是即使存在像差元件也能实现波的精确聚焦，同时还能避免现有的两种解决方案体现出的缺点，即两个成像过程之间具有误差风险的重新复位的复杂性，以及在活组织检查引导的情形下，过程的创伤性特征。
[0017] 为此，本发明提出了一种用于优化波在介质的关注区内的聚焦的方法，其中该波由具有N个源的网络经过引起初始不定相移 (1≤n≤N)的引入像差的元件发射到介质，该方法使用所发射波的M-1个连续修正，每次修正引起微扰，测量M个微扰，这些测量用于推导最优聚焦特性，该方法包括以下步骤：
[0018] a)经由具有N个源的网络发射波 (其中j表示复数，其中j2＝-1)，该波表现出空间相分布αn和振幅分布An(1≤n≤N)，并传播到介质中的关注区；
[0019] b)由网络中多个源同时发射的波的空间相位分布αn和/或振幅分布An(1≤n≤N)的M-1(M＞1)修正，每次修正对应于在网络中这多个源的相位和/或振幅的同时修正，且每次修正造成步骤a)的发射；
[0020] c)在所述相位αn和/或振幅分布An的每次修正m(1≤m≤M)时，测量在所述关注区[6]中由所述波引起的至少一个微扰Im(1≤m≤M)；
[0021] d)从微扰测量Im中推导出使关注区中引起的微扰最大化的最优发射相位分布和/或振幅分布
[0022] 该方法计划利用由聚焦波在理论聚焦区中引起的至少一个微扰的测量来调整聚焦，从而优化在生成聚焦波的所有换能器中或者至少大部分换能器中的相移。该微扰通过发射器的网络远程地产生于关注区中。
[0024] 微扰的该限制性定义的重要结果是微扰的振幅仅关联到波的振幅，或者仅关联到关注区内波的能量，而在任何时刻都不关联到其相位。例如，微扰能是由介质对波的吸收而产生的局部升温，通过波施加的辐射力或者甚至气泡的出现、由关注区反扩散的能量、关注区中声学的密度、超声波、电磁或光学能量产生的介质的移动或局部变形。
[0025] 由于微扰由网络中的数个源同时在介质内引起，而不是由单一源相继在介质内引起，所以有可能实施微扰的测量。这确保了发射到介质内的能力足以引起能被测量系统鉴别的微扰，并且确保了在多个源上同时实现的修正产生能彼此区别的微扰。在相位和/或振幅分布的相继修正之后，利用网中的数个源，从每次实现的连续发射中得出最优聚焦。
[0026] 术语“关注区”指组织中需要聚焦波从而在该处空间地获得最大能量的波的区域。典型地，通过波聚焦，可在关注区获得能量峰值，其中将关注区限定成在超声场中数百μm深度和横向尺寸的范围。更一般地，对于使用波的指定过程，关注区具有接近所用波长的尺寸。
[0027] 本发明特别用于脑部治疗的范畴，其中必需非常精确地定位组织坏死区(典型地是肿瘤)，而不能超出该区之外，以便不会引起对健康组织的损伤。因此，本发明尤其涉及由高强度聚焦的超声波束进行的治疗。
[0028] 在该上下文中，借助本发明，使用用于修正聚焦的单一换能器网，能在治疗之前实现对聚焦的修正，从而用于治疗、确切地说是成像。
[0029] 此外，由于其既不与环钻术干涉也不与外科器械干涉，所以本发明提供迄今没有获得的操作品质和便利。
[0030] 特别地，本发明提出对大脑损伤的简单无损伤治疗。由于这些治疗在花销和风险方面是有利地，所以本发明满足了近外科干涉领域中当前的社会经济要求。
[0031] 根据另外的有利特性，根据本发明的方法还包括：步骤c’)在相位αn和/或振幅An分布的每次修正m(1≤m≤M)时，测量在所述关注区[6]之外的一点的至少一个微扰Ime；以及步骤d)随后，进行推导步骤，根据微扰测量Im和微扰测量Ime，推导使关注区[6]中引起的微扰Im最大化并使关注区之外的微扰或多个微扰Ime最小化的最优发射相位分布和/或振幅分布
[0032] 该额外的有利特性使得甚至更集中的能量传送到介质中的关注区而不会传送到关注区之外。因此，该特性使得可以控制微扰的范围，其理想地是限定在关注区。
[0033] 更一般地，在每次修正，在介质中的数个点实现微扰的数个测量。
[0034] 根据本发明的第一实施方式，通过施加到至少多个源的相位的逐次迭代来修正空间相位分布αn(1≤n≤N)，其中选为产生最大微扰的迭代作为最优相位分布αn。
[0035] 根据该特性，执行经验性迭代，在该迭代期间，从这些测试的相位分布中选出即将施加到多个测试源的最优相位分布。在每个迭代时在聚焦区中引起的微扰强度的测量以及对导致最大微扰的多个源的相位分布的选择使我们选出多个源的最优相位分布或振幅分布。
[0036] 根据一个有利特性，由于相位分布αn利用 分解成K个向量Vk(1≤k≤K)的基，其中dk是实数，每个特定向量Vk描述由N个源发射的相位，通过对每个向量Vk进行dk值的Sk修正，对所有N个源实现所述相位修正αn(1≤n≤N)，从而，M等于
[0037] 该特性用于选择和/或同时衡量所有的源，从而组成多个源。该方法具有两个优点。第一，根据本发明的方法，使用从像差的空间变异对向量进行限定，从而实现直接考虑这些变异的特征的相位修正。第二，通过利用所有的发射器发射，我们避免实现不明显影响所测微扰强度的振幅的相位修正。因此，该方法能使我们显著降低该方法的修正迭代的次数。对于每个向量Vk进行dk次的迭代用于确定dk，该dk产生向量Vk的最优相位分布。与随后的向量Vk+1有关的迭代dk+1的修订用于向网络中所有源上的最优焦点收敛。
[0038] 有利地，在基Vk的K’(K’＜K)向量子空间中实现相位分布αn的修正，其中则M等于
[0039] 该特性用于从描述空间频率的缩减空间的一组向量中选择特定量的空间频率。这用于减少优化相位分布所需的时间。
[0040] 在一个有利地实施中，根据空间的K个周期函数确定向量Vk，每个系数Vkn由与源n的位置相关的函数k(1≤k≤K)的值确定。
[0041] 周期函数(其可以是正弦函数)用于简单地描述空间频率的特定空间。
[0042] 根据另一有利的实施特性，通过对至少多个源进行连续修正来修正空间振幅分布An(1≤n≤N)，选择产生最大微扰的迭代作为最优振幅分布
[0043] 该附加特性用于在优化相位之外增加对振幅的优化，该振幅是空间频率的函数。
[0044] 根据额外特性，可以与相位分布的修正连续地、交替地或同时实现振幅分布的修正。
[0045] 根据第二实施方式，振幅An的修正和相位αn的修正是限定为矩阵形式Hpn(1≤p≤P以及1≤n≤N)的P个向量Hp的组合，其中 其中每个值cp是复数。
[0046] 根据该特性，相位分布和/或振幅分布的每次修正对应于对复数cp的值的改变。由于对通过向量Hp指定的数个源共同地进行该修正，所以该特性用于产生可检测的微扰。
[0047] 根据该特性，借助微扰测量来确定最优相位分布，其中该微扰测量用作关联微扰的相位和能量的理论方程中的行列式。
[0048] 该矩阵可以是正交矩阵，诸如阿达玛矩阵。
[0049] 根据有利的特性，在相应于基的至少两个向量Hp1和Hp(1≤p≤P)的和关于每个源(n)的和为 的发射期间，通过相位值xr的Rp≥2修正，实施相位分布和/或振幅分布的M次修正，其中一个向量移相xr，则M等于 相位分布和振幅分布通过由所发射向量的每个和获得的微扰测量Im和矩阵Hpn的反转确定。
[0050] 借助理论方程，使用该特性，包括施加相移到两个向量中的其中之一以获得由两个不同发射向量Hp1和Hp之间的像差元件引起的相位和振幅偏移 的值，通过进行微扰jx的数个测量实现，微扰由数个值x的和Hp1+Hp.e 的连续发射造成。
[0051] 通过反转矩阵Hpn并使用对每个向量Hp获得的 而获得相移 的分布的推导：
[0052]
[0053] 然后，通过反转相位 直接获得发射在每个源上的最优相位分布[0054] 在本发明的有利应用中，聚焦介质是生物学介质。
[0055] 根据本发明，在所述介质中引起并测量的微扰Im选自：局部移动、局部速度、应力、在所述介质中的局部温度变化。
[0056] 根据波的本性和介质的本性，将授予这些类型的微扰中的其中之一权限。例如，在超声波的情形中，该方法可利用允许由于超声辐射力而在介质中产生力的波的强度实施，但是该波强度使其不对介质产生损伤，否则将与治疗期间的情形冲突。
[0057] 根据本发明的另一特殊特性，借助成像过程实现所引起的微扰Im的强度测量。
[0058] 使用成像过程监控微扰的强度能使我们直接且可靠地监控与介质的成像结构有关的焦点位置。在治疗的情形下，这还可用于同时察看损伤，然后，如果需要，则实时监控治疗效果。这还消除了在成像阶段与治疗阶段之间移动患者的需要。自然地，该特性还允许直接定位将要治疗的区域，而不需要根据相应于现有成像步骤的根据参考基础对患者重新归位。
[0059] 例如，在超声波束引起的微米移动之后进行磁共振成像。以该方式，通过利用单一成像过程进行治疗的引导和监控，有可能更灵活且更快速实施脑肿瘤的治疗方案。
[0060] 该成像过程能选自：磁共振成像过程、超声成像过程、断层X-射线成像过程以及光学成像过程。
[0061] 磁共振成像过程尤其适用于监控有机组织中的变化，除了该成像用于实施本发明的事实之外，由于具有改善了波聚焦的较高精确度，其优选地选择用于医学应用，其中其允许连续地和/或同时地监控治疗效果，或者其允许同时对想要检查的关注区进行成像。
[0062] 因而，本发明以相当新颖的方式实施，从而在介质中聚焦超声波，该介质还通过磁共振成像被成像。这两个过程的主要优点是完全兼容且适于同时使用。
[0063] 有利地，通过关注区自身成像实现在关注区中引起的微扰Im的测量。
[0064] 在本发明的优选实施中，在所述介质中引起并测量的微扰Im是由超声、声音或电磁辐射力引起。
[0065] 该微扰不仅可作为移动测量而且还可作为热量测量。特别地，根据介质的本性选择测量类型。
[0066] 本发明还覆盖一种发射系统，其包括a)N个源组成的网络，该N个源]用于将呈现空间相位αn和振幅分布An(1≤n≤N)的聚焦的波 发射到介质中的关注区，所述系统使用根据本发明的用于优化介质中的聚焦的方法，当所述聚焦波经过引起初始不定相移的引入像差的元件发出时该方法是有益的，为此，所述系统包括在介质中聚焦波的发射期间，进行以下步骤的模块：
[0067] b)对由网络中的多个源同时发射的波的所述空间相位分布αn和/或振幅分布An(1≤n≤N)进行M次修正，每次修正对应于对网络的多个源的相位和/或振幅的同时修正；
[0068] c)在相位αn和/或振幅An分布的每次修正(m)时，测量在所述关注区中由所述波引起的微扰Im(1≤m≤M)；
[0069] d)从微扰测量Im中推导出使关注区中引起的微扰Im最大化的最优发射相位分布和/或振幅分布
[0070] 根据本发明的有利的特性，源是超声发射器。
[0071] 根据优选的实施，通过计算机程序的指令来确定该方法的不同步骤。
[0072] 因此，本发明还包括关于数据介质的计算机程序，该程序适于在用于发射聚焦波的系统中执行，其中该程序包括适于执行根据本发明的方法的步骤的指令。
[0073] 该程序可使用任何编程语言，可以是源代码、目标代码或源代码与目标代码之间的中间代码的形式，诸如平行汇编形式或者是所需要的任何其它形式。
[0074] 本发明还包括可以由根据本发明的系统读取的数据介质，该数据介质包括上述的计算机程序指令。
[0075] 数据介质可以是能存储程序的任何实体或器件，例如，该载体可包括存储装置诸如ROM，诸如CD ROM或微型电子电路ROM，或甚至是用于磁读取的任何其它装置，诸如，例如磁盘(软盘)或硬盘或存储卡。
[0078] 本发明的其它特征和优点将从参照附图的以下描述中显现，附图示出了实施方式实例而不包括任何限定特性。在附图中：
[0079] 图1描述了有利地用于执行本发明的超声探针；
[0080] 图2示出了根据本发明的方法优化聚焦的方案；
[0081] 图3示出了由于经过引入像差的元件而造成的像差的针对性空间变化的频域；
[0082] 图4是使用根据本发明的聚焦优化方法纠正像差的实例，该像差通过经过引入像差的元件而造成。
具体实施方式
[0083] 图1示出了有利地用于执行本发明的超声探针1。在该附图中示出的超声探针1特别用于优化大脑中超声波的聚焦。
[0084] 事实上，本发明特别在该范畴中有用，原因在于颅骨不可避免地在聚焦波束内的引起相位像差。这些像差妨碍了聚焦区的精确定位，这是需要高度精确的医学应用中的特殊问题。
[0085] 然而，颅骨相对于超声是透明的。因此，有机会进行改良方案，以修正由于经过颅骨而引起的像差，从而尽管有像差也能使用超声波，从而能成像或治疗大脑区。
[0086] 因而，超声探针1包括形成球体的一部分的底盘2，该球体的曲率半径根据提出的应用进行选择。在所选的实例中，例如，为了大脑的成像和治疗，曲率半径是120mm。底盘2包括指定数量N的压电式换能器3。
[0087] 因而，在一个实际的实施方式中，N＝512个压电式换能器3安装在底盘2上。它们组成很多波源。为了便于表示，在图1中仅示出了少数个换能器，这仅仅是示意性地。每个单独的换能器元件3用于以连续和/或间断方式发射超声波。在一个实施方式实例中，每个单独的元件3具有8mm的直径，并连续发射中心频率为1MHz的正弦波。
[0088] 通常，当探针发射超声波束时，单独地计算由探针的每个换能器元件发射的波的相位，从而在称为介质的聚焦区的区域中实现聚焦。
[0089] 然而，初始计算以执行聚焦的相位不能计算由其中聚焦波的不均匀介质引起的像差。这些像差实际上是未知的。本发明用于消弱或甚至消除这些像差的影响。
[0090] 图2示出了超声探针1的使用，如在图1中所示，用于在介质4内成像或治疗，在该情形下，包括于颅骨中的大脑是引入像差6的元素。从换能器3到颅骨5和大脑4的波的传输受到具有适当阻抗的介质7影响。
[0091] 由虚线示出的期望聚焦确定聚焦区6。当不存在相位修正时，我们注意到聚焦退化，如通过图2中的点线所表示的。该退化是由引入像差的元件5的存在引起，该引入像差的元件5由位于探针1发射的超声波束的路径中的颅骨组成。
[0092] 在聚焦区6处，在传播经过颅骨之后，第n个换能器元件3对聚焦区6中实现的总声场的贡献(p)可表示为：
[0093]
[0094] 其中， 是由引入像差介质5引起的相移，An是发射振幅，αn表示相位分布中相应于换能器元件n的相位，Dn是由经过颅骨5时的吸收现象以及由衍射降低振幅而引起的衰减因素，f是发射的波的频率，Kw是波矢，Rc是发射系统的曲率半径。
[0095] 因此，总声场通过以下等式计算：
[0096]
[0097] 该总声场在介质4中产生微扰I。
[0098] 在本发明中，在聚焦区6处，借助介质4中进行的测量来监控微扰强度I。使用成像设备8(例如磁共振成像或甚至是回波描记术)，有利地实现微扰强度I的测量。
[0099] 然而，这些成像过程不允许直接和远程测量由超声场引起的额外压力。另一方面，在超声波的情形下，能直接评估局部超声能量。
[0100] 该超声能量与通过超声场引起的额外压力的平方成比例。然而，注意到接入本地超声能量不允许直接接入相位信息，因此不允许直接接入所引起的相移。另外，使用这些成像过程，有可能仅通过振幅的测量进行优化。
[0101] 在一个有利的实施方式中，局部超声能量足以引起组织内的运动，但是不会导致任何损伤。然后，通过对位于聚焦区中的组织进行成像来测量由将超声波场施加到聚焦区而导致的该运动。
[0102] 该测量对于本领域的技术人员来说是熟知的，本领域的技术人员也可参考题目为“Visco-elastic shear properties of in vivo breast lesions measuredby MR elastography”，Sinkus R，Tanter M，Xydeas(T)等，MAGNETICRESONANCE IMAGING 23(2)：159-165Sp.Iss.SI，2005年2月的资料，来查看在磁共振成像情形中的特性。
[0103] 特别地，当超声成像过程用于测量微扰时，可使用用于测量运动的所有已知技术，包括多普勒测量、信号组间相关技术、在傅里叶场中相位变化的测量等。
[0104] 当磁共振成像过程用于监控微扰I时，在焦点处的运动之后使用磁共振成像序列，磁共振成像序列对运动随时间的变化敏感。这些磁共振成像序列用于获取在1和10毫秒之间的极短时间内的运动采样。
[0105] 例如，能采用与在扩散MRI中公知的那些序列的相似序列。特别地，在修正的MRI扩散序列期间，利用在施加磁场梯度的时间内所测得运动的时间综合，能建立由超声换能器产生的运动的二维图。在该图的每个体素中，运动相应于在施加力期间该体素短时间运动的综合。
[0106] 通过观察运动，推导出在聚焦区中引起的超声辐射力。然后力密度通过表达式f＝2aIez/c表示，其中I是声强，a是介质的超声吸收系数，c是组织中声音的传播速度，ez是传播方向矢量。
[0107] 假设波在焦点处局部平坦，则聚焦区中的声强通过表示，其中是上述声学能量的时间平均值，Z是介质的声学阻抗。
[0108] 在以下描述的实施方式实例中，选择表示微扰的度量作为声学能量I。
[0110] 还选择聚焦的波，使得它们引起介质内的温度上升。在该情形中，利用其他特定序列，特别地是通过磁共振成像，能实现通过温度上升进行的微扰测量。
[0111] 实际上，本发明提出修正一组换能器上的相移，同时还测量在关注区中引起的微扰Im，从而从聚焦点确定最优的相位分布。
[0112] 有利地，还实现在关注区6之外引起的微扰Im的一个或多个额外测量。当使用磁共振成像设备时，这特别容易，原因在于该成像允许人们在相对扩展的区上观察现象。
[0113] 以下示出了两个实施方式。这两个实施方式都利用与目的相关的原理和相位分布的已知修正，从而使用在介质中造成的微扰的测量来确定最优相位分布。
[0114] 第一实施方式使用相位分布内相位的迭代修正。然后，通过借助描述N个源的网络中每个n(1≤n≤N)所发射的波的相位的空间矢量，有利地描述相位分布。然后，元件n的相位由(例如) 表述，其中dk是实数。
[0115] 优选地，选择相应于在由引入像差的元件引起的像差的变异内最常观察到的空间频率作为基。
[0116] 然而，对于目标医学应用，由生物学结构引起的相位像差在空间中相对缓慢地变化。尤其人体颅骨就是这种情形。因此，通过修改与少数空间频率相应的少数向量相关的值，能获得相移的最优方案。因此，通过仅修正与其中一个向量相关的值，该原理允许我们修改数个换能器中的相位，或者甚至所有的换能器中的相位。
[0117] 例如，通过基于空间频率FX、FY进行离散余弦变换(DCT)，实现对通常由颅骨引起的像差的空间变异的分解。该分解在图3中示出。在该图中，能看到在频率空间(EF)中由最普通空间频率占据的频率空间(FO)位于低频区中。
[0118] 因而，然后，通过考虑像差引起的频率特征，有利地确定新的基向量，该新的基向量不同于对每个换能器逐个指定的标准基，从而选择分别沿换能器3的网络的X和Y轴的每对非零空间频率(FX，FY)，构造相应的空间向量。
[0119] 在一个实施方式实例中，向量以以下方式构成：
[0120]
[0121] 其中 和 是整数，用于描述一组空间频率，(Xn，Yn)是第n个换能器在二维坐标系(例如，描述2与10之间所有的整数)中探针上的第n个换能器的位置。它们也可用于在描述独特频率FX和FY的两个或其它维度中来描述相同的空间频率FX＝FY。
[0122] 然后，基于这些正弦向量，对相位分布进行M次修正，其中该数M可小于换能器的数量(N)。
[0123] 由于源(n)的相位写成 其中dk是实数，因此，相位分布的优化包括确定一组值dk，每个值dk与向量Vk相关。为此，(例如)通过将值Vk增加S倍，例如，0.1弧度的增量，我们相继向这些向量中的每一个施加数个值Vk。在每次修正中，实现对所造成的微扰的测量。
[0124] 数量S可以与所有的向量Vk相同，或者可以取决于与Vk有关的向量。于是将其表示为Sk。
[0125] 一旦对于一矢量，已经确定了导致最大微扰的dk值，则根据修正规律，通过向前述的矢量施加最优值等，实现对其它矢量的相同操作。
[0126] 对有成对空间频率(FX，FY)构成的所有或部分矢量实施该操作。因而，实现修正。如果增量(S)的量对所有的向量Vk相同，则修正的总量是M＝S.K。
[0127] 对于每次修正m，实现微扰Im的至少一个测量。然后，选择dk值，该dk值与观察到最大微扰Im的修正(m)相对应。
[0128] 在该实施方式中，因而，通过优化这些向量Vk中每一个的相位分布，我们相继优化了在像差的所有空间频率上的聚焦，其中每个向量描述了在空间频率的空间中的特定频率对(FX，FY)。
[0129] 然后，使用关于每个向量的每个最优分布，我们在有关的所有空间频率上得到最优空间分布
[0130] 事实上，关于每个向量Vk的优化结束时，最优相位分布的修正是与造成最大微扰的值dk有关的向量之和。通过结合所有向量的优化效果，在每个换能器表现为下列相位：时获得最大微扰，其中dk是最优值。然后，修正由像差元件引起的部分像差。
如果需要，可以重复所有的迭代，从而改善优化。
如果需要，可以重复所有的迭代，从而改善优化。
[0131] 此外，当在关注区6的之外实现一个或多个微扰测量Ime时，这些测量可用于选择最优相位分布，除了关注区6中的最大微扰Im之外，该最优相位分布允许在关注区6之外的最小微扰Ime。特别地，该最小微扰是用于改善优化效果的二次迭代的对象。
[0132] 另外，就颅骨5还引起振幅像差来说，除了上述相位分布的优化之外，还能利用振幅的修正来进行二阶修正。
[0133] 在相位分布的第一优化之后，有利地实现该修正。在该情形下，在振幅的优化之后，能有利地实现相位分布的第二优化。
[0134] 实施该二阶修正的实例包括在连续步骤中通常在0.1和1之间改变振幅系数A′k，该系数施加到由相位分布构造的每个波，相位分布由每个矢量Vk描述，每个向量Vk表述为： 其中An是每个源的默认振幅。以相位变化的类似方式实现具有S’个不同系数A’k的数个发射，从而对量I或者下一个量 进行最大化，以便优化焦点处的强度与源发射的强度之间的比率。例如，只要对所有的向量实现了S’增量，则在数量上实现了附加数量M＝S’·K的修正。
[0135] 另外，通过相继测试数个相位分布和数个振幅因数，对于描述像差的空间频率的空间的每个向量，有可能在聚焦区中实现对微扰的优化，在适当情况下，在聚焦区之外的最小微扰展现出优化的聚焦，而不管由颅骨5引起的相位像差。
[0136] 使用向量描述由像差元素致使像差的空间频率的空间，使我们能对所有的换能器同时进行相位修正，因此，能使我们给介质提供足够的能量，从而微扰的微小增量是可测量的。
[0137] 事实上，由超声辐射力引起的组织移动通常非常小，大约在10到100μm之间。因而，主要限制在于能够由成像过程测量的最小移动。该最小移动通常是大约1μm。因此，在测量的敏感度之下，供应到介质的能量和造成的微扰应该是足可辨别的。
[0138] 通过对所有源使用相位修正，从而，本发明允许我们向介质传送充足的能量，不仅用于产生可检测的微扰，而且使得能区别与不同的相移组合相关的能量差，从而允许优化。
[0139] 所选的成像过程和实施器件确定需要用于执行相应于相位分布的一个迭代的测量的时间。例如，根据超声技术，该时间大约是1ms，利用磁共振成像技术，如果我们限制自身在单个3D素体中测量，则该时间大约是10ms。因而，使用MRI技术，我们获得10分钟的最长总时间，迭代的总数量将被限制到60000。
[0140] 上述第一实施方式具有在每个方向X和Y使用少量空间频率、大约是10个的优点，因而允许快速迭代收敛至非常接近最优修正的方案。大约1000至2000次迭代就足够了。使用传统的成像过程，这相应于大约3分钟的优化时间，这在临床上非常令人满意。
[0141] 在迭代的每个步骤中，不是逐个换能器的，而是根据全部元素或至少大量元素修正相位，允许造成在焦点处可与声强区别的修正，因而允许更少地依赖聚焦区中超声能量的测量敏感度。
[0142] 随后，提出了一种仿真方法，该方法受到由图4a中的相位像差的空间分布表示的像差的理论引起方影响。该处理在大约4000个步骤中收敛，其中对于每个特征向量Vk，在每个方向和S＝30相移测量10个空间频率(因此，K＝100＝10*10)。在图4b中，关于最优能量标准化的声学能量的振幅I标准被认为指定每个向量的数量k的函数，其中最优能量利用理想修正获得。
[0143] 这里，对于所有的空间向量，连续执行两次优化。因此，在此我们执行M＝S·K次修正。能看出在焦点处的声学能量的振幅I标准在处理期间显著增加。因而，根据本发明的该方法允许收敛到理想焦点。
[0144] 最终实现的修正规律表示在图4c中。非常接近为仿真引入并呈现在图4a中的理论像差规律。
[0145] 根据第一实施方式，本发明是试验方法，根据该方法我们优化了在介质中产生的声学能量，从而找出相位分布，这将使我们减少像差对波聚焦的影响。
[0146] 在本发明的第二实施方式中，微扰测量的直接转换用于确定最优相位分布。
[0147] 事实上，根据这两个换能器发射的波的干涉产生的微扰强度的多个测量，在理论上有可能评估这两个换能器之间的最优相移。事实上，两个波束在振幅上叠加产生的强度由两个换能器之间的相对相位差的余弦进行调制。
[0148] 因而，当两个单色射束 和 在一点处干涉时，所产生的强度为：
[0149]
[0150] 因此，有可能通过调制强度确定相位 如果我们将附加的相移x加到信号S2，则我们得到由余弦调制的强度，其表示为x的函数：
[0151]
[0152] 根据I(x)的至少三个测量，在每个测量中修正x，因此，理论上有可能计算A、B和[0153] 因此，以x的独特增量至少两次修正关于每个换能器的所发射波的相位。
[0154] 其中一种计算该相移的方法是对于R相位修正xr实现强度R的测量(R＞1)，然后将线性方程的体系直接转化成三个未知量，即A、 和
[0155]
[0156] 特别地，如果对于I(xr)的每次测量我们还实现I(xr+π)的测量，则：
[0157]
[0158] 我们能测量两个总和：
[0159]
[0160]
[0161] 这两个方程的线性系统包括两个未知量，即 和 通过简单地求解该系统，我们能获得关于相位 的信息，相位 是通过两个换能器之间的引入像差的元件引起的相移。
[0162] N个实际换能器的基是标准基。本发明的目的是评估在该标准基中换能器的相移和振幅：
[0163]
[0164] 然而，由于每个换能器的低振幅，所以难以测量由两个换能器产生的调制强度。因此，本发明包括实现基的变化，这将允许多个换能器同时工作。可以使用多种基，一种是阿达玛基：
[0165]
[0166] 使H＝Hpn(avec1≤p≤Per1≤n≤N)作为基变化矩阵。因此，该基的由每个向量Hp发射的振幅和相位能表述为描述通过每个向量Hp发出的振幅和相位的复向量：
[0167] 并因此Hp＝HpnTn＝Bpejβp，其中Bp和βp是应用到由向量Hp指定的向量的每组换能器的振幅和相位的值。
[0168] 因此，
[0169] 如果我们采用基向量 作为参考(相位＝0且振幅＝1)，则对于每个向量Hp(1≤p≤P)，βp是由像差元素与向量 相比对向量Hp引起的相移。在该情形中，对于xr的R值，通过在N个源的网络上连续发射向量和 的强度模拟方法，通过对引起微扰Im(xr)至少测量两个(因此，R≥2)的，优选地是测量三个(R＝3)截然不同的值xr的引起微扰Im(xr)，能评估每个向量Hp的 然后，获得与每个向量Hp的参考向量相关的在介质中实际观察到的振幅和相位。
[0170] 然后，通过对每个向量实施xr的R修正，实现对P个向量Hp中每一个的 评估。在此，我们认为对于所有的向量来说R都类似。
[0171] 然而，这个修正次数(R)是向量Hp的函数，因此表示为Rp。因此，总共实现相位和/或振幅分布的 次修正。当对于所有的向量Hp来说Rp＝R时，则M＝P·R。
[0172] 然后，为了分别获得由像差器对N个源中的每一个引起的相位和振幅，必须返回到标准基。为此，其足以反转矩阵H。在矩阵不能反转的情况下，则仅使用通过分解成奇异值而获得的虚反转矩阵，我们就得到由像差器对N个源中的每一个引起的相位和振幅：
[0173]
[0174] 然后，通过反转相移： 获得N个源中每一个的发射的最优相位
[0175] 在此，还有可能使用在关注区6之外实现的微扰测量Ime。在该情形下，我们设法使该微扰Ime最小化。
[0176] 在使用微扰Ime反转矩阵之后，获得由像差元素引起的像差，且可使用这些像差以应用相位分布，这用于优化关注区6中微扰Im的强度，并用于对关注区6之外的微扰Ime进行最小化。
[0177] 选择基H，使得测量噪音由于反转矩阵Hpn而稍微扩大。例如，接下来选择矩阵H，该矩阵H的具有最大分量的特征向量是相应于多个源的网络的高强度发射的特征向量。
[0178] 最后，可以看到使用本发明的原理可以有各种实施方式。具体地说，对于引入像差的元件的像差，可使用描述特殊空间频率的多种向量基。
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