專利名稱：剪切式治療超聲波的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及使用剪切波的超聲波診斷和臨床運(yùn)用。
背景技術(shù)：
自1980年早期以來(lái)，穿透頭顱的多普勒超聲波成像在其初期就已經(jīng)證明具有測(cè)量腦內(nèi)流血量、腦內(nèi)出血和腦血流分布血流分布的能力。新近的研究同樣調(diào)查診斷某些退行性障礙疾病的可能性，例如帕金森氏病和抑郁癥。這些方法使用經(jīng)顱多普勒超聲波檢查法(TCD)，或者相關(guān)的經(jīng)顱彩色多普勒超聲檢查法(TCCS)來(lái)記錄發(fā)射和背向散射的信號(hào)的轉(zhuǎn)換頻率。信號(hào)通常與相對(duì)低頻(小于2MHz)的探針結(jié)合使用穿透顱骨，信號(hào)也經(jīng)常與造影劑結(jié)合使用。在運(yùn)用大約2MHz的頻率時(shí)似乎優(yōu)勢(shì)很小，由于在較高頻率下的頭骨衰減增加導(dǎo)致骨骼起到低通過(guò)濾器的作用，只能返回較低的光譜頻率。中心頻率為1MHz和低于1MHz的也要受到檢查，中心頻率展現(xiàn)的是較強(qiáng)的信號(hào)強(qiáng)度，但是帶有預(yù)期減少的分辨率。
經(jīng)顱程序的主要障礙是由頭骨外形的不規(guī)則、密度和音速導(dǎo)致的強(qiáng)烈衰減和失真。這些性質(zhì)共同破壞超聲波的聚焦和/或減弱空間寄存器接收診斷信息的能力。
通過(guò)人腦的超聲波的連貫非創(chuàng)性性調(diào)焦為大多數(shù)的大腦治療和診斷結(jié)論提供建議。舉例而言，在腦瘤的穿骨治療、靶向藥物制劑治療、改進(jìn)的腦卒中溶栓治療、血流量成像、檢測(cè)內(nèi)出血和腦內(nèi)X射線斷層成像等的治療中把超聲波作為一種工具。盡管人類的頭骨對(duì)于上述多個(gè)治療的臨床實(shí)現(xiàn)構(gòu)成障礙，但是研究已經(jīng)證明微創(chuàng)和非創(chuàng)性像差修正方法都適用于穿骨調(diào)焦。微創(chuàng)法使用接收探頭，該探頭將導(dǎo)管插入大腦以測(cè)量由頭骨引起的振幅和相位失真，然后修正使用一排超聲波變頻器的波束?？梢赃x擇的是，完整的微創(chuàng)法使用X射線計(jì)算機(jī)體層成像(CT)預(yù)測(cè)由頭骨引起的縱向波失真。具有治療排列的非創(chuàng)性調(diào)焦已經(jīng)被證實(shí)帶有縱向波傳播模型，但是當(dāng)聚焦直接靠近頭骨表面時(shí)，可以觀察到聚焦振幅下落。
經(jīng)顱聲波主要由縱向模組成的假設(shè)對(duì)微入射光角度是有效的，但是在超過(guò)大約25°之后，由于接近其臨界角度，縱向波快速中止。這或許是一種對(duì)于使用縱向模減少振幅的可信解釋，振幅使用焦點(diǎn)直接照射大腦外圍，不斷增長(zhǎng)的數(shù)組元素?cái)?shù)量被以較高的入射角定向射入頭骨。
放棄剪切波建模的原因是可以忽略的振幅或者導(dǎo)致波束的不連貫或難以預(yù)測(cè)的顯著振幅。由于缺少重要的頭骨骼信息，建模中對(duì)彈性波速度的考慮因素也受到抑制。類似的問(wèn)題也存在于關(guān)于超聲波穿越其它的骨瘦嶙峋的結(jié)構(gòu)中。

發(fā)明內(nèi)容
已經(jīng)發(fā)現(xiàn)超聲波波束可以有效地、借助剪切波連續(xù)地穿越骨骼。這可以通過(guò)例如增加在骨骼表面射入的波束和法線之間的角度超過(guò)導(dǎo)致縱向波的完全反射的臨界角度(大約20°)來(lái)實(shí)現(xiàn)。當(dāng)角度在大約25°和60°之間時(shí)，剪切波產(chǎn)生并且穿過(guò)骨骼，并在骨骼內(nèi)表面再次轉(zhuǎn)變?yōu)榭v向波，縱向波傳播到骨骼另一面的軟組織。上述發(fā)現(xiàn)有幾個(gè)結(jié)論第一，在骨骼中剪切波的傳播速度與軟組織中縱向波的傳播速度大致相同。因此，波前不會(huì)由于可變的骨厚度產(chǎn)生顯著失真，對(duì)于骨骼中較高聲速(2500-3000毫秒/秒)產(chǎn)生的縱向波也一樣。聚焦超聲波波束穿過(guò)未經(jīng)綜合的特別病患的相位修正的骨骼是可行的。舉例而言，可以使用相對(duì)簡(jiǎn)單的設(shè)備完成腦超聲波診斷成像以及超聲波大腦治療和診斷。第二個(gè)結(jié)論是可以增加波束的入射角度，而且與使用縱向波相比較高的增加可以達(dá)到較大的腦容量。第三，通過(guò)剪切波傳播模型與縱向波傳播模型的結(jié)合，可以顯著提高對(duì)穿透頭骨的超聲波調(diào)焦的預(yù)測(cè)。進(jìn)一步說(shuō)，不需要的骨層反射可能會(huì)減少或消除，這使得診斷信息更加容易分析。
本發(fā)明的實(shí)施例提供一種或更多如下功能并且可以在下述一種或更多的使用中適用。本發(fā)明可以在超聲波診斷和/或治療和作為依賴于發(fā)射超聲波穿過(guò)骨骼的方法的輔助手段中使用。尤其是，本發(fā)明可以應(yīng)用在試圖拍攝骨骼中血流量的系統(tǒng)中，或者對(duì)現(xiàn)存的超聲波成像和/或治療設(shè)備有促進(jìn)和/或增強(qiáng)作用，或在刺骨超聲波治療的單獨(dú)設(shè)備和/或運(yùn)用于依賴使用超聲波的腦血管障壁(BBB)通道的技術(shù)中，或者任何其它引導(dǎo)使用超聲波的診斷或治療過(guò)程。超聲波的調(diào)焦可以大為簡(jiǎn)化，并且可以減少和可能消除相位失真修正?？梢栽黾油ǔＥc超聲波延伸的組織容積。另外，本發(fā)明的實(shí)施例可以通過(guò)減少或消除的來(lái)自骨骼表面的不需要的反射來(lái)發(fā)現(xiàn)骨骼結(jié)構(gòu)中的空洞和/或發(fā)現(xiàn)/確定空洞容量。
一般而言，在某一方面，本發(fā)明提供通過(guò)釋放使用剪切波的超聲波信號(hào)對(duì)對(duì)象進(jìn)行診斷的方法，方法包括一部分超聲波主波束以相對(duì)于骨骼表面的入射角照射到骨骼表面以在骨骼中產(chǎn)生剪切波，剪切波的能量形成第一超聲波能量的實(shí)質(zhì)部分并在對(duì)象的需要部位穿過(guò)骨骼，檢測(cè)至少運(yùn)用的超聲波主波束的反射能和散射能之一，并且為診斷的目的分析檢測(cè)到的能量。
執(zhí)行本發(fā)明可能包括一種或更多的如下特征。運(yùn)用于骨骼表面的部分超聲波主波束介于與對(duì)象相關(guān)的縱向波臨界角度和與對(duì)象相關(guān)的剪切波臨界角度之間。分析包括產(chǎn)生至少一部分需要部位的圖像。需要部位是沿超聲波主波束直線傳輸?shù)木€性區(qū)域。運(yùn)用的部分超聲波主波束包括骨骼中運(yùn)用的一部分超聲波主波束。這里所指的骨骼是頭骨，而且為到達(dá)頭骨中需要部位，部分超聲波主波束以入射角直接照射到頭骨。需要部位是竇腔和內(nèi)耳腔其中之一，方法進(jìn)一步包括提供在需要部位是否至少部分地充滿液體的指示。需要部位是牙齒或顎骨之一，方法進(jìn)一步包括至少提供需要部位是否至少有空洞或膿腫的指示，以及獲得至少需要部位的解剖和血血流分布的圖像。
執(zhí)行本發(fā)明也可以包括一種或更多如下特征。至少第一超聲波主波束運(yùn)用在不同頻率的多次脈沖中。不同的頻率在大約0.3MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。不同的頻率在大約1MHz-大約3MHz的頻率范圍內(nèi)。脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期-100周期的范圍內(nèi)。不同的脈沖對(duì)應(yīng)不同的振幅以補(bǔ)償與不同頻率相關(guān)的不同的衰減量。至少第一超聲波主波束運(yùn)用在多周期的脈沖中，至少兩個(gè)周期中帶有至少不同頻率、不同相位和不同的振幅。
通常在另一方面，本發(fā)明提供通過(guò)釋放使用剪切波的超聲波信號(hào)到達(dá)對(duì)象的目標(biāo)部位對(duì)對(duì)象進(jìn)行診斷的系統(tǒng)，系統(tǒng)包括發(fā)射超聲波能量的無(wú)線收發(fā)器；引導(dǎo)裝置，與無(wú)線收發(fā)器耦合，引導(dǎo)裝置用于致使發(fā)射的超聲波能量的一部分主波束入射到對(duì)象的骨骼表面，以致來(lái)自光源的一部分主波束的超聲波能量在骨骼中產(chǎn)生帶有能量的剪切波，在目標(biāo)部位中剪切波形成超聲波能量的實(shí)質(zhì)部分；分析裝置，與無(wú)線收發(fā)器耦合，用于分析來(lái)自一部分主波束的能量，出于診斷目的主波束從目標(biāo)部位返回。
執(zhí)行本發(fā)明也可以包括一種或更多如下特征。引導(dǎo)裝置的耦合導(dǎo)致部分主波束以第一角度入射到骨骼表面，第一角度介于與骨骼相關(guān)的縱向臨界角度和與骨骼相關(guān)的剪切臨界角度之間。引導(dǎo)裝置包括至少(1)遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器機(jī)械引導(dǎo)與光源相關(guān)的法線方向以第一角度照射到骨骼表面；(2)相位/延遲調(diào)節(jié)器，其中無(wú)線接收器包括多個(gè)輻射元件，配置的相位/延遲調(diào)節(jié)器用于調(diào)節(jié)至少多個(gè)輻射元件的相位和延遲之一為至少第一主波束的電控操縱；以及(3)繼電器調(diào)控器，其中無(wú)線接收器包括多個(gè)輻射元件，配置的繼電器調(diào)控器用于在不同時(shí)間激發(fā)元件指向需要的主波束。配置的遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器至少(1)以固定的方式與對(duì)象和無(wú)線接收器耦合，以致法線以第一角度直接照射到表面，以及(2)機(jī)械調(diào)整無(wú)線接收器以致法線以第一角度直接照射到表面。無(wú)線接收器包括多個(gè)元件用于放射超聲波能量，系統(tǒng)包括控制器的配置和耦合導(dǎo)致至少一部分無(wú)線接收器發(fā)射超聲波能量，處理發(fā)射出去的能量中返回能量的標(biāo)簽以確定與無(wú)線接收器相關(guān)的至少一部分表面的定位，以及激發(fā)帶有至少部分位于介于縱向臨界角度和剪切波臨界角度之間的一部分表面的主波束的光源唯一元件?？刂破魈幚矸祷啬芰康臉?biāo)簽以形成至少一部分表面的圖像。
執(zhí)行本發(fā)明也可能包括一種或更多如下特征。系統(tǒng)包括耦合到無(wú)線接收器的控制器和激發(fā)無(wú)線接收器產(chǎn)生主波束將能量發(fā)射到目標(biāo)部位，而且對(duì)象的表面是對(duì)象頭骨的外表面。系統(tǒng)包括耦合到無(wú)線接收器的控制器和激發(fā)無(wú)線接收器在多個(gè)不同頻率和振幅的脈沖中產(chǎn)生主波束。不同的頻率在大約0.5MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。不同的頻率在大約1MHz-3MHz的頻率范圍內(nèi)。脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期-100周期的范圍內(nèi)。不同的振幅補(bǔ)償與不同的頻率相關(guān)的不同的衰減量。系統(tǒng)包括耦合到無(wú)線接收器的控制器和配置用于激發(fā)無(wú)線接收器在多周期脈沖中產(chǎn)生主波束，至少兩個(gè)周期中帶有至少不同頻率、不同相位和不同的振幅。配置的分析裝置提供目標(biāo)部位是否至少部分充滿液體的指示。
一般而言，在某一方面，本發(fā)明提供釋放使用剪切波的超聲波信號(hào)到對(duì)象的目標(biāo)部位的系統(tǒng)，系統(tǒng)包括配置的變頻器裝置用于發(fā)射和接收超聲波能量，控制器與變頻器裝置耦合并且激發(fā)變頻器裝置向?qū)ο蟀l(fā)射超聲波能量，定位裝置與變頻器裝置耦合并且確保一部分第一主波束來(lái)自至少一部分變頻器裝置，變頻器裝置以入射角度對(duì)準(zhǔn)骨骼的部分表面，入射角度介于法線入射和與對(duì)象相關(guān)的剪切臨界入射角度之間，以致第一主波束的超聲波能量在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波同時(shí)第一主波束的能量可以到達(dá)目標(biāo)部位，在目標(biāo)部位中剪切波的能量形成超聲波能量的實(shí)質(zhì)部分，配置的控制器用于促使變頻器裝置發(fā)射至少以下能量多周期的單一脈沖、至少其中兩個(gè)周期帶有至少不同的頻率、不同相位和不同振幅，和多個(gè)脈沖，不同脈沖帶有不同頻率和振幅，控制器分析第一主波束的超聲波能量，該超聲波能量從目標(biāo)部位返回并且由變頻器裝置接收以便從返回的能量中確定診斷信息。
執(zhí)行本發(fā)明也可能包括一種或更多如下特征。變頻器裝置包括配置的用于發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，而且控制器抑制激發(fā)至少(1)一部分變頻器裝置產(chǎn)生以第二角度入射到對(duì)象的部分表面的第二主波束，第二角度小于縱向臨界角度，和(2)一部分變頻器裝置產(chǎn)生以第三角度入射到對(duì)象的部分表面的第三主波束，第三角度大于剪切波臨界角度。不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。不同的頻率在大約0.31MHz-3MHz的頻率范圍內(nèi)。脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期-100周期的范圍內(nèi)。定位裝置與對(duì)象耦合以機(jī)械確定至少與需要的對(duì)象和骨骼相關(guān)的光源位置。變頻器包括用于發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，用于影響元件的相位電控操縱到第一主波束的定位裝置。變頻器包括用于發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，控制器影響元件的激發(fā)計(jì)時(shí)以電控操縱到第一主波束。控制器提供指示取決于由返回能量的控制器決定的診斷信息的目標(biāo)部位是否至少部分充滿液體。
執(zhí)行本發(fā)明也可能包括一種或更多如下特征?？刂破鲗?dǎo)致在目標(biāo)部位指向的第二主波束在目標(biāo)部位內(nèi)進(jìn)行刺激動(dòng)作，控制器提供取決于由返回能量的控制器決定的診斷信息的目標(biāo)部位的動(dòng)作的指示。第一和第二主波束有不同的頻率?？刂破鲗?dǎo)致在目標(biāo)部位指向的第二和第三主波束在目標(biāo)部位內(nèi)進(jìn)行刺激動(dòng)作，控制器提供取決于由返回能量的控制器決定的診斷信息的目標(biāo)部位的動(dòng)作的指示。控制器產(chǎn)生至少部分返回能量中目標(biāo)部位的圖像。目標(biāo)部位是對(duì)象的直線區(qū)域而且控制器產(chǎn)生返回能量的線性圖像。
一般而言，在某一方面，本發(fā)明提供釋放使用剪切波的超聲波信號(hào)方法，方法包括對(duì)對(duì)象運(yùn)用一部分至少第一超聲波波束，波束以與對(duì)象表面相關(guān)的至少第一臨界角度在對(duì)象部位產(chǎn)生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對(duì)象的需要部位中的第一超聲波能量的實(shí)質(zhì)部分。
執(zhí)行本發(fā)明可能包括一種或更多如下特征。部分第一超聲波主波束運(yùn)用于對(duì)象的介于與對(duì)象相聯(lián)系的縱向波臨界角度和與對(duì)象相聯(lián)系的剪切波臨界角度之間表面。至少部分第一超聲波主波束的運(yùn)用包括多個(gè)入射角度的超聲波的運(yùn)用，多個(gè)入射角度介于與對(duì)象相聯(lián)系的縱向波臨界角度和與對(duì)象相聯(lián)系的剪切波臨界角度之間以在需要部位內(nèi)聚焦超聲波能量。方法進(jìn)一步包括對(duì)對(duì)象運(yùn)用至少一部分第二超聲波波束，以致在對(duì)象的部位產(chǎn)生剪切波并在對(duì)象的需要部位產(chǎn)生第二超聲波，產(chǎn)生至少一部分需要部位的圖像，并且從圖像中證實(shí)部分第二超聲波波束的超聲波能量是否以需要的方式到達(dá)需要部位。至少部分第一超聲波主波束的的運(yùn)用包括在骨骼中至少部分第一超聲波波束的運(yùn)用。這里的骨骼是指頭骨，而且部分第一超聲波波束以至少第一臨界角度照射到骨骼上，以便于在頭骨范圍內(nèi)到達(dá)需要部位。
執(zhí)行本發(fā)明可能包括一種或更多如下特征。至少部分第一超聲波波束在不同頻率的多次脈沖中運(yùn)用。不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。不同的頻率在大約0.2MHz-3MHz的頻率范圍內(nèi)。脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期-100周期的范圍內(nèi)。部分至少第一超聲波波束的運(yùn)用包括對(duì)對(duì)象使用一部分第三超聲波波束以在對(duì)象的部位產(chǎn)生剪切波，并在需要部位產(chǎn)生第三超聲剪切波。部分第三超聲波波束與部分第一超聲波波束分離。部分至少第一超聲波波束的運(yùn)用包括在第四臨界角度對(duì)對(duì)象使用部分第四超聲波波束，第四臨界角度小于與對(duì)象相關(guān)的縱向波臨界角度。
一般而言，在某一方面，本發(fā)明提供將使用剪切波的超聲波信號(hào)釋放到對(duì)象的目標(biāo)部位的系統(tǒng)，系統(tǒng)包括發(fā)射超聲波能量的光源和與光源耦合的引導(dǎo)裝置，光源用于產(chǎn)生部分至少發(fā)射出去的超聲波能量的第一主波束，第一主波束將入射到對(duì)象表面以在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對(duì)象的目標(biāo)部位中的第一超聲波能量的實(shí)質(zhì)部分。
執(zhí)行本發(fā)明可能包括一種或更多如下特征。引導(dǎo)裝置以介于與對(duì)象相聯(lián)系的縱向波臨界角度和與對(duì)象相聯(lián)系的剪切波臨界角度之間的第一角度引導(dǎo)對(duì)象表面的第一主波束。引導(dǎo)裝置包括至少(1)遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器用于機(jī)械引導(dǎo)與光源相關(guān)的法線方向以第一角度照射到表面；和(2)相位/延遲調(diào)節(jié)器，其中光源包括多個(gè)輻射元件，配置的相位/延遲調(diào)節(jié)器用于調(diào)節(jié)至少多個(gè)輻射元件的相位和延遲電控操縱到至少第一主波束。遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器配置為至少(1)以固定的方式與對(duì)象和光源耦合以致法線在第一角度直接照射表面，和(2)機(jī)械調(diào)整光源以致法線在第一角度直接照射表面。光源包括發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，系統(tǒng)包括控制器配置和耦合以產(chǎn)生至少一部分光源以發(fā)射超聲波能量，處理發(fā)射出去的能量中反射能量的標(biāo)簽以確定與光源相關(guān)的至少一部分表面的定位，以及激發(fā)帶有至少部分位于介于縱向臨界角度和剪切波臨界角度之間的一部分表面的主波束的光源唯一元件?？刂破魈幚矸祷啬芰康臉?biāo)簽以形成至少一部分表面的圖像。系統(tǒng)包括與光源耦合的控制器和配置用于激發(fā)光源產(chǎn)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對(duì)象表面，第二角度介于與對(duì)象相聯(lián)系的縱向波臨界角度和與對(duì)象相聯(lián)系的剪切波臨界角度之間，以致光源的第二主波束的超聲波能量可以在對(duì)象部位產(chǎn)生剪切波而且第二主波束的能量將到達(dá)目標(biāo)部位，其中第二角度不同于第一角度。
執(zhí)行本發(fā)明可能包括一種或更多如下特征。系統(tǒng)包括與光源耦合的控制器和配置用于激發(fā)光源產(chǎn)生向目標(biāo)部位發(fā)出能量的第一主波束。系統(tǒng)包括與光源耦合的控制器和配置用于激發(fā)光源產(chǎn)生具有多個(gè)不同頻率的脈沖的第一主波束。不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。不同的頻率在大約0.2MHz-大約3MHz的頻率范圍內(nèi)。脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期-100周期的范圍內(nèi)。系統(tǒng)包括與光源耦合的控制器和配置用于激發(fā)光源產(chǎn)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對(duì)象表面，第三角度小于與對(duì)象相關(guān)聯(lián)的縱向臨界角度。
一般而言，在某一方面，本發(fā)明提供釋放使用剪切波的超聲波信號(hào)到對(duì)象的目標(biāo)部位的系統(tǒng)，系統(tǒng)包括發(fā)射超聲波能量的光源，與光源耦合的控制器和激發(fā)光源向?qū)ο蟀l(fā)射超聲波能量，定位裝置與光源耦合并且確保第一主波束的一部分波束來(lái)自至少一部分光源，光源以第一角度照射骨骼的一部分表面，第一角度介于與對(duì)象相關(guān)的縱向臨界角度和與對(duì)象相關(guān)的剪切臨界角度之間，以致第一主波束的超聲波能量在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波，同時(shí)發(fā)射的超聲波能量將到達(dá)目標(biāo)部位，控制器激發(fā)光源發(fā)射多脈沖的能量，每一個(gè)脈沖具有不同的頻率。
執(zhí)行本發(fā)明可能包括一種或更多如下特征。光源包括發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，控制器抑制至少如下激發(fā)(1)一部分光源產(chǎn)生第二主波束，至少部分第二主波束以第二角度入射到對(duì)象的部分表面，第二角度小于縱向臨界角度，和(2)配置一部分光源產(chǎn)生第三主波束，至少部分第三主波束以第三角度入射到對(duì)象的部分表面，第三角度大于剪切波臨界角度。不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。不同的頻率在大約0.2MHz-大約3MHz的頻率范圍內(nèi)。脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期-100周期的范圍內(nèi)。定位裝置與對(duì)象耦合以機(jī)械確定與需要的對(duì)象相關(guān)的光源位置。光源包括發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，影響元件的相位以電控操縱到第一主波束的定位系統(tǒng)。
本發(fā)明的各個(gè)方面提供了一種或更多如下性能。超聲波可以在骨骼中傳播，舉例而言，頭骨，當(dāng)經(jīng)歷減少失真和提高信號(hào)強(qiáng)度后，得到更加清晰和精確的大腦圖像，與現(xiàn)有技術(shù)相比為治療運(yùn)用提供更好的調(diào)焦。減少骨層上層的不必要的回音，使從目標(biāo)組織接收的診斷信息的分析變得更加容易。消除骨骼空洞和/或骨骼空洞內(nèi)的物質(zhì)。穿骨剪切模式的傳播可以在多個(gè)成像問(wèn)題中使用，包括導(dǎo)管檢測(cè)、腫瘤檢測(cè)、組織形態(tài)和大腦出血。與現(xiàn)有技術(shù)相比，穿骨超聲波可以提供減少失真和/或較高的精確定位。
在參考下列附圖、詳細(xì)說(shuō)明書和權(quán)利要求后，本發(fā)明的上述性能和其它性能以及發(fā)明本身將會(huì)得到更加全面地理解。
對(duì)附圖地描述附

圖1是部分頭骨的成像和頭骨層次的簡(jiǎn)化線。
附圖2對(duì)應(yīng)于本發(fā)明的超聲波治療系統(tǒng)的原理圖。
附圖3-9是附圖2中各種運(yùn)用中使用的系統(tǒng)范例部分的原理圖。
附圖10是使用附圖2中顯示的超聲波診斷應(yīng)用系統(tǒng)的流程圖。
附圖11-12是在穿骨測(cè)量實(shí)驗(yàn)中使用的兩種不同的安裝程序。
附圖13是作為入射角功能的實(shí)驗(yàn)和模擬壓力振幅和相位的一對(duì)示意圖。
附圖14A-B作為穿骨試驗(yàn)的入射角功能的壓力振幅和相位的曲線圖。
附圖15是以各種入射角度的發(fā)射超聲波穿越頭骨的圖像。
附圖16是超聲波以32°的入射角穿越頭骨的測(cè)量和模擬領(lǐng)域的曲線圖。
附圖17A-B是非規(guī)范化和規(guī)范化的編碼激發(fā)的圖像。
附圖18A-B是響應(yīng)于附圖17的激發(fā)的變頻器的極點(diǎn)、過(guò)濾和未過(guò)濾地、個(gè)別地的總和曲線圖。
附圖19是剪切波和縱向波的A線掃描。
附圖20是以0°和33°入射角穿越頭骨的尼龍螺母的成像。
附圖21是使用剪切波的超聲波傳播來(lái)檢測(cè)空洞圖像的實(shí)驗(yàn)步驟原理圖。
附圖22A-B是響應(yīng)于剪切波和縱向波的、個(gè)別地入射到注水和注入空氣的腔體的曲線圖。
附圖23是作為入射角功能照射到可塑層上由縱向波和剪切波引起的壓力振幅的圖示。
附圖24是范例圖，窄主波束天線模式。
附圖25是范例圖，寬主波束天線模式。
附圖26是使用附圖2中用于超聲波診斷應(yīng)用的系統(tǒng)的流程圖。
對(duì)優(yōu)選實(shí)施方案的詳細(xì)說(shuō)明本發(fā)明的實(shí)施例提供穿透頭骨和其它穿骨傳播技術(shù)以有意導(dǎo)致骨骼中的剪切模式。對(duì)于穿骨傳播，入射波經(jīng)歷由入射縱向波轉(zhuǎn)變?yōu)楣菍又械募羟胁ê笥洲D(zhuǎn)變?yōu)榇竽X中的縱向波的模式。頭骨剪切速度或許提供更好的聲音阻抗匹配、較少的折射和與它的縱向配對(duì)物相比具有較少相位變化。使用剪切波時(shí)，超聲波可以在大腦內(nèi)聚焦。如果超聲波以超過(guò)Snell’s的臨界角度入射到骨骼中，那么在骨骼中不會(huì)產(chǎn)生縱向波。提供的數(shù)據(jù)分析和示范現(xiàn)象與塑料模型和使用體外人類頭骨一起研究。本發(fā)明的實(shí)施例可以適用于各種運(yùn)用，包括治療和臨床診斷，以下進(jìn)行分別討論。其它實(shí)施例在本發(fā)明的范圍內(nèi)。
在某些條件下可以觀察到通過(guò)使用高的入射角度減少失真和較高的信號(hào)振幅使超聲波穿越骨骼是可行的。數(shù)字和實(shí)驗(yàn)研究都表明在骨骼中產(chǎn)生的剪切波模式的行為引發(fā)超聲波穿越骨骼的可行性。當(dāng)入射的超聲波角度大于縱向壓力波的Snell’的臨界角度時(shí)，骨骼中的傳播完全歸因于剪切波。這種從縱向波(皮膚)轉(zhuǎn)變?yōu)榧羟胁?頭骨)后又轉(zhuǎn)變回縱向波(大腦)的變換并不必然產(chǎn)生高度失真和小振幅的光波。對(duì)等方性模型材料和最新的體外人體骨骼樣本的研究支持上述假設(shè)。甚至，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)如同穿過(guò)頭骨中的剪切波一樣，聚焦的光波可能比縱向波具有較少的失真。在某些實(shí)例中，觀察到的聚焦光波的振幅大于穿越同等面積的頭骨的縱向波的振幅?？v向波-剪切波-縱向波的傳播的成功主要?dú)w因于彈性(剪切波)波速(～1400m/s)和水(～1500m/s)、皮膚(～1525m/s)和大腦(～1550m/s)和其它軟組織中的聲速的相似性。形成對(duì)比的是，頭骨中相應(yīng)頻率的縱向聲速的范圍大約是上述值的兩倍。因此，在頭骨中刻意產(chǎn)生的剪切模式可以作為一種機(jī)構(gòu)用于產(chǎn)生大腦圖像，或用于檢測(cè)大腦異常。類似技術(shù)可以在身體其它部位的治療和/或診斷中運(yùn)用，或運(yùn)用于除人體以外的其它動(dòng)物身上。
本發(fā)明的實(shí)施例在頭骨中使用刻意產(chǎn)生的剪切模式作為一種機(jī)構(gòu)用于產(chǎn)生和增強(qiáng)穿過(guò)頭骨的聚焦。與經(jīng)顱傳播模式合并的剪切模式證明了在高的臨界角度下預(yù)測(cè)超聲波相位和振幅的能力。為解釋這種方法，首先要模擬穿過(guò)單一塑料層的場(chǎng)。然后在人骨的截面上使用這種與實(shí)驗(yàn)測(cè)量相比較的方法。使用該方法可以在大腦中獲得更加準(zhǔn)確的調(diào)焦，而且可以擴(kuò)展使用現(xiàn)行方法獲得的調(diào)焦范圍。
治療基礎(chǔ)在與超聲波波長(zhǎng)相關(guān)的頭骨的微小彎曲部分的基礎(chǔ)上，將頭骨的內(nèi)表面和外表面分割成每一塊都接近平面的區(qū)域，但是并非必須完全平行。這種接近是為了簡(jiǎn)化分析并不是執(zhí)行本發(fā)明所必須的。附圖1顯示了這個(gè)問(wèn)題的圖像，顯示的是在超聲波磁場(chǎng)分割的面積上入射到頭骨表面的區(qū)域。每一個(gè)區(qū)域是根據(jù)具有作為整個(gè)傳播區(qū)域的平均密度函數(shù)確定的拉梅常數(shù)的各向同性固體的單一層進(jìn)行模擬的。
通過(guò)任意導(dǎo)向的等方向性的頭骨層的傳播可以通過(guò)入射波的頻譜分析和射線途徑的確定，和當(dāng)磁場(chǎng)橫穿頭骨時(shí)角度波數(shù)的函數(shù)衰減獲得。每一個(gè)最初的縱向諧波光譜光波組分是根據(jù)它的速度勢(shì)考慮的。沒(méi)有概念缺失的給定組分可能在表面法線沿介于傳播軸和表面矢量之間的向量積的單位矢量確定的笛卡爾坐標(biāo)的Y軸和Z軸方向定位的參考框架中考慮。
φI=ALIei(ωt-kxIsinθI-kyIycosθI)+ALRIei(ωt-kxIxsinθI+kyIycosθI),...(1)]]>其中AL代表入射表層的縱向波組分振幅，ALR代表反射縱向波振幅，θ代表入射角度，Kx和Ky代表特別參考框架中的光波矢量組分。上標(biāo)I-III分別表示皮膚、頭骨和大腦，上標(biāo)L和S指的是縱向波或剪切波。因此，縱向勢(shì)在頭骨中的傳播由φII=ALIIei(ωt-kxIIxsinθII-kyIIycosθII)...(2)]]>剪切矢量由ψ→II=ASIIei(ωt-kSxIIxsinθSII-kSyIIycosθSII)Z^....(3)]]>確定使用上述描述，每一光譜光波組分必須在其獨(dú)特的參考框架中考慮。在界面上，入射光波分成反射光波、傳播縱向光波和傳播剪切波。上述光波的振幅可能通過(guò)運(yùn)用與由Kino(AcousticWavesDevices，Imaging，and Analog Signal Processing，Englewood Cliffs，New JeresyPrentice-Hall，1987)總結(jié)提出的方法相關(guān)的入射光波確定。特別是，粒子位移的法線組分，r→=▿φ+▿×ψ→...(4)]]>在界面上必須是連續(xù)的以及法向應(yīng)力Syy=λ∂rx∂x+(λ+2μ)∂ry∂y...(5)]]>和剪切力
Sxy=μ(∂γx∂y+∂γy∂x),...(6)]]>給定媒介相關(guān)的剪切和縱向聲速與拉梅常數(shù)μ和λ有關(guān)cS=μρ,...(7)]]>cL=λ+2μρ]]>附錄A提供了振幅計(jì)算的細(xì)節(jié)。每一個(gè)平面波方案描述單一角波數(shù)行為。為每一組分光波矢量間隔計(jì)算上述振幅。然而，可能容易以封閉的解析式完成前述計(jì)算，在附錄B中提供。
在頭骨中完成傳播之后，分別處理縱向波和剪切波，總波到達(dá)大腦后等于φIII=ALLIIei(ωt-kxIIIxsinθIII-KYIIIycosθIII)+ALSIIIei(ωt-kxIIIxsinθSIII-kyIIIycosθSIII),...(8)]]>其中ALLIII和ALSIII代表起因于入射到頭骨中的縱向波和剪切波的縱波振幅。
頭骨界面中在取代方程式(1)-(3)后，速度勢(shì)的值可以根據(jù)方程式(4)-(6)確定，并解釋ALII和ASII。在大腦頭骨界面，入射的剪切和縱向速度勢(shì)振幅將會(huì)相等于骨骼中傳播振幅和吸收損失經(jīng)歷的乘積。既然每一光譜組分將會(huì)有自己獨(dú)立的路徑長(zhǎng)度穿過(guò)頭骨，那么組分之間的總的吸收通常是不一樣的。附圖1提供了這個(gè)問(wèn)題的二維表示法。
為在大腦中發(fā)現(xiàn)光波振幅，ALLIII和ALSIII，問(wèn)題一旦再次通過(guò)循環(huán)進(jìn)入?yún)⒖伎蚣懿w納為二維，參考框架的表面法線沿笛卡爾坐標(biāo)的Y軸和X-Y平面上的相關(guān)光波矢量定位。由于大腦的軟組織類似流體，入射頭骨的縱向波將進(jìn)一步分成反射剪切波、反射縱向波和傳播縱向波。頭骨中的剪切波也有類似劃分，但是具有不同的反射和傳播角度。
大腦中給定點(diǎn)的聲壓可以通過(guò)分別解決平面范圍內(nèi)的每一光譜的組分的振幅和相位而獲得。光譜通過(guò)反變換在測(cè)量平面上施加壓力。壓力振幅等于與大腦中無(wú)向量速度勢(shì)的振幅相關(guān)的法向應(yīng)力的負(fù)數(shù)。由方程式(4)和(5)確定ALLIII和ALSIII。附錄A描述了壓力振幅的計(jì)算。附圖23表示起因于水中的無(wú)限平面波在穿過(guò)理想的可塑層(例如丙烯酸)后的ALLIII和ALLIII的角度相關(guān)。
在頭骨的高衰減系數(shù)的基礎(chǔ)上，頭骨中由多反射引起的附加成分被忽略。大腦中任何一點(diǎn)的聲壓總量可以通過(guò)計(jì)算路徑長(zhǎng)度和每一光譜的組分的傳播振幅總量確定。計(jì)算相關(guān)的聲學(xué)的相位和所有的衰減(包括吸收的損失)。附錄B提供了確定從變頻器到大腦中測(cè)量點(diǎn)的磁場(chǎng)路徑中的算法。
診斷應(yīng)用參考附圖2，超聲波診斷系統(tǒng)10包括影像器12、變頻器元件16的相控陣14、信號(hào)調(diào)節(jié)器18、控制器20、頻率發(fā)生器22和遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23。系統(tǒng)10經(jīng)過(guò)配置具有超聲波診斷能力。系統(tǒng)10確定目標(biāo)的一種或更多特征，在此是病患30的頭骨28，并且運(yùn)用超聲波能量(例如在大約0.01MHz-大約10MHz的頻率范圍內(nèi)，而且更優(yōu)選的是在大約0.1MHz-大約3MHz的頻率范圍內(nèi))在目標(biāo)內(nèi)聚焦，本文是指在病患腦內(nèi)聚焦。本文討論的在頭骨中的聚焦在其它目標(biāo)上也可以使用，例如遠(yuǎn)離大腦的區(qū)域，比如竇腔、耳道等。進(jìn)一步說(shuō)，本發(fā)明可以在牙科(牙齒)、穿越肋骨、脊骨或其它任何骨骼中運(yùn)用。本發(fā)明可以用于確定骨骼中的空洞是否包含空氣或液體和/或液體粘質(zhì)。另外，本發(fā)明可以用于骨髓或骨神經(jīng)和骨骼中的脈管的圖像。椎管成像也是可能的。本發(fā)明也可以通過(guò)剪切波速和縱向波速的對(duì)比或在骨骼中使用力(例如，超聲波產(chǎn)生的輻射力或機(jī)械力)和使用超聲波檢測(cè)位移來(lái)確定骨骼性質(zhì)。
排列14的信號(hào)由驅(qū)動(dòng)排列提供。上述排列可能與Daum等人在報(bào)告“Design and Evaluation of a Feedback Based Phased ArraySystem for Ultrasound Surgery”(IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.FReq.Control 45(2)431-4，1998)中的排列相似，但是要在大約0.1MHz-大約10MHz的頻率范圍內(nèi)選擇驅(qū)動(dòng)頻率。驅(qū)動(dòng)也可以通過(guò)其它提供需要的超聲波信號(hào)的技術(shù)來(lái)完成。每一個(gè)變頻器元件16的動(dòng)力和相位可以手動(dòng)控制或使用軟件和反饋進(jìn)行自動(dòng)控制。然而元件排列是更優(yōu)選的，系統(tǒng)10可以使用于非協(xié)調(diào)的元件組，或者甚至單一元件，都取決于運(yùn)用。
經(jīng)過(guò)配置的變頻器元件16的排列14被安裝在病患頭部的外表面或骨骼28的其它上表面之上或附近。經(jīng)過(guò)配置的排列14具有彎曲外形，例如球形，盡管其它外形的截面也是可能的，例如平面，包括直線。排列14安裝在病患頭部或附近和在距離排列14的一定位置聚焦超聲波能量。排列14可以有各種型號(hào)，例如直徑為30厘米或足以圍繞頭部一周的長(zhǎng)度，或者直徑只有1毫米或更小。更可取的是，經(jīng)過(guò)配置的元件16用于發(fā)射脈沖，直接地，功率級(jí)超聲波都取決于運(yùn)用，另外還接收超聲波能量。排列14的變頻器元件16更優(yōu)選的是所示的安排在排列14中的壓電變頻器元件。變頻器元件16(例如中心距為λ/2的壓電陶瓷片)被安裝在硅膠中或其它適合于元件16的阻尼機(jī)械耦合的材料中。其它材料也可以在排列結(jié)構(gòu)中適用。例如，排列14由一片或多片壓電材料，或其它任何可以將電能轉(zhuǎn)變?yōu)槁暷艿牟牧辖M成。
與信號(hào)調(diào)節(jié)器18耦合的排列14進(jìn)一步與頻率發(fā)生器22耦合。頻率發(fā)生器22發(fā)射普通的無(wú)線電頻率(RF)信號(hào)作為信號(hào)調(diào)節(jié)器18的輸入信號(hào)。特殊信號(hào)發(fā)生器也可以使用于部分或全部元件16。無(wú)線電頻率發(fā)生器22選用任何可以向信號(hào)調(diào)節(jié)器18輸出適合信號(hào)的型號(hào)。個(gè)別頻率也可以使用。使用個(gè)別頻率的信號(hào)發(fā)生器(例如數(shù)字定型波發(fā)生器)時(shí)，可以由無(wú)附加電路的信號(hào)發(fā)生器設(shè)定相位、振幅和每個(gè)信號(hào)的遲延。激勵(lì)致使超聲波能量在病患的頭骨28內(nèi)傳播，和如果需要在病患腦內(nèi)的選定區(qū)域內(nèi)聚積能量，取決于相對(duì)延遲。發(fā)生器22與調(diào)節(jié)器18耦合將發(fā)生器的輸出信號(hào)分成n個(gè)調(diào)節(jié)器18的輸入信號(hào)。
與接收的頻率發(fā)生器22發(fā)射的n個(gè)輸入信號(hào)中的每一個(gè)信號(hào)耦合是信號(hào)調(diào)節(jié)器18的n對(duì)放大器241-24n和相關(guān)的延遲電路261-26n。每一對(duì)延遲電路26和放大器24代表信號(hào)調(diào)節(jié)器18的一條通道。延遲電路26通過(guò)改變或調(diào)整即將由具有各自的延遲系數(shù)a1-an的發(fā)生器22發(fā)出信號(hào)的延遲(或許振幅)為放大器24提供n個(gè)獨(dú)立輸入信號(hào)。經(jīng)過(guò)配置的放大器241-24n將延遲電路26的信號(hào)放大，并通過(guò)線路向變頻器元件16提供放大的信號(hào)，例如同軸電纜，放大器24與變頻器元件16的個(gè)別連接。
延遲電路26的延遲系數(shù)a1-an提供超聲波波束的操縱在超聲波能量的路徑上偏離目標(biāo)。每一個(gè)與操縱相關(guān)的元件16的相位延遲可以通過(guò)已知技術(shù)計(jì)算?？刂破?0提供延遲系數(shù)a1-an?？刂破?0包括由軟件、硬件、固件、硬編碼或上述的結(jié)合提供的邏輯。例如，控制器20可以是一般目的、或特殊目的、為延遲電路26提供和運(yùn)用延遲系數(shù)a1-an而以傳統(tǒng)方式用軟件指令編程的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)信息處理器，盡管可以使用其它的配置結(jié)構(gòu)。
經(jīng)過(guò)配置的遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23幫助確保排列14以一定角度向目標(biāo)28發(fā)射超聲波能量以致在目標(biāo)28中產(chǎn)生剪切波。定形遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23以確定與目標(biāo)28的外表面相關(guān)的排列14，或信號(hào)元件16的位置，以致與排列14或信號(hào)元件16相關(guān)的法線方向介于縱向臨界角度(Snell’s角)加上較低安全系數(shù)和小于剪切臨界角度(相應(yīng)的剪切波不能在目標(biāo)28中傳播)減去上面的安全系數(shù)之間。對(duì)于頭骨軟組織的界面，Snell’s角大約是20°，剪切臨界角度大約是65°，因此，優(yōu)選的是引向頭骨的超聲波角度介于大約25°-60°之間。安全系數(shù)可以幫助計(jì)算排列14或元件16的主波束的寬度。參考附圖24-25，排列14的主波束200相對(duì)窄，例如在3分貝(dB)法線在0°以下的±3°。信號(hào)元件16的主波束202相對(duì)寬，例如在3dB法線在0°以下的±30°。對(duì)于診斷應(yīng)用，無(wú)論排列(大或小)或單一元件的主波束優(yōu)選窄的主波束。遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23幫助確保至少主波束200、202的需要部分可以介于縱向和剪切臨界角度之間的角度引導(dǎo)至目標(biāo)28。例如，對(duì)于信號(hào)元件16，遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23可能是配置用于接收元件16的設(shè)備，安裝在目標(biāo)28的表面以根據(jù)需要排列元件16。例如，遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23可能放置在人的面部接近鼻子的地方，和確定元件16的位置以致至少主波束202的需要部分(例如，具有至少能量極限值)將會(huì)以介于縱向和剪切臨界角度之間的角度被引向人的頭骨(例如對(duì)準(zhǔn)人的竇腔)。同時(shí)，也可以使用介于縱波臨界角度和法線之間的較淺的角度。
控制器20按照需要從排列14引導(dǎo)超聲波。經(jīng)過(guò)配置的控制器20從排列14通過(guò)機(jī)械和/或電操縱和/或引導(dǎo)超聲波能量?？刂破?0向遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23發(fā)出指令信號(hào)以機(jī)械改變排列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標(biāo)28中)。控制器20進(jìn)一步控制由移相器26提供的相位，或元件16的激勵(lì)時(shí)間，電子掃描排列14的超聲波波束。通過(guò)控制激勵(lì)時(shí)間可以使用幾項(xiàng)用于操縱的技術(shù)，例如控制器20發(fā)出延遲激勵(lì)信號(hào)，或控制器20發(fā)出普通激勵(lì)信號(hào)是不同元件16的不同數(shù)量的時(shí)間延遲，等等。控制器20確保獲得至少超聲波主波束的需要的能量，通過(guò)機(jī)械和/或電操縱，以介于縱向和剪切臨界角度之間的角度引向目標(biāo)28。超聲波能量從縱向波轉(zhuǎn)變?yōu)榧羟胁ú⑶易鳛榧羟胁ㄔ谀繕?biāo)28內(nèi)傳播。然而，某部分能量可能以高于或低于縱向和剪切臨界角度范圍外的角度被引向目標(biāo)28。進(jìn)一步，如果在目標(biāo)28內(nèi)存在產(chǎn)生變換(例如，從頭骨到大腦的轉(zhuǎn)變)的轉(zhuǎn)變(例如，聲阻抗變化)，那么剪切波可能變換回縱向波。
排列14的機(jī)械引導(dǎo)/定位可以通過(guò)手動(dòng)調(diào)整。更優(yōu)選的是，目標(biāo)28的表面棱角由視覺(jué)確定，無(wú)需使用例如CT(計(jì)算機(jī)體層)或磁力共振(MR)掃描成像設(shè)備。然而，當(dāng)波束法線射向排列14將在目標(biāo)28內(nèi)產(chǎn)生剪切波時(shí)，指南可能提供指示。控制器20進(jìn)一步配置用于選擇性地激勵(lì)元件16。因此，控制器20可以選擇性地激勵(lì)元件將產(chǎn)生目標(biāo)28的入射角度并在目標(biāo)28中產(chǎn)生剪切波，如果沒(méi)有激勵(lì)元件將不會(huì)在目標(biāo)28中產(chǎn)生剪切波。進(jìn)一步地，排列14在不同地位置同時(shí)產(chǎn)生相似的或不同的頻率和/或振幅的多波束。
經(jīng)過(guò)配置的控制器20用于控制延遲回路26和放大器24，處理接收到的目標(biāo)28的數(shù)據(jù)，在此是指頭骨28，提供診斷能力?？刂破?0導(dǎo)致發(fā)射的超聲波在目標(biāo)28中沿直線發(fā)出，并被掃描(例如，系統(tǒng)地移動(dòng))目標(biāo)28內(nèi)的較寬的利害區(qū)域。穿過(guò)目標(biāo)28的超聲波直線可能會(huì)改變方向(例如，變化的聲阻抗界面)?？刂破?0將排列14接收的反射能量處理為取決于波束方向和發(fā)出和接收能量的時(shí)間的圖像。同時(shí)，控制器20不是必須要將接收的能量處理為目標(biāo)28的圖像。控制器20處理接收的能量以提供其它診斷信息，例如，是否檢測(cè)空間(例如，牙齒或骨骼中的空洞或膿腫，比如顎骨)的二元指示，或在空間中是否存在材料(例如，竇腔或內(nèi)耳中的液體)等等?？刂破?0也可以處理信息以形成圖像，例如目標(biāo)28的解剖圖，目標(biāo)28的血血流分布成像等等。
進(jìn)一步配置控制器20用于控制頻率發(fā)生器22、放大器24和延遲回路26以影響頻率、量值和排列14提供的超聲波能量的相位以運(yùn)用于目標(biāo)28的診斷。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)不一致的激勵(lì)方案有利于克服傳播衰減，從而改進(jìn)能量釋放和接收特征?？刂破?0引發(fā)一系列擴(kuò)展脈沖激勵(lì)排列以產(chǎn)生一系列擴(kuò)展的超聲波脈沖傳播到目標(biāo)28。優(yōu)選的是，脈沖在頻率范圍內(nèi)重復(fù)而且連接返回的信號(hào)數(shù)字。例如，在大約0.5MHz-大約2.0MHz的頻率范圍內(nèi)以間隔0.01MHz的頻率向頭骨28發(fā)出10個(gè)周期的能量。放大器24更可取的是控制這樣需要的(例如，統(tǒng)一的)信號(hào)被發(fā)出(或接收)到光譜的任一組分。而且，傳遞信號(hào)的能量可取的是，能量越高頻率衰減越多(例如，對(duì)于頭骨大約是1MHz)，例如與雙向衰減損失成比例以致接收的信號(hào)有更多或更少的需要(例如，相等)信號(hào)在接收的頻譜之內(nèi)?？刂破?0進(jìn)一步配置用于總和接收的信號(hào)以及將匹配濾波器運(yùn)用于信號(hào)以恢復(fù)結(jié)構(gòu)界面。同樣可以在單一傳輸超聲波脈沖時(shí)執(zhí)行，當(dāng)以需要的方式調(diào)整振幅以補(bǔ)償與不同的頻率相關(guān)的不同衰減時(shí)，在需要的區(qū)域掃描頻率。脈沖之間或脈沖之內(nèi)的頻率可以任何方式實(shí)質(zhì)地變化，例如，線性增加或減少，非線性增加或減少，單調(diào)增加或減少，無(wú)規(guī)則地，等等。控制器20進(jìn)一步配置用于控制延遲回路26以改變脈沖之間或之內(nèi)的相位?？刂破?0引發(fā)延遲回路26產(chǎn)生具有不同相位的不同脈沖，和/或脈沖之內(nèi)的不同定相的單一脈沖。
診斷應(yīng)用的功率級(jí)的變化取決于運(yùn)用。然而，典型地，對(duì)于診斷應(yīng)用來(lái)說(shuō)，脈沖持續(xù)周期為頻率大約0.1MHz-大約5MHz之間的1周期-100周期，優(yōu)選的是介于大約0.5MHz-大約3MHz之間，盡管這些取值只是可以效仿的，在本發(fā)明的范圍內(nèi)并無(wú)限制。
變頻器16接收的反射信號(hào)被轉(zhuǎn)變?yōu)橛捎跋衿?2處理的電子信號(hào)。影像器12處理電子信號(hào)形成掃描區(qū)域的圖像。向控制器20提供圖像，可能與排列14(例如，通過(guò)間歇運(yùn)用能量獲得圖像，或通過(guò)使用部分元件16獲得圖像以及出于其它目的使用其它元件16)的其它應(yīng)用同時(shí)獲得。
控制器20分析排列14的數(shù)據(jù)和影像器12的圖像?？刂破?0可以處理反射信號(hào)，元件16接收分析的返回信號(hào)(或缺少它的信號(hào))以識(shí)別特殊情況的標(biāo)記特征，例如病患竇腔內(nèi)的液體。
對(duì)照附圖2，附圖3-5顯示系統(tǒng)10的各種配置，僅僅顯示系統(tǒng)10的在診斷應(yīng)用中的特殊使用部分。例如，參考附圖3-4，在排列14的場(chǎng)所內(nèi)，單一變頻器或小的變頻器排列作為超聲波變送器32使用。附圖3顯示的配置更可取的是在不需要圖像的診斷應(yīng)用中使用，而附圖4顯示的配置適合于有或沒(méi)有用于分析的生成圖像的使用。例如，如圖所示，超聲剪切波可能直接穿過(guò)材料34，比如骨骼，其中有空洞36(比如竇腔，或膿腫等)。控制器20分析反射以決定各種的性質(zhì)，例如空洞34是否充滿液體。附圖5顯示的配置與附圖4的配置相似，具有對(duì)傳播的剪切波38的電子或機(jī)械掃描通過(guò)箭頭40識(shí)別。當(dāng)剪切波38顯示未聚焦時(shí)，使變送器32的元件定相適應(yīng)聚焦光波38。
操作中參考附圖10，并進(jìn)一步參考附圖2-9，用于對(duì)使用系統(tǒng)10的目標(biāo)進(jìn)行診斷的處理器110包括顯示的步驟，和/或提供治療。出于可效仿的目的，目標(biāo)被假設(shè)為附圖2所示的頭骨28，盡管這些取值只是可以效仿的，在本發(fā)明的范圍內(nèi)并無(wú)限制。處理器110，只是可以效仿并沒(méi)有限制，而且可以改變，例如通過(guò)步驟的增加、刪除或重新排列。
在步驟112，排列14相對(duì)于目標(biāo)28定位。排列14(或單一元件的無(wú)線電收發(fā)器)可以使人工定位和/或通過(guò)控制器20激發(fā)遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23定位。這樣的排列14定位可以將超聲波能量傳輸?shù)侥繕?biāo)表面以在目標(biāo)28中產(chǎn)生初級(jí)剪切波。需要的定位根據(jù)由系統(tǒng)10的操作器視覺(jué)上確定的目標(biāo)28的表面的角度確定。目標(biāo)28的表面的角度也可以通過(guò)激勵(lì)排列14和目標(biāo)28表面的成像確定。表面圖像可用于排列14的重新定位和/或適當(dāng)?shù)仉姴倏v排列14的波束。
在步驟114，激勵(lì)變頻器元件16產(chǎn)生需要的超聲波波束引向目標(biāo)28?？刂破?0選擇元件16用于傳輸能量以提供需要的方向、范圍，和超聲波能的能量為需要的區(qū)域或點(diǎn)提供充足的能量達(dá)到需要的結(jié)果(例如，診斷、成像和/或治療)?？刂破?0控制由選擇元件16提供的能量的頻率、相位、振幅和延遲?？梢愿淖?cè)g的延遲以提供電控波束方向以致來(lái)自排列14的需要的能量作為一個(gè)整體，和/或個(gè)別元件16，以介于縱向波和剪切波臨界角度之間的角度入射到目標(biāo)28中，并被引導(dǎo)到目標(biāo)28中的需要部位。更優(yōu)選的是，超聲波能量按照上面所討論的以編碼的方式提供，在頻率的范圍內(nèi)能量產(chǎn)生脈沖，功率量級(jí)根據(jù)(依靠)傳輸信號(hào)的頻率改變。波束可以擴(kuò)展或聚焦。元件經(jīng)過(guò)選擇和激勵(lì)以提供超聲波，在目標(biāo)中將產(chǎn)生初級(jí)的縱向波，而不是剪切波。排列14傳輸?shù)牟ㄊ陬^骨入射時(shí)是縱向波，穿越頭骨時(shí)是剪切波，而且為進(jìn)一步的傳輸(例如在大腦中)又轉(zhuǎn)變?yōu)榭v向波。
在運(yùn)用的基礎(chǔ)上，步驟112和/或步驟114可以不斷重復(fù)。例如，為了成像，排列14可能會(huì)機(jī)械地重新定位和/或超聲波波束的方向經(jīng)過(guò)電控操縱以覆蓋全部面積以成像。
在步驟116，為診斷或成像應(yīng)用，影像器12和控制器20處理接收到的反射以確定適當(dāng)特征。影像器12可以通過(guò)聯(lián)合入射波束的相應(yīng)方向來(lái)收集信號(hào)來(lái)處理接收信號(hào)以完成目標(biāo)28(例如，在目標(biāo)28的平面)的圖像?？刂破?0可以熟練地操作返回的標(biāo)志以確定一種或更多不是必須與成像相關(guān)的性質(zhì)，例如確定目標(biāo)28內(nèi)的空洞是否包含液體。為診斷應(yīng)用，控制器20可以不使用影像器12提供的圖像，甚至影像器12可能不用提供任何圖像。
治療應(yīng)用系統(tǒng)10可以用于治療應(yīng)用，分別或同步地除了診斷應(yīng)用之外或代替診斷應(yīng)用。系統(tǒng)10的部件通常按照前述內(nèi)容操作。然而，出于診斷應(yīng)用，可能會(huì)提供另一個(gè)影像器13和經(jīng)過(guò)配置的系統(tǒng)10用于提供在某種意義上的超聲波治療。
出于治療應(yīng)用的目的，控制器20控制移相器26和放大器24。如果適合于治療(例如，熱消融)或在更廣泛的領(lǐng)域內(nèi)使用非聚焦方式以進(jìn)行適當(dāng)?shù)闹委?例如，低功率的應(yīng)用比如腦血管障壁通道)，控制器20引發(fā)超聲波在聚焦領(lǐng)域內(nèi)聚集。
治療應(yīng)用的功率級(jí)非常依賴運(yùn)用。典型地，出于治療應(yīng)用的目的，脈沖地持續(xù)時(shí)間為1周期的頻率介于大約0.1MHz和大約3MHz之間連續(xù)波，更優(yōu)選的是在大約0.2MHz和大約2MHz之間，盡管這些取值只是可以效仿的，在本發(fā)明的范圍內(nèi)并無(wú)限制。超聲波降解法通常包括在大約1微秒和1小時(shí)之間的超聲波降解時(shí)間中的一次脈沖或多次脈沖，脈沖之間的時(shí)間變化取決于應(yīng)用。
影像器13可以獨(dú)立于附圖2的其它設(shè)備獲得目標(biāo)28的圖像。例如，影像器13可以是計(jì)算機(jī)體層成像器(CT)或磁力共振影像器(MR)。影像器13和影像器12一樣，可以向控制器20提供圖像，例如，用于確定在使用排列14的超聲波治療應(yīng)用之前或當(dāng)中是否需要調(diào)整?？刂破?0根據(jù)圖像確定接受治療的需要部位是否確實(shí)接受治療，以及是否接收足夠的能量用于需要的治療。如果不是需要的區(qū)域，目標(biāo)部位接收超聲波能量(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可以改變?cè)?6的激勵(lì)從而修正條件。例如，可以增加或減少能量，縮小或擴(kuò)大能量聚焦，變化或移動(dòng)聚焦面積等等。
附圖6-9顯示各種適當(dāng)?shù)挠糜谠诶鐭嵯?、組織或腫瘤的機(jī)械損害、治療應(yīng)用的配置結(jié)構(gòu)，腦血管障壁(BBB)通道、基因治療、靶向藥物制劑治療、加速化學(xué)反應(yīng)、幫助化學(xué)藥品、過(guò)高熱、區(qū)域內(nèi)應(yīng)用產(chǎn)生的不斷提高的溫度，其它具有治療價(jià)值的超聲波交互作用等的擴(kuò)散。附圖6顯示單一的彎曲變送器42，它可能是單一元件或元件排列。變送器42產(chǎn)生作為剪切波穿越目標(biāo)46(例如頭骨)的聚焦的超聲波波束44，超聲波波束44在焦點(diǎn)或區(qū)域48聚焦。注意作為討論的其它配置中的波束的超聲波波束44是由變送器42和目標(biāo)46之間的縱向波和目標(biāo)46的剪切波組成。如果目標(biāo)46的結(jié)構(gòu)發(fā)生改變(例如，從骨骼到空洞，被液體或其它類似大腦組織的物質(zhì)充滿或未充滿)，傳輸?shù)牟ㄊ赡軙?huì)轉(zhuǎn)變回縱向波。當(dāng)目標(biāo)46是頭骨時(shí)，這是一個(gè)實(shí)例。附圖7舉例說(shuō)明與附圖6相似的配置，但具有兩個(gè)變送器42、43在聚焦點(diǎn)/區(qū)域48分別聚集各自的波束44、45。變送器42、43可能是單一排列的不同部分，或?qū)嶓w的不同，例如不同的排列、不同的單一元件或單一元件和排列。附圖8舉例說(shuō)明與附圖7相似的配置，但是也具有在目標(biāo)28中產(chǎn)生縱向波的入射超聲波50。也可以使用這種配置，例如變送器42、43可以提供除功率以外的需要的功率。排列14提供縱向波，變送器42、43最好作為一部分。附圖9解釋說(shuō)明取代目標(biāo)46的線性變送器52的使用(例如，單一元件或元件排列)和傳輸?shù)姆蔷劢钩暡芰康淖懔坑糜谥委煈?yīng)用(例如，腦血管障壁(BBB)通道、釋放或激活化學(xué)藥品、基因或其它材料等)。如圖所示，變送器是機(jī)械定位用于提供波束54，波束54是關(guān)于目標(biāo)46的變送器52的法線并介于縱向波和剪切波臨界角度之間。
在操作中，參考附圖26，進(jìn)一步參考附圖2-9，用于對(duì)使用系統(tǒng)10的目標(biāo)進(jìn)行診斷的處理器110包括顯示的步驟。出于可效仿的目的，目標(biāo)被假設(shè)為附圖2所示的頭骨28，盡管這些取值只是可以效仿的，在本發(fā)明的范圍內(nèi)并無(wú)限制。處理器210，只是可以效仿并沒(méi)有限制，而且可以改變，例如通過(guò)步驟的增加、刪除或重新排列。步驟212和214類似于前面的討論。
在步驟216中，目標(biāo)28的需要部位被成像。影像器12和/或13用于對(duì)需要部位的成像，而且優(yōu)選的是，周圍的體積以致可以評(píng)估運(yùn)用超聲波聚焦的精確度。
在步驟218中，對(duì)用于治療應(yīng)用的入射超聲波能量進(jìn)行適當(dāng)?shù)男拚Ｈ绻跋衿?3(或者如果排列14適合于成像和提供治療，則使用影像器12)產(chǎn)生的圖像表明運(yùn)用的超聲波能量可以調(diào)整，然后控制器20相應(yīng)動(dòng)作。圖像可能被分析，例如，注意是否有需要部位，而且只是需要部位被加熱，如果有什么情況，就需要確定是否少于理想的超聲波。例如，超聲波能量貧乏聚焦、或在錯(cuò)誤的地點(diǎn)、或太窄、或大大低于或遠(yuǎn)遠(yuǎn)高于功率等等?？刂破?0能夠引發(fā)波束，控制器20通過(guò)調(diào)整激勵(lì)的相位、振幅、延遲和或頻率修改，激勵(lì)根據(jù)分析的圖像調(diào)整/修正運(yùn)用的能量在目標(biāo)28的需要的特定區(qū)域內(nèi)產(chǎn)生需要的聚焦和能量?？刂破?0也可以導(dǎo)致遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器23按照需要改變方向和與目標(biāo)28相關(guān)的排列14的關(guān)系。優(yōu)選的是，在使用全部能量進(jìn)行治療(例如，熱消融或其它非可逆轉(zhuǎn)過(guò)程)之前進(jìn)行調(diào)整。例如，可以運(yùn)用較全部能量少的能量，根據(jù)圖像所作出的最初的是否調(diào)整和怎樣調(diào)整的決定，進(jìn)行調(diào)整，然后所有治療能量運(yùn)用于排列14。在治療發(fā)展的基礎(chǔ)上，在使用所有治療能量的應(yīng)用期間也可以調(diào)整。
實(shí)驗(yàn)和實(shí)驗(yàn)結(jié)果使用相同的塑料平面模型測(cè)試算法以提供依據(jù)實(shí)驗(yàn)容易改變的理想的等方性的病例。表1總結(jié)列出塑料的相關(guān)取值。超聲波源是1.5MHz聚焦變頻器，該變頻器的直徑12厘米，曲率半徑等于16厘米。算法的源函數(shù)通過(guò)幾何聚焦返回源附近的平面的實(shí)驗(yàn)室測(cè)量的壓力場(chǎng)的投影圖獲得。壓力場(chǎng)的面積超過(guò)30×30，空間分辨率0.5毫米。源函數(shù)在塑料中的傳播使用附件A和B中數(shù)字描述的算法。源到測(cè)試平面的距離是121毫米，塑料內(nèi)表面到源的距離是61毫米。
同樣的方法論適用于人類體外顱頂(頭蓋骨)傳播。在以下的實(shí)驗(yàn)室測(cè)量中，水作為頭骨的內(nèi)表面和外表面之間的界面材料使用。穿骨測(cè)量的超聲波源是0.74MHz聚焦變頻器，該變頻器的直徑8厘米，曲率半徑等于15厘米。
數(shù)字算法由Matlab語(yǔ)言執(zhí)行，使用矩陣基礎(chǔ)操作層。在1GHz AMD-Based PC上完成操作。典型方案是使用大約30秒的時(shí)間內(nèi)穿越5層128×128的復(fù)矩陣計(jì)算。
表1

實(shí)驗(yàn)室測(cè)量法頭骨記錄和密度用于模擬的數(shù)據(jù)可以從使用CT成像(Siemens，SOMATOM，AH82 Bone Kernal)得到的數(shù)字化的人類頭部輪廓獲得?？梢詮纳鲜鰣D像中獲得頭骨表面的同等物和內(nèi)部密度的變化。每間隔1mm使用200mm×200mm的視野掃描。聚碳酸酯立體結(jié)構(gòu)附著在每一個(gè)樣本周圍以允許頭骨被粘貼在排列上和為機(jī)械定位系統(tǒng)和CT成像提供參考。只能在考慮了界面的波束寬度之內(nèi)的骨骼中執(zhí)行計(jì)算結(jié)果。個(gè)別顱蓋的結(jié)構(gòu)和外形信息通過(guò)結(jié)合圖像獲得，該信息返回材料密度的強(qiáng)度比。
使用極限濾波器沿頭骨的內(nèi)表面和外表面的坐標(biāo)點(diǎn)標(biāo)記在圖像中，極限濾波器沿成像的每一根直線搜索最里面和最外面的＞1.4gm/cm3的密度。結(jié)合連續(xù)成像的點(diǎn)描繪頭骨表面的內(nèi)外表面的三維示意圖。每一張圖像的象素密度也被結(jié)合成三維排列用于后繼處理。
相位算法取決于與個(gè)別排列元件相關(guān)的頭骨定位的精確知識(shí)。在實(shí)踐中完成上述任務(wù)，相位算法將頭骨數(shù)據(jù)從CT同等結(jié)構(gòu)翻譯和轉(zhuǎn)化為變頻器同等結(jié)構(gòu)，也可以將頭骨從機(jī)械定位系統(tǒng)的同等結(jié)構(gòu)翻譯和轉(zhuǎn)化為變頻器同等結(jié)構(gòu)。程序操作使用定位在聚碳酸酯結(jié)構(gòu)上的三個(gè)標(biāo)記附著在頭骨上。上述定位可以被定位系統(tǒng)機(jī)械識(shí)別，精度達(dá)到大約0.1mm。算法產(chǎn)生繪制在同等系統(tǒng)中的旋轉(zhuǎn)矩陣。
超聲波測(cè)量法在水箱中進(jìn)行的傳播實(shí)驗(yàn)校驗(yàn)數(shù)字算法。測(cè)量法在水箱中的去氣和去離子的水中執(zhí)行并墊襯橡膠以抑制反射。明確用于特殊測(cè)量的變頻器產(chǎn)生超聲波信號(hào)并被聚二氟乙烯(PVDF)針式水診器(Precision Acoustics，Dorchester，UK)接收。在維持精確度的同時(shí)確保強(qiáng)接收力，直徑為0.2mm水診器用于1.5MHz的測(cè)量中，直徑為0.5mm水診器用于0.74MHz的測(cè)量中。具有較高頻率的較小的水診器被用于幫助減小水診器的方向性和幫助阻止相位平均。頭骨(或塑料板)以被旋轉(zhuǎn)步進(jìn)式馬達(dá)(made by Velmexof Bloomfied，New York)控制的角度放置在水診器和變頻器之間。三維線性定位系統(tǒng)(Velmex，Bloomfied，Model VP9000)允許水診器用于變頻器軸向?qū)ΨQ周圍的測(cè)量面積中心掃描。由任意波形發(fā)生器(made by Wavetek，of Norwich，UK，Model 305)發(fā)出的變頻器信號(hào)供應(yīng)給功率振幅(made by ENI，of Rochester，NewYork，Model 2100L)。在被數(shù)字示波器(made by Textronix，ofWilsonville，Oregon，Model 380)記錄之前，水診器的電壓響應(yīng)通過(guò)精確的聲學(xué)前置放大器和放大器(made by PreambleInstruments，of Beaverton，Oregon，Model 1820)發(fā)出。通過(guò)通用接口總線(GPIB)控制電壓波形下載到個(gè)人電腦(PC)和根據(jù)信號(hào)的快速傅氏變換算法計(jì)算測(cè)量位置的振幅和相位，并在變頻器的激勵(lì)頻率取值。
11.8mm的塑料板放置在實(shí)驗(yàn)箱中和在變頻器的軸向?qū)ΨQ上測(cè)量聲音傳輸，距離正面121mm。在-70°和70°之間每增加1°測(cè)量聲壓一次。通過(guò)對(duì)比每一個(gè)角取向的振幅和相位評(píng)估測(cè)量波形和模擬波形之間的一致性。模擬的源函數(shù)是沒(méi)有存在的板的水中通過(guò)變頻器獲得的壓力場(chǎng)測(cè)量值。
為了進(jìn)行穿骨測(cè)量，執(zhí)行兩個(gè)不同的安裝程序。附圖11顯示第一個(gè)程序，該程序被設(shè)計(jì)用于允許以不同的入射角在頭骨的大致固定的位置進(jìn)行測(cè)量。附圖12顯示第二配置，允許以具有變頻器和頭骨之間的好的配準(zhǔn)的高入射角度進(jìn)行測(cè)量，但是不便于頭骨的運(yùn)動(dòng)。最初的測(cè)量依靠頭骨振幅檢查角度，為了確定振幅峰值存在是否超過(guò)縱向Snell’s臨界角度。頭骨截面在0°和55°之間循環(huán)，具有軸向循環(huán)法線對(duì)準(zhǔn)變頻器軸向并和穿過(guò)骨骼的直線一致。最大角度55°是所述設(shè)置的可獲得的最大值。
結(jié)果塑料模型附圖13顯示測(cè)量場(chǎng)和預(yù)測(cè)場(chǎng)之間的相關(guān)性。為了參考，該圖也包括忽略剪切波時(shí)的數(shù)字計(jì)算得出的振幅。所有三份曲線圖表的振幅和相位在低于31°的入射角時(shí)極其匹配，31°是信號(hào)光譜峰值的縱向波臨界角度。然而，超過(guò)上述角度時(shí)，只用縱向模擬不能預(yù)測(cè)來(lái)自樣本范圍內(nèi)的純粹彈性波的振幅的第二局部極大。測(cè)量數(shù)據(jù)和模擬數(shù)據(jù)之間的誤差的主要來(lái)源可能是由于對(duì)模擬的剪切波吸收系數(shù)的不充分的估計(jì)導(dǎo)致的。在高角度時(shí)路徑長(zhǎng)度取最大值，上述影響更加顯著。在所有角度的模擬和測(cè)量的超聲波相位之間發(fā)現(xiàn)非常好的相關(guān)性，但是要除去介于20°和30°之間的過(guò)渡區(qū)域，在該區(qū)域內(nèi)波振幅接近其最小值。忽略上述區(qū)域，76％的保留計(jì)算值點(diǎn)偏離測(cè)量值π/6弧度，或更少。
穿骨測(cè)量通過(guò)旋轉(zhuǎn)頭骨，在32°可以觀察到局部壓力傳輸最大值，在大約30°的縱向臨界角度的基礎(chǔ)上，可能導(dǎo)致幾乎全部穿過(guò)骨骼的剪切傳播。在附圖14A-B的測(cè)量數(shù)據(jù)中找到在較高入射角度時(shí)波源是剪切波的進(jìn)一步證據(jù)，附圖14A-B顯示的角度取決于波相位。正如附圖14B所示，低于26°時(shí)，相位與純粹的縱向波的行為極其類似。在26°和32°之間，在斜率上存在減速，這表明來(lái)自剪切波和縱向波的雙重作用于某一區(qū)域。超過(guò)32°的斜率接近直線的和負(fù)的是由于剪切聲速小于水中的聲速。
使用同樣的安裝配置，在分辨率為1mm時(shí)，在30mm×30mm面積上對(duì)不同的入射角執(zhí)行場(chǎng)測(cè)量。附圖15在0°、15°和35°的入射角度穿過(guò)頭骨后立即顯示場(chǎng)，表明與0°和15°縱向模式的傳播相比作為剪切波穿越頭骨的信號(hào)具有較少的失真。
第二套測(cè)量方案在頭骨中執(zhí)行，頭骨放置在為了與CT成像空間相關(guān)的參考框架中。盡管只有一個(gè)剪切波速的估計(jì)值用于研究，精確的空間配準(zhǔn)和縱向模式的數(shù)據(jù)允許縱向臨界角度被識(shí)別。頭骨被排成行以確保傳輸信號(hào)在骨骼中形成剪切傳播。附圖16顯示根據(jù)模擬算法確定的與軸向?qū)ΨQ相關(guān)的32°定位的頭骨外表面的實(shí)例。盡管在模擬和測(cè)量之間存在誤差，但是模擬能夠識(shí)別存在的聚焦剪切波。
與放置在參考框架中的頭骨執(zhí)行實(shí)施例，允許與CT成像空間相關(guān)。精確的空間配準(zhǔn)和縱向模式的數(shù)據(jù)允許縱向臨界角度被識(shí)別。只有一個(gè)剪切波速的估計(jì)值用于研究。頭骨被排成行以確保傳輸信號(hào)在骨骼中形成剪切傳播。附圖7顯示場(chǎng)的線性測(cè)量方案，與軸向?qū)ΨQ相關(guān)的32°定位的頭骨外表面。盡管在模擬和測(cè)量之間存在誤差，雖然如此模擬能夠識(shí)別存在的具有類似于測(cè)量方案的波束形狀的聚焦剪切波。
診斷應(yīng)用-穿骨成像為形成穿骨成像，反射的信號(hào)傳播第二時(shí)間返回穿過(guò)頭骨，返回帶有可測(cè)量的信號(hào)，優(yōu)選的是具有較少的失真。從1MHzPanametrics成像探針和脈沖接收放大器分析信號(hào)。尼龍螺母c＝2.6×106mm/s Z＝2.9M Rayl)當(dāng)作成像目標(biāo)。螺母通過(guò)細(xì)小的鋼絲針懸掛在水箱底板的上方。通過(guò)使傳播方向首先與頭骨垂直然后與骨骼形成大約33°角獲得A型線性成像。
為克服損失，特別強(qiáng)的信號(hào)衰減大約1MHz，使用發(fā)射穿越頭骨的一系列擴(kuò)展脈沖的新的激勵(lì)方案。脈沖在頻率范圍內(nèi)重復(fù)和信號(hào)用數(shù)字結(jié)合。在可效仿的試驗(yàn)中，在0.5MHz-2MHz范圍內(nèi)每間隔0.01MHz的頻率發(fā)射的穿越頭骨的10個(gè)周期。附圖17A顯示上述一系列測(cè)量。然后將信號(hào)除以峰值得到平均重量來(lái)實(shí)現(xiàn)標(biāo)準(zhǔn)化，以強(qiáng)調(diào)如附圖17B顯示的較弱的頻率信號(hào)。隨后探測(cè)，所有的時(shí)間信號(hào)的總和和使用匹配的濾波器恢復(fù)結(jié)構(gòu)界面。附圖18A顯示結(jié)果信號(hào)。附圖證明與單一脈沖相比在定位和信號(hào)振幅中有重大改進(jìn)。標(biāo)準(zhǔn)光譜與頻域交叉應(yīng)當(dāng)允許在應(yīng)用匹配的濾波器之后更好的界面定位。此外，強(qiáng)制驅(qū)動(dòng)變頻器的振動(dòng)有可能在變頻器響應(yīng)的高端或低端增加變頻器的寬帶。同時(shí)，結(jié)合的數(shù)字信號(hào)的有效功率遠(yuǎn)遠(yuǎn)超過(guò)由單一脈沖安全得到的功率。因此，信號(hào)噪聲比的重大改進(jìn)是有可能的。
A型線性成像之后接著是使用中心頻率是0.91MHz的聚焦寬帶變頻器排列的C-掃描成像實(shí)驗(yàn)。為繪制圖像，1MHz變頻器附著在步進(jìn)式馬達(dá)遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器上。變頻器直徑是12.7mm，描繪當(dāng)前實(shí)驗(yàn)的分辨率限制。首先在水中獲得尼龍螺母的掃描得到超過(guò)20mm×20mm的面積，然后在接近法線方向穿過(guò)骨骼碎片，最后在接近33度的角度獲得尼龍螺母的掃描。軸向(時(shí)間的)和波束操縱的輻射信息的結(jié)合允許構(gòu)建和評(píng)估三維成像。附圖19顯示持續(xù)時(shí)間的目標(biāo)成像片斷。圖像的空間分辨率受到現(xiàn)有的成像變頻器的直徑的限制，現(xiàn)有的成像變頻器探測(cè)直接在元件上的反向散射數(shù)據(jù)。
期望較小的寬帶提供對(duì)成像清晰度的相當(dāng)多的改進(jìn)。水掃描和經(jīng)顱掃描之間的失真至少部分由圖像獲得程序的方法引起。在頭骨表面移動(dòng)變頻器的動(dòng)作引起額外的失真是由于頭骨厚度和聲學(xué)性質(zhì)的空間變化。如果窄超聲波波束直接穿過(guò)頭骨，誤差修正可能不是必須的。如果使用大面積的排列，就可以采用非創(chuàng)性誤差修正算法。
非創(chuàng)性相位誤差修正可以運(yùn)用于恢復(fù)穿過(guò)頭骨的焦點(diǎn)。在這樣的案例中，可以小心地使用體外頭骨的CT掃描配準(zhǔn)信息預(yù)測(cè)相位失真。但是，影像硬件也可能全部的相位失真可以通過(guò)頭骨底部的反射信號(hào)預(yù)測(cè)。反射點(diǎn)在大腦中起到實(shí)質(zhì)變送器的作用，而且可以用于大腦中任一點(diǎn)的聚焦。上述方法的成功可以改善聚焦和逐步地消除對(duì)頭部CT掃描的需求。實(shí)踐中，具有中心頻率在大約0.5MHz和2MHz之間的變頻器排列和至少100個(gè)元件可能用于幫助確保充足的波束操縱能力。
信號(hào)的改進(jìn)可以根據(jù)信噪比(SNR)和減少目標(biāo)失真和準(zhǔn)確目標(biāo)定位的測(cè)量值進(jìn)行量化。設(shè)備安裝(例如，附圖2所示)優(yōu)先使用快速開(kāi)關(guān)多路復(fù)用器以允許記錄波形，波形來(lái)自橫過(guò)排列的多通道。展現(xiàn)在附圖20中的是0度和33度入射角的圖像對(duì)比，顯示在33度角減少的圖像噪音。
診斷應(yīng)用-空洞成像穿骨方法的應(yīng)用不僅可以運(yùn)用與大腦，還可以在頭骨中被感染的充滿液體的竇腔中運(yùn)用。參考附圖21，為了說(shuō)明適應(yīng)性，研制的塑料模型130提供可以充滿和派排干液體(水)的空洞134。促動(dòng)1MHz的中心頻率Panametrics變頻器132產(chǎn)生脈沖發(fā)射信號(hào)在以下四個(gè)位置之一穿過(guò)模型130(1)高角度超聲波入射(＞45°)以引發(fā)剪切波在具有充滿空氣的空洞134的模型130中傳播；(2)高角度超聲波入射充滿水的空洞134；(3)低角度超聲波入射(＜5°)并提供幾乎所有縱向波在具有充滿空氣的空洞134的模型130中的傳播；和(4)低角度入射充滿水的空洞134；使用剪切波的空洞成像的實(shí)例的優(yōu)勢(shì)體現(xiàn)在附圖22A-B顯示的實(shí)驗(yàn)結(jié)果中。附圖22A顯示當(dāng)空洞充滿空氣和充滿液體時(shí)的高角度信號(hào)的時(shí)間關(guān)系曲線圖的戲劇性的差別。對(duì)比而言，附圖22B顯示的縱向結(jié)果在通過(guò)附加骨骼自身范圍內(nèi)的反射的信號(hào)信息的充滿空氣和液體的案例中都是復(fù)雜的，使得成像位置的準(zhǔn)確診斷變得困難。上述結(jié)論建議在實(shí)踐中剪切模式可以作為一種確定竇腔中存在液體的方法應(yīng)用于臨床。
討論最初的模擬和實(shí)驗(yàn)測(cè)量結(jié)果表明連貫的聚焦超聲波波束可以作為純粹的剪切波在頭骨中傳輸。當(dāng)驅(qū)動(dòng)頻率接近0.7MHz時(shí)，峰值振幅穿過(guò)頭骨是由于骨骼中的剪切傳播被發(fā)現(xiàn)與縱向傳播相似，有時(shí)驅(qū)動(dòng)頻率高于0.7MHz。而且，剪切波經(jīng)歷減少全部相位移動(dòng)的事實(shí)確定在大腦中大面積區(qū)域內(nèi)使用的簡(jiǎn)化和擴(kuò)展非創(chuàng)性穿骨調(diào)焦方法的能力。盡管剪切振幅低于縱向模式，證據(jù)表面當(dāng)傳播通過(guò)骨骼的局部區(qū)域時(shí)，所有波束可能遭受較少的失真。而且，剪切模式遭受較少的相位失真，大概是由于剪切波速和水中的聲速的相似性。在軟組織中發(fā)現(xiàn)可以比較的相似性。模擬數(shù)據(jù)和測(cè)量數(shù)據(jù)之間的更加精確的相關(guān)性可以通過(guò)使用更加正確的頭骨中剪切波速的測(cè)量方法獲得。
存在幾種有意在穿骨應(yīng)用中使用剪切波的直接指示的可能(盡管本發(fā)明對(duì)上述應(yīng)用沒(méi)有限制)。首先，剪切波傳播可能被附加到在高入射角度時(shí)改進(jìn)調(diào)焦而先存在的非創(chuàng)性穿骨相位算法中。當(dāng)調(diào)焦接近頭骨表面時(shí)這是極其重要的，使用高角度入射。第二，剪切波傳播可以運(yùn)用于穿骨成像，窄的超聲波波束以有意的高入射角度直接穿過(guò)頭骨。第三，剪切波傳播可以潛在地通過(guò)頻率多普勒轉(zhuǎn)移探測(cè)大腦中的流動(dòng)。所有上述技術(shù)可以在討論的輔助兆赫頻率范圍內(nèi)執(zhí)行。
其它實(shí)施例在附屬權(quán)利要求的范圍和主旨之內(nèi)。例如，由于軟件特性，上述功能可以通過(guò)使用軟件、硬件、固件、硬編碼或它們的結(jié)合來(lái)實(shí)現(xiàn)。特征執(zhí)行功能也可以在不同的位置被物理地定位，包括被分配以致部分功能被在不同的物理位置執(zhí)行。進(jìn)一步，如果使用具有不同頻率和相位的不同的脈沖，每一個(gè)脈沖不必只具有一個(gè)頻率和一個(gè)相位；一種或更多的脈沖可以具有不止一個(gè)頻率和/或振幅。而且，入射超聲波能量不用對(duì)準(zhǔn)對(duì)象，上文的縱向臨界角度是為了產(chǎn)生剪切波。入射角度可以小于Snell’s角度，例如，對(duì)象的表面法線和/或?qū)ο蟮墓趋?。然而，?yōu)選的是，以介于縱向波和剪切波的臨界角度之間的角度引導(dǎo)能量入射，這樣可以幫助產(chǎn)生需要的剪切波能量的數(shù)量。
附件A壓力振幅通過(guò)解答方程式(1)、(2)、(3)和(8)中描述的速度勢(shì)來(lái)計(jì)算。獲得方程式的線性代數(shù)聯(lián)立解之后，可能顯示骨骼中的剪切波和縱向波振幅由以下方程式給出ASII(θI)=-4ALIcI2kI2kLIIρIcosθIcosθLIIsinθLII/kSIIDII(θI)ρIIcosθI+cII2kIρIICII(θI)...(9)]]>和ALII(θI)=2ALIcII2kI2kSIIρIcosθIcos2θSII/kLIIDII(θI)ρIIcosθI+cII2kIρIcosθLBII(θI)...(10)]]>其中BII(θI)=kSIIcos2θSII+2kLIIsinθLIIsinθSII,...(11)]]>CII(θI)=kScosθLIIcos2θSII+kLsin2θSIIsinθSII,...(12)]]>DII(θI)=kLIIkSII(cLII2cos2θSII-2cSII2sinθLIIsin(θLII-2θSII)),...(13)]]>和傳輸角度被理解為θ的函數(shù)，與Snell’s定律有關(guān)，sinθIcI=sinθLIIcLII=sinθSIIcSII....(14)]]>傳輸進(jìn)大腦的光波振幅來(lái)自入射的縱向波和剪切波，與ALSIII(θI)=-(2ASII(θI)cS2kS2ρskcosθLII′(kScos2θSII′+2kLsinθSII′)sin2θSII′)/kIIID(θI)ρIIcosθIII+cIII2kIIIρIIICII(θI)...(15)]]>和
ALLIII(θI)=2ALII(θI)kLII2ρIIcosθL(cLII2-cSII2+cSII2cos2θLII)BII(θI)/kIIIρIIcosθIIIDII(θI)+cIII2kIIIρIIIcosθLIIBII(θI)....(16)]]>相等。
附件B無(wú)論層與層之間是否平行，傳遞函數(shù)仍然寫成封閉的解析式。由于厚度與Z軸交叉，Zn，聲速Cn，和每一層的密度(n＝I，II，III)，單位矢量垂直與層表面 是由計(jì)算得出的。給定的波矢量 光線路徑從(0，0，Z0)任何兩個(gè)表面界面穿過(guò)的距離cS=μρ,...(7)]]>cL=λ+2μρ]]>其中，正如附圖2所描述的， 是沿層伸展的矢量從Z軸到光線在層上的截距。沿波矢量路徑的單位矢量由 給定。此外，理解取決于光線矢量方位的頻率。因而斷定，光線位置矢量應(yīng)當(dāng)?shù)扔赗→nxy=|R→nxy|k→nxy.]]>盡管，已知初始波矢量方位 第一層和隨后層的光波矢量方向必須使用關(guān)系式計(jì)算得出。
1cn(n^n+1×k^nxy)=1cn+1(n^n+1×k^n+1xy),...(18)]]>這是Snell’s定律在三維空間中的結(jié)論，在三維空間中要求入射光矢量、傳輸光矢量和法線矢量都在同一平面上。在方程式(18)右邊的傳輸光矢量可以通過(guò)在方程式兩邊用 交叉獲得。使用交叉乘積關(guān)系，可以顯示為k^n+1xy=cn+1cn(k^nxy-cosγin+1xyn^n+1)+cosγin+1xyn^n+1...(19)]]>nth層的入射單位波矢量與(n-1)st層傳輸光波相等。除了附圖2所示的0th層以外，為計(jì)算方程式(17)發(fā)現(xiàn) 給定橫過(guò)Z軸的每一層的厚度，光線 和n+1層的表面的交集的點(diǎn)是r→n+1=R→n+r→n-z→n....(20)]]>一系列N層之上，光線相位到達(dá)Nth平面ΦR( ω)是方程式(17)給定的相位作用的每一路徑長(zhǎng)度的總和?？臻g相位在Z平面，與N的光線相位相關(guān)ΦN(k→Nxy,ω)=ΦR(k→Nxy,ω)-2πKNrNsinγNxy,]]>在附圖2中舉例說(shuō)明。以極坐標(biāo)角度γoxy(ω)離開(kāi)初始平面的光線將以由N-1單位矢量 確定新的方向γNxy(ω)到達(dá)Z平面。
φ(k→Nxy,ω,z)=φ(k→0xy,ω,z0)+Σn=0N-1kn(z→n-γ→n)·n^n+1k^n·n^n+1-sinγNxy(ω),...(21)]]>既定Φ( ω，z0)， 的相位(kx，ky，ω，z0)在初始平面。
Z層平面的壓力可以根據(jù)方程式(21)的光線相位來(lái)表達(dá)和傳遞系數(shù)由p~(k→Nxy,ω,z)=p~(k→0xy,ω,z0)e-isinγNxy(ω)[Πn=1N-1Tnxy(ω)eiφN(k→Nxy,ω,z)],...(22)]]>給出。
其中，方程式(22)右邊方括號(hào)里面的項(xiàng)可以被認(rèn)為是繪制從k0空間到新kn空間算符。在現(xiàn)存的問(wèn)題中，振幅、T由方程式(15)和(16)和總和角度γNxy給出。在實(shí)踐中，繪制需要插值以產(chǎn)生線性空間矩陣Z。
權(quán)利要求
1.釋放使用剪切波的超聲波信號(hào)的方法，方法包括一部分至少第一超聲波波束以至少與對(duì)象的表面相關(guān)的第一入射角度照射到對(duì)象以在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對(duì)象的需要部位中的第一超聲波能量的實(shí)質(zhì)部分。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中運(yùn)用于骨骼表面的部分第一超聲波主波束介于與對(duì)象相關(guān)的縱向波臨界角度和與對(duì)象相關(guān)的剪切波臨界角度之間。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中運(yùn)用的部分至少第一超聲波主波束包括在多入射角度時(shí)運(yùn)用超聲波能量在所需要的部位聚焦超聲波能量，多個(gè)入射角度介于與對(duì)象相關(guān)的縱向波臨界角度和與對(duì)象相關(guān)的剪切波臨界角度之間。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的方法進(jìn)一步包括對(duì)對(duì)象運(yùn)用至少一部分第二超聲波波束，以致在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波并在對(duì)象的所需要的部位產(chǎn)生第二超聲波；產(chǎn)生至少一部分所需要的部位的圖像；以及從圖像中識(shí)別，部分第二超聲波波束的超聲波能量是否以需要的方式到達(dá)所需要的部位。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中部分第一超聲波主波束的的運(yùn)用包括在骨骼中至少部分第一超聲波波束的運(yùn)用。
6.根據(jù)權(quán)利要求5的方法，其中骨骼是指頭骨，而且其中部分第一超聲波波束以至少第一臨界角度照射到頭骨上，以便于在頭骨范圍內(nèi)到達(dá)需要部位。
7.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中部分第一超聲波波束在不同頻率的多次脈沖中運(yùn)用。
8.根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。
9.根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中不同的頻率在大約0.2MHz-3MHz的頻率范圍內(nèi)。
10.根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期到連續(xù)周期的范圍內(nèi)。
11.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中部分至少第一超聲波波束的運(yùn)用包括對(duì)對(duì)象使用一部分第三超聲波波束以在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波，并在需要部位產(chǎn)生第三超聲剪切波。
12.根據(jù)權(quán)利要求11的方法，其中部分第三超聲波波束與部分第一超聲波波束分離。
13.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中部分至少第一超聲波波束的運(yùn)用包括在第四臨界角度對(duì)對(duì)象使用一部分第四超聲波波束，第四臨界角度小于與對(duì)象相關(guān)的縱向波臨界角度。
14.將使用剪切波的超聲波信號(hào)釋放到對(duì)象的目標(biāo)部位的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括光源經(jīng)過(guò)配置發(fā)射超聲波能量；以及引導(dǎo)裝置，與光源耦合，用于產(chǎn)生一部分至少發(fā)射出去的超聲波能量的第一主波束，第一主波束將入射到對(duì)象表面以在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對(duì)象的目標(biāo)部位中的第一超聲波能量的實(shí)質(zhì)部分。
15.根據(jù)權(quán)利要求14的系統(tǒng)，其中引導(dǎo)裝置經(jīng)過(guò)配置用于以第一角度引導(dǎo)對(duì)象表面的第一主波束，第一角度介于與對(duì)象相聯(lián)系的縱向波臨界角度和與對(duì)象相聯(lián)系的剪切波臨界角度之間。
16.根據(jù)權(quán)利要求15的系統(tǒng)，其中引導(dǎo)裝置包括至少(1)遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器用于機(jī)械引導(dǎo)與光源相關(guān)的法線方向以第一角度照射到表面，和(2)相位/延遲調(diào)節(jié)器，其中光源包括多個(gè)輻射元件，配置的相位/延遲調(diào)節(jié)器用于調(diào)節(jié)至少多個(gè)輻射元件的相位和延遲電控操縱到至少第一主波束。
17.根據(jù)權(quán)利要求16的系統(tǒng)，其中遠(yuǎn)程位置調(diào)節(jié)器經(jīng)過(guò)配置至少(1)以固定的方式與對(duì)象和光源耦合以致法線在第一角度直接照射表面，和(2)機(jī)械調(diào)整光源以致法線在第一角度直接照射表面。
18.根據(jù)權(quán)利要求16的系統(tǒng)，其中光源包括發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，系統(tǒng)包括控制器配置和耦合以產(chǎn)生至少一部分光源以發(fā)射超聲波能量，處理發(fā)射出去的能量中反射能量的標(biāo)簽以確定與光源相關(guān)的至少一部分表面的定位，以及激發(fā)帶有至少部分位于介于縱向臨界角度和剪切波臨界角度之間的一部分表面的主波束的光源唯一元件。
19.根據(jù)權(quán)利要求18的系統(tǒng)，其中控制器處理返回能量的標(biāo)簽以形成至少一部分表面的圖像。
20.根據(jù)權(quán)利要求15的系統(tǒng)，其中控制器與光源耦合并用于激發(fā)光源產(chǎn)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對(duì)象表面，第二角度介于與對(duì)象相聯(lián)系的縱向波臨界角度和與對(duì)象相聯(lián)系的剪切波臨界角度之間，以致光源的第二主波束的超聲波能量可以在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波，而且第二主波束的能量將到達(dá)目標(biāo)部位，其中第二角度不同于第一角度。
21.權(quán)利要求14的系統(tǒng)包括與光源耦合的控制器被配置用于激發(fā)光源產(chǎn)生向目標(biāo)部位發(fā)出能量的第一主波束。
22.權(quán)利要求14的系統(tǒng)包括與光源耦合的控制器和配置用于激發(fā)光源產(chǎn)生具有多個(gè)不同頻率的脈沖的第一主波束。
23.根據(jù)權(quán)利要求22的系統(tǒng)，其中不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。
24.根據(jù)權(quán)利要求23的系統(tǒng)，其中不同的頻率在大約0.2MHz-大約3MHz的頻率范圍內(nèi)。
25.根據(jù)權(quán)利要求22的系統(tǒng)，其中脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期到連續(xù)周期的范圍內(nèi)。
26.權(quán)利要求14的系統(tǒng)包括與光源耦合的控制器被配置用于激發(fā)光源產(chǎn)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對(duì)象表面，第三角度小于與對(duì)象相關(guān)聯(lián)的縱向臨界角度。
27.釋放使用剪切波的超聲波信號(hào)到對(duì)象的目標(biāo)部位的系統(tǒng)，系統(tǒng)包括光源經(jīng)過(guò)配置用于發(fā)射超聲波能量；與光源耦合的控制器被配置用于激發(fā)光源向?qū)ο蟀l(fā)射超聲波能量；以及定位裝置與光源耦合并且確保第一主波束的一部分波束來(lái)自至少一部分光源，光源以第一角度照射骨骼的一部分表面，第一角度介于與對(duì)象相關(guān)的縱向臨界角度和與對(duì)象相關(guān)的剪切臨界角度之間，以致第一主波束的超聲波能量在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波，同時(shí)發(fā)射的超聲波能量將到達(dá)目標(biāo)部位；其中控制器激發(fā)光源發(fā)射多脈沖的能量，每一個(gè)脈沖具有不同的頻率。
28.根據(jù)權(quán)利要求23的系統(tǒng)，其中光源包括發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，其中經(jīng)過(guò)配置的控制器抑制至少如下激發(fā)(1)一部分光源產(chǎn)生第二主波束，至少部分第二主波束以第二角度入射到對(duì)象的部分表面，第二角度小于縱向臨界角度，和(2)一部分光源產(chǎn)生第三主波束，至少部分第三主波束以第三角度入射到對(duì)象的部分表面，第三角度大于剪切波臨界角度。
29.根據(jù)權(quán)利要求27的系統(tǒng)，其中不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內(nèi)。
30.根據(jù)權(quán)利要求29的系統(tǒng)，其中不同的頻率在大約0.2MHz-大約3MHz的頻率范圍內(nèi)。
31.根據(jù)權(quán)利要求29的系統(tǒng)，其中脈沖持續(xù)時(shí)間在大約1周期到連續(xù)周期的范圍內(nèi)。
32.根據(jù)權(quán)利要求27的系統(tǒng)，其中定位裝置與對(duì)象耦合以機(jī)械確定與需要的對(duì)象相關(guān)的光源位置。
33.根據(jù)權(quán)利要求27的系統(tǒng)，其中光源包括發(fā)射超聲波能量的多個(gè)元件，其中定位裝置被配置同于影響元件的相位以電控操縱第一主波束。而且控制器從返回能量中產(chǎn)生線性圖像。
全文摘要
釋放使用剪切波的超聲波信號(hào)的方法，方法包括一部分至少第一超聲波波束以至少與對(duì)象的表面相關(guān)的第一入射角度照射到對(duì)象以在對(duì)象中產(chǎn)生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對(duì)象的所需要部位中的第一超聲波能量的實(shí)質(zhì)部分。
文檔編號(hào)A61B8/00GK1809399SQ200480017100
公開(kāi)日2006年7月26日 申請(qǐng)日期2004年4月12日 優(yōu)先權(quán)日2003年4月17日
發(fā)明者庫(kù)勒沃·海尼內(nèi), 格雷戈里·T·克萊門特 申請(qǐng)人:布賴漢姆婦女醫(yī)院