CN113993582A - 用于减少经颅超声治疗程序期间的颅骨诱发热像差的系统和方法 - Google Patents

用于减少经颅超声治疗程序期间的颅骨诱发热像差的系统和方法 Download PDF

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Abstract

本公开的各种示例实施方案提供了聚焦超声治疗程序中颅骨诱发像差的热变化的动态校正和减少的系统和方法。不同于涉及颅骨诱发像差的静校正的常规方法，本公开的各种示例实施方案采用超声检测和从体积图像数据的颅骨厚度估计来间歇地且动态地确定颅骨诱发像差的校正，使得尽管由于术中颅内加热引起了局部颅骨区的局部热诱发的音速变化，但是像差校正减少在术中被更新并维持。此外，在一些示例实施方案中，术中确定依赖于颅骨音速的度量，并与预先确定的测量值比较，以基于度量变化和颅骨温度变化之间的预定关系确定颅骨温度的变化。

Description

用于减少经颅超声治疗程序期间的颅骨诱发热像差的系统和 方法
相关申请的交叉引用
本申请要求标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR REDUCING THERMAL SKULL-INDUCED ABERRATIONS DURING TRANSCRANIAL ULTRASOUND THERAPEUTIC PROCEDURES”且于2019年5月31日递交的第62/855,283号美国临时专利申请的优先权，其完整内容通过引用并入本文中。
背景技术
本公开涉及基于超声的治疗和成像。更特别地，本公开涉及经颅超声系统和方法。
经颅聚焦超声(FUS)治疗已成为传统手术的潜在替代方案，因为它能够对大脑深处的目标进行非侵入性消融。目前，该技术已在针对特发性震颤(Elias et al.2013,Lipsman et al.2013,Elias et al.2016)、脑肿瘤(McDannold et al.2010,Coluccia etal.2014)、强迫症(Jung et al.2015)、慢性神经性疼痛(Martin et al.2009,Jeanmonodet al.2012)和抑郁症(Kim et al.2018)的小目标的临床热消融中被成功采用和研究。特发性震颤治疗现已在2016年获得包括美国食品和药物管理局在内的多个监管机构的监管批准。
经颅FUS技术的临床实施需要通过完整的颅骨进行准确和精确定位的能力，这由于颅骨的不均匀性而具有挑战性(Clement和Hynynen 2002a)，导致大脑焦点扭曲(Fry和Barger 1978)。因此，已经提出了不同的方法来校正这种像差。例如，通过计算对应于来自相邻换能器的信号之间的互相关的峰值的时间延迟来使用超声成像时移方法(Flax和O'Donnell 1988,O'Donnell和Flax 1988,Nocl,Trahey和Smith 1989)。后来，Thomas和Fink(Thomas和Fink 1996)以及Tanter et al.(Tanter,Thomas和Fink 1998)采用了时间反转镜。简言之，超声是从植入的所需治疗体积的换能器发出的。应用治疗阵列记录波并重新发射到植入换能器的目标。同时，提出了用于肝脏(Seip,VanBaren和Ebbini 1994)和大脑(Aubry et al.2001,Clement和Hynynen 2002b)的基于导管插入的水听器的校正。
这些方法已显示出提高聚焦质量的可行性，但需要对换能器进行初始侵入性植入。为了实现非侵入性经颅治疗，发现可以通过使用获自使临床脑治疗可行的术前CT图像的颅骨密度和厚度信息(Clement和Hynynen 2002c)非侵入性地完成颅骨像差校正。此后开发了数种使用CT信息的计算机模型，并证明可以实现跨颅骨聚焦(Aubry et al.2003,Jones,O'Reilly和Hynynen 2015)。
经颅聚焦超声治疗的许多临床实施通过完整的颅骨采用准确和精确的靶向，由于颅骨的不均匀性，这具有挑战性(Clement和Hynynen 2002a)，导致大脑焦点扭曲(Fry和Barger 1978)。因此，已经提出了不同的方法来校正这种像差。例如，通过计算对应于来自相邻换能器的信号之间的互相关的峰值的时间延迟(Flax和O'Donnell 1988,O'Donnell和Flax 1988,Nocl,Trahey和Smith 1989)来使用超声成像时移方法。后来，Thomas和Fink(Thomas和Fink 1996)和Tanter et al.(Tanter,Thomas和Fink 1998)采用了时间反转镜。简言之，超声是从植入的所需治疗体积的换能器发出的。应用治疗阵列记录波并重新发射到植入换能器的目标。同时，针对肝脏(Seip,VanBaren和Ebbini 1994)和大脑(Aubry etal.2001,Clement和Hynynen 2002b)提出了基于导管插入的水听器的校正。这些方法已显示出提高聚焦质量的可行性，但需要对换能器进行初始侵入性植入。
为了实现非侵入性经颅治疗，发现可以通过使用获自使临床脑治疗可行的术前CT图像(Clement和Hynynen 2002c)的颅骨密度和厚度信息非侵入性地完成颅骨像差校正。此后开发了数种使用CT信息的计算机模型，并证明可以实现跨颅骨聚焦(Aubry et al.2003,Jones,O'Reilly和Hynynen 2015)。CT信息还可以用于与用于经颅应用的单个元件换能器偶联的具有受控厚度的声透镜的设计(例如，G.Maimbourg,A.Houdouin,T.Deffieux,M.Tanter,和J.F.Aubry,"3D-printed adaptive acoustic lens as a disruptivetechnology for transcranial ultrasound therapy using single-elementtransducers,"Phys Med Biol,63卷,第2期,025026页,2018年1月16日,和G.Maimbourg,A.Houdouin,T.Deffieux,M.Tanter,和J.F.Aubry,"Steering capabilities of anacoustic lens for transcranial therapy:numerical and experimental studies,"IEEE Trans Biomed Eng,2019年3月26日)。
已经提出了一种基于材料厚度共振频率的方法(Ohkawai 1983,Guyott 1988)，用于由颅骨诱发相移的度量(Aarnio et al.2005)。在Aarnio研究中，利用宽带超声换能器发出脉冲，并记录来自颅骨内外表面的反射声信号，然后进行频谱分析，以提取颅骨的共振频率。另外，经由卡尺或千分尺的直接度量获得颅骨厚度，其在实际临床应用中无法获得。
发明概述
本公开的各种示例实施方案提供了用于聚焦超声治疗程序中颅骨诱发像差的热变化的动态校正和减少的系统和方法。与涉及针对颅骨诱发像差的静校正的常规方法不同，本公开的各种示例实施方案采用超声检测和从体积图像数据的颅骨厚度估计间歇地且动态地确定颅骨诱发像差的校正，使得像差校正减少在术中被更新和维持，尽管由于术中颅内加热引起了局部颅骨区音速的局部热诱发变化。此外，在一些示例实施方案中，术中确定依赖于颅骨音速的度量，并与度量的预先确定的值进行比较，以基于度量变化和颅骨温度变化之间的预定关系确定颅骨温度的变化。
因此，在第一方面，提供了术中减少颅内聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的方法，所述方法包括：
在开始使用超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声后：
a)采用所述阵列的超声换能器传输非治疗超声脉冲和接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理接收信号和采用与局部颅骨区相关的颅骨厚度估计确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)在颅内聚焦超声治疗程序中重复步骤a)和b)一次或多次，以间歇地重新计算校正，并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起了局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
在另一方面，提供了术中减少颅内聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的方法，所述方法包括：
在开始使用超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声后：
a)采用所述阵列的超声换能器传输超声能和接收反射的超声能，从而获得与反射的超声能相关的接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理接收信号和采用与局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)在随后向对象递送聚焦超声期间，向提供给超声换能器的治疗传输信号施加校正，使得颅骨诱发像差减少；和
d)在颅内聚焦超声治疗程序中重复步骤a)至c)一次或多次，以间歇地重新计算校正并从而维持像差校正的精确度，尽管由于术中颅内加热引起了局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
在另一方面，提供了术中控制颅内超声治疗系统以减少颅内聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的方法，所述颅内超声治疗系统包括超声换能器的阵列和相关的换能器驱动电路，所述方法包括：
在使用聚焦超声换能器的阵列开始向对象递送聚焦超声后：
a)采用所述阵列的超声换能器传输非治疗超声脉冲和接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理接收信号和采用与局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)控制换能器驱动电路，使得当随后在颅内聚焦超声治疗程序中将聚焦超声治疗输送到对象时，将校正施加于提供给超声换能器的传输信号；和
d)在颅内聚焦超声治疗程序中重复步骤a)至c)一次或多次，以间歇地重新计算校正，并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起了局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
在另一方面，提供了进行颅内聚焦超声治疗程序的方法，所述方法包括：
使用超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声；
a)采用所述阵列的超声换能器传输超声能和接收反射的超声能，从而获得与反射的超声能相关的接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理接收信号和采用与局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)向对象递送聚焦超声治疗，同时向治疗传输信号施加校正，使得颅骨诱发像差减少；和
d)在颅内聚焦超声治疗程序中重复步骤a)至c)一次或多次，以间歇地重新计算校正，并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起了局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
在另一方面，提供了测量颅内聚焦超声治疗程序中颅骨温度变化的方法，所述方法包括：
a)采用位置邻近对象颅骨的超声换能器传输第一非治疗超声脉冲和接收第一反射的超声脉冲，从而获得第一接收信号；
b)在向对象递送聚焦超声后，采用超声换能器传输第二非治疗超声脉冲和接收第二反射的超声脉冲，从而获得第二接收信号；
c)处理第一接收信号以确定依赖于颅骨音速的度量的第一值；
d)处理第二接收信号以确定依赖于颅骨音速的度量的第二值；和
e)采用度量的第一值、度量的第二值以及颅骨温度和度量变化之间的预定的修正来确定颅骨温度的变化。
在另一方面，提供了颅内聚焦超声治疗系统，其包括：
超声换能器的阵列；
换能器驱动电路，其可操作地偶联至所述超声换能器的阵列；和
控制和处理电路，其可操作地偶联至换能器驱动电路，所述控制和处理电路包括至少一个处理器和相关的存储器，所述存储器存储可由至少一个处理器执行以进行包括以下的操作的指令：
在开始在聚焦超声治疗程序中使用所述超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声后：
a)采用所述阵列的超声换能器传输非治疗超声脉冲和接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗中输送到超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理接收信号和采用与局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)控制换能器驱动电路，使得在随后在颅内聚焦超声治疗程序中将聚焦超声治疗输送到对象时，向提供给超声换能器的传输信号施加校正；和
d)在颅内聚焦超声治疗程序中重复步骤a)至c)一次或多次，以间歇地重新计算校正，并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起了局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
在另一方面，提供了减少颅内聚焦超声治疗程序中的像差的方法，所述方法包括：
采用阵列的超声换能器传输非治疗超声脉冲和接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号；
处理接收信号，以确定与接收信号相关的一个或多个度量满足排除标准；和
在随后通过所述阵列递送聚焦超声治疗期间不使用超声换能器。
可以通过参考以下详细说明和附图实现对本公开的功能和有利方面的进一步理解。
附图的简要说明
仅通过实例的方式，现在将参考附图描述实施方案，其中：
图1A是示出了术中减少颅内聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的示例方法的流程图。
图1B是示出了术中追踪颅内聚焦超声治疗程序中的颅骨温度变化的示例方法的流程图。
图2显示了进行经颅诊断和/或治疗程序的示例系统。
图3A示出了用于进行经颅治疗程序的示例患者特异性的头部组件的横截面图示。
图3B示出了示例性实施方案，其中经颅超声换能器阵列元件通过支撑架相对于颅骨支撑，其中从经颅超声换能器阵列元件发射超声束，以便它们在远场中倍单独散焦，同时在远场中重叠以产生聚焦。
图3C示出了示例性实施方案，其显示了经颅超声换能器阵列元件相对于颅骨的定位和聚焦，使得经颅超声换能器阵列元件的聚焦位于颅骨内。
图3D示出了来自多个经颅超声换能器阵列元件的波前在远场中的聚焦。
图4A示出了设计和构建用于经颅聚焦超声治疗的患者特异性的阵列的示例过程。
图4B是示出了制造患者特异性的头部组件的示例方法的流程图。
图5是基于共振方法和水听器度量的脉冲回波度量的实验设置的示意图。
图6A至图6C描绘了(图6A)测量的时域中的射频(RF)信号；(图6B)可用带宽(0.3-0.8MHz)内的频谱；和(图6C)反褶积的频谱。
图7A至图7D描绘了(图7A)作为水听器度量的相移函数的基于共振方法的反射计算的相移；(图7B)颅骨帽Sk1-4相位差的直方图；(图7C)作为水听器测量的相移函数的反射计算的相移；和(图7D)颅骨帽Sk1-4相位差的直方图，排除入射角≥5°的测量点。实线和虚线分别表示两种模式之间的相位差为0°和±45°。
图8A至图8D描绘了(图8A)作为水听器测量的相移函数的基于CT的相移；(图8B)颅骨帽Sk1-4相位差的直方图；(图8C)作为水听器测量的相移函数的基于CT的相移；和(图8D)颅骨帽Sk1-4相位差的直方图，排除入射角≥5°的测量点。实线和虚线分别表示两种模式之间的相位差为0°和±45°。
图9A至图9B描绘了针对所有测量点的三种模式(实线：共振相对于水听器方法；虚线：基于CT的校正相对于水听器方法)相位差的累积比例，显示了(图9A)所有4个颅骨均用红线表示，入射角小于5°的情况用蓝线表示，和(图9B)颅骨1-4相应地用黑、红、蓝和品红线表示。均等分布用虚线标出。理想情况下，该图将是一个阶梯函数。
图10A至图10B描绘了(图10A)平均时间延迟和(图10B)从水听器和共振方法计算的颅骨音速(n＝403)的比较。“AllSk”表示所有4个颅骨的平均时间延迟和音速。
图11A至图11B描绘了(图11A)利用共振和水听器方法在所有4个颅骨上测量的相移变化的概要和(图11B)作为温度函数的颅骨共振频率的变化。
图12的表提供了针对所有测量点的在颅骨1-4上的小于45°和20°的平均厚度、入射角和相位差百分比的值(n总＝784)。
发明详述
将参考以下讨论的细节描述本公开的各种实施方案和方面。以下描述和附图是对本公开的说明并且不应被解释为限制本公开。描述了许多具体细节以提供对本公开的各种实施方案的透彻理解。然而，在某些情况下，为了提供对本公开的实施方案的简明讨论，没有描述众所周知的或常规的细节。
如本文所用，术语“包含(comprises)”和“包含(comprising)”应被解释为包含性和开放性的，而非排他性的。具体地，当在说明书和权利要求中使用时，术语“包含(comprises)”和“包含(comprising)”及其变体意指包括指定的特征、步骤或组件。这些术语不应被解释为排除其他特征、步骤或组件的存在。
如本文所用，术语“示例性(exemplary)”意指“用作实例、例子或说明”，并且不应被解释为优于或有利于本文公开的其他配置。
如本文所用，术语“大约(about)”和“约(approximately)”旨在涵盖值范围的上限和下限中可能存在的变化，如特性、参数和尺寸的变化。除非另有说明，术语“大约(about)”和“约(approximately)”意指正负25％或更小。
应当理解，除非另有说明，否则任何指定的范围或组是以简略表达的方式单独指范围或组的每个成员，以及其中包括的每个可能的子范围或子组并且类似地关于其中的任何子范围或子组。除非另有说明，本公开涉及并明确包括每个特定成员和子范围或子组的组合。
如本文所用，术语“同量级(on the order of)”，当与数量或参数结合使用时，是指跨越所述数量或参数的大约十分之一至十倍的范围。
如上所述，先前的数项研究解决了在进行颅内聚焦超声治疗时对颅骨诱发的相位像差进行补偿的需要。还已知(Clement和Hynynen 2002a)，颅骨诱发相移对温度基本上不敏感。事实上，Clement和Hynynen表示，“在室温下进行的相位测量可用于体温下通过颅骨的相位校正”，并且“在治疗性治疗期间颅骨温度的上升(～10℃)不应显著改变相位”。
本发明人在进行实验证明功率与声效率之间呈负相关后，并鉴于功率与颅骨加热之间呈正相关，怀疑本领域先前得出的关于温度对颅骨诱发的相位像差的影响的结论可能不正确。事实上，本发明人怀疑，如在他们的实验中观察到的那样，颅骨加热导致焦斑尺寸增加和临床脑治疗的加热效率降低，并假设较高功率下焦点温度升高的限制可能是由于起因于由依赖于颅骨诱发像差的不正确的温度校正造成的焦距变宽的加热效率降低。因此，本发明人怀疑这种焦距变宽可能是由于未能补偿起因于颅骨温度的空间上不均匀增加的颅骨音速变化造成的。
认识到颅内聚焦超声治疗领域中的这一技术问题，本发明人寻求开发一种促进聚焦超声治疗程序中颅骨诱发像差的热诱发变化的减少的解决方案。
如在下面提供的实施例中所解释的，本发明人进行了一系列实验，与先前由Clement和Hynynen 2002a提供的教导和偏见形成鲜明对比的是，这些实验证明颅骨诱发像差对颅骨温度具有很强的依赖性。例如，使用共振方法和水听器方法(在下文中有详细描述)进行温度从25℃升高到42℃的颅骨诱发相移的测量。发现作为温度函数(在0.5MHz的中心频率下)的在室温和42℃之间测量的来自4个示例颅骨样本的颅骨诱发相移作为温度的函数显著改变，其依赖于温度，每摄氏度2.65°的相变。此外，本发明人还发现，测量的颅骨的平均共振频率的变化与温度的变化成反比。
本发明人从这些实验发现得出结论，即在进行高强度经颅治疗超声程序时，预期颅骨内温度会显著升高，这与本领域常规知识相反，其导致颅骨密度和音速的显著变化，并从而导致可能影响聚焦超声治疗的效率和精确度的显著的颅骨诱发相移。因此，确定需要将促进颅骨诱发像差的热诱发的变化的动态、术中和空间异质性(换能器特异性的)校正的方法。
本公开的各种示例实施方案提供了用于动态校正和减少聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的热变化的系统和方法。与其中术前确定颅骨诱发像差的静校正的常规方法不同，在开始聚焦超声治疗之前，并且随后施用而不在程序中进行修改，本公开的各种示例实施方案采用超声检测和使用从体积图像数据估计的颅骨厚度来间歇地且动态地确定聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的校正，使得像差校正减少在术中被更新并维持，尽管由于术中颅内加热引起局部颅骨区音速的局部热诱发变化。此外，在一些示例实施方案中，依赖于颅骨音速的度量在术中确定，并与预先确定的度量值进行比较，以基于度量变化和颅骨温度变化之间的预定关系确定颅骨温度的变化。
在一示例实施方案中，提供了一种方法，其中经颅超声阵列的超声换能器被用于间歇地检测从颅骨反射的超声能，以非侵入性地监测局部颅骨加热。如下文详细解释的，在聚焦超声治疗程序中间歇地采用经颅超声阵列的超声换能器，以检测从邻近换能器的局部颅骨区反射的反射超声能，并处理检测的信号，并与局部颅骨厚度的基于体积图像的估计组合使用，以确定用于调节驱动信号的相位的动态校正，以补偿加热诱发的变化。在聚焦超声治疗程序中可间歇地(例如，周期性地或不定期地)计算该动态校正。此外，可以确定动态校正，并用于阵列的多个超声换能器，如阵列的所有超声换能器。
本文描述的示例方法和系统可以有利于提高颅内聚焦超声治疗程序的准确性、效率和质量。此外，本示例实施方案可能会提高一些在其他情况下由于加热效应而被认为不可行的一些颅内聚焦超声治疗程序的可行性。事实上，尽管一些涉及颅内聚焦超声的临床试验已经取得成功，但仍有许多患者无法达到足够的温度进行热消融。此外，在一些情况下，聚焦超声治疗程序被认为是不可行的，因为在可能诱发颅骨损伤的程序中颅骨温度将变得非常高。另外，在一些临床病例中，由于颅骨过度加热，只能治疗中心目标。根据本文描述的示例实施方案可以实现的改进的治疗效率可以有效地降低此类程序中颅骨加热的程度，从而增加其潜在可行性。
现在参考图1A，提供了一种示例方法，其为术中减少颅内聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的方法。在开始使用超声换能器的阵列(100)向对象递送聚焦超声后，阵列的超声换能器被用于传输非治疗超声脉冲到邻近超声换能器的颅骨的局部区域中和接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号，如步骤105所示。
如本文所用的短语“非治疗的”是指具有低于递送聚焦超声治疗能期间超声换能器采用的能量的能量的脉冲，其中非治疗超声脉冲被用于测量从颅骨反射的超声能，与递送超声能至颅内目标以产生治疗效果相反。在一些示例实施方案中，非治疗超声脉冲可以具有超过聚焦超声治疗递送中采用的超声脉冲的带宽的带宽，使得可以处理反射的信号，以准确地确定反射的脉冲频谱的共振特征和/或确定反射的脉冲的飞行时间。在一些示例实施方案中，可以可替代地被称为“诊断”超声脉冲的非治疗超声脉冲可以具有至少500kHz的带宽。在一些示例性实施方式中，非治疗超声脉冲的中心频率范围可以为0.5MHz至15MHz。
然后处理接收信号，如110所示，连同获自与对象相关的体积图像数据的处理的局部颅骨厚度的估计一起，以确定用于校准在随后的聚焦超声治疗中输送到超声换能器的治疗传输信号的校正。
计算校正，使得其适用于减少或基本消除与邻近超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差。例如，校正可以是用于调节在随后的聚焦超声能递送期间输送到超声信号的传输信号的相位的相位校正。在另一示例实施方案中，校正可以是用于延迟传输信号递送的时间延迟。合适的校正的各种非限制性实例及其应用在下文中有进一步详细的描述。
如图1A中的120所示，对于阵列的一个或多个超声换能器，可以重复步骤105和110。在一示例实施方式中，计算阵列的所有超声换能器的校正。在另一示例实施方式中，可以针对阵列的超声换能器的子集计算校正。
然后可以在颅内聚焦超声治疗程序(115)中重复这些步骤一次或多次，如125所示，以间歇地重新计算校正并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起局部颅骨区音速的局部热诱发变化。而图1A显示了在开始聚焦超声治疗(100)后计算的校正，将理解，图1A不旨在为限制性的，并且可以在开始聚焦超声治疗前计算校正(例如，可以计算初始校正，以在可感知的颅骨加热前用于聚焦超声治疗的初始阶段中)。
下面提供了计算给定超声换能器的校正的一个非限制性实例。根据本实例，可以通过首先处理获自检测的超声脉冲反射的接收信号来计算校正，其中处理是在频域中进行的，以识别与邻近超声换能器的局部颅骨区相关的共振。
来自损耗介质中的宽带脉冲的反射信号的频谱产生类似于强度传输系数的结果：
Figure BDA0003380366970000121
其中ρ、c、kb和d分别表示密度、音速(SoS)、波数和厚度，并且下标b和w分别表示传播介质骨和水。从方程式(1)中，很明显，在使得kbd＝nπ的频率下，发生了全透射，这表现为在反射信号的频谱上来自颅骨的反射减少。这些频率最小值是骨层的共振频率，并且可以通过相对于频率定位第一导数的零点来获得：
Figure BDA0003380366970000122
从方程式(2)中，骨中的SoS可以计算为
cb＝2d(fi+1-fi)＝2dΔf。 (3)
由颅骨插入引起的时间延迟可表示为
Figure BDA0003380366970000131
其产生由颅骨引起相位差的方程式：
Figure BDA0003380366970000132
其中f代表换能器的中心频率，水中的SoS cw是温度依赖性的，并且d是目标点处的颅骨厚度，这可能是获自与对象相关的体积图像数据(如术前计算机断层扫描图像)，如下文进一步描述的。
在记录了从颅骨表面反射的信号(回波)后，可以应用傅立叶变换，然后进行换能器的脉冲反应的反褶积。然后可以采用在频谱中的谐振特征来计算相移。在下面提供的实施例中，使用换能器带宽(0.3-0.8MHz)内的局部最小值来计算相移，并在每个点取平均值。将结果与金标准水听器方法进行比较，其中波形用四阶巴特沃斯带通滤波器(0.1-1MHz)进行数字滤波，并通过对有和没有颅骨的数据进行互相关计算飞行时间的变化。
颅骨的局部厚度可以从体积图像数据计算，如计算机断层扫描(CT)或磁共振成像(MRI)。在下面的实施例部分中提供了使用术前CT图像数据来计算局部颅骨厚度的示例方法。
可以通过施用合适的转换将体积图像数据从体积成像系统的参考系转换为术中参考系，以促进确定对邻近超声换能器的局部颅骨区有效的颅骨厚度估计。例如，可以经由如O’Reilly,et al.,2016中所述的基于超声的方法实现颅骨配准。简言之，换能器以单周期脉冲串一次一个地被激发。记录从颅骨外表面反射的信号，并利用第一回波从飞行时间计算到颅骨上的点的距离。颅骨的外表面是从CT数据中分割出来的，并由一系列顶点和面界定。给出CT和超声数据，然后可以使用基于最近点的方法(例如，Besl和McKay,1992)求解颅骨位置并可以确定配准。
虽然本示例实施方案涉及计算相变校正，但将理解的是，可替代地根据另一度量如时间延迟计算校正。
此外，虽然前面的示例实施方式涉及基于对接收信号频谱中的共振特征的分析来计算校正，但是可以理解，在确定校正时，替代地可以采用其他处理接收信号的方法。
例如，在一替代示例实施方式中，可以使用脉冲回波分析方法进行时域分析。将第1回波和第2回波的到达时间分别表示为t1和t2，通过局部颅骨区的传播时间延迟可以表示为Δt＝(t2-t1)/2，从而导致相移。该时间延迟是通过颅骨传播的净时间延迟。然后可以将起因于由于骨而非水的存在引起的扰动Δt的时间偏移校正(来自颅骨插入的时间延迟)计算为Δt脉冲-回波＝d/cb，因此颅骨插入的时间延迟为t＝d/cb-d/cw＝Δt脉冲-回波-d/cw，其可以使用从处理体积图像数据估计的局部颅骨厚度进行计算。将理解的是，应使用具有小于颅骨内往返旅行的飞行时间的持续时间的非治疗超声脉冲进行时域方法。
将理解的是，阵列的超声换能器可以是单个或多个元件的超声换能器，如单个的聚焦换能器元件或相控阵。在一些示例实施方式中，可以将超声换能器配置为实现颅骨内的聚焦(下面提供了这种配置的实例)。
如以下实施例部分所解释的，本发明人已经发现，当阵列的超声换能器定位成使得它们分别的射束轴垂直于颅骨表面时，本示例校正方法实现了优异的性能。这种对准可以例如使用超声元件和电子束操纵的相控阵配置来实现，使得当相控阵中由每个元件接收的反射信号中的峰值的总和达到最大值时实现正入射。在替代示例实施方式中，可以改变单个元件换能器的角度，直到从颅骨表面接收到最大回波。换能器的角度变化可以例如通过机械方式(使用单个元件换能器)或电力方式(使用相控阵换能器)进行。
在一些示例实施方案中，接收信号可用于识别阵列的一个或多个异常换能器，并在聚焦超声治疗期间不使用一个或多个异常换能器，以避免使用有可能危害实现准确颅内聚焦能力的特定超声换能器。例如，可以开发排除标准，如果对通过处理给定超声换能器的接收信号获得的一个或多个度量满意，其将在随后的聚焦超声治疗期间不使用给定换能器。可在开始递送聚焦超声治疗前或在开始聚焦超声治疗后进行接收信号的度量和一个或多个度量是否满足排除标准的评估。
在一示例实施方式中，排除标准可以涉及将与频谱的信噪比(SNR)相关的一个或多个度量与预先建立的阈值进行比较。在另一示例实施方式中，如果获自阵列的给定超声换能器的频谱包括满足预定标准(例如，尖峰宽度和高度；和/或尖峰数量)的多个尖峰，这是由于大入射角引起的剪切波传播的标志，则可以排除给定超声换能器。排除标准的另一实例可以涉及测量的入射角的比较，其可以被测量，例如通过首先找到一个三角形网格的质心，该质心在从CT分割的配准网格的颅骨外表面上，沿从换能器中心指向目标的离散入射线到每个点的距离最短，然后将给定超声换能器的入射线与颅骨上的三角形表面法线之间的角度计算为预定阈值，排除超过预定的最大入射角的超声换能器。
在其他示例实施方式中，可以基于接收信号与其他接收信号的比较来评估排除标准。在一示例实施方式中，可以将给定超声换能器的接收信号与获自附近其他超声换能器(例如，临近的超声换能器与给定超声换能器相隔预定距离内的超声换能器)的接收信号进行比较，以评估来自给定超声换能器的接收信号是否不满足相似性标准。在其他示例实施方式中，可以在接近超声换能器的颅骨区内扫描(例如，以电力方式或机械方式扫描射束)给定超声换能器的超声射束，并且在评估排除标准时可以对扫描颅骨区时获得的多个接收信号进行比较。在这种情况下，如果在多个接收信号中检测到不一致的频谱(例如，如果通过处理多个接收信号获得的比较度量不能满足预定的相似性标准)，则可以排除超声换能器。将理解的是，可以在缺少确定补偿颅骨诱发像差的热诱发变化的动态校正的情况下进行涉及基于评估标准排除一个或多个超声换能器的前述示例实施方案。
在一示例实施方案中，可以至少部分地基于针对位于给定超声换能器附近的一个或多个超声换能器确定的各自的校正，确定用于校准输送到阵列的给定超声换能器的传输信号的校正。
在一些示例实施方式中，在体积图像数据的处理中基于多路径计算颅骨厚度和入射角可能是有利的。如果确定颅骨厚度(或另一度量)变化超出预定阈值，则可以在阵列的初始设计期间排除颅骨内的位置。应注意的是，体积图像数据(例如，CT扫描)高分辨率(例如，分辨率超过0.082mm/像素(Treece et al.2010))将提供更清晰的皮质骨边界并导致更好的厚度计算拟合结果。
在一些示例实施方案中，可以对接收信号进行处理以实现对颅骨温度变化的术中确定。如以下实施例部分所示，本发明人确定颅骨谐振频率的变化与温度具有线性关系(参见例如图11B)。因此，可最初确定或获得谐振频率，或者获自依赖于颅骨(不一定是对象的颅骨，例如，基于来自多个颅骨测量的平均关系)音速的接收信号的一个或多个其他度量，与温度之间的关系，如图1B的150所示。如步骤155和160所示，可以通过阵列的超声换能器将非治疗超声脉冲输送到对象，并且可以通过处理获自从与超声换能器相关的局部颅骨区反射的超声能检测的接收信号确定依赖于颅骨音速的度量的初始值。在递送聚焦超声能(165)后，可以确定更新的度量值，如步骤170和175所示。然后可以将步骤150中获得的关系用于基于度量相对于其先前值的变化确定与超声换能器相关的局部颅骨区内温度的变化，如步骤180所示。可以重复该过程一次或多次，如190所示，以间歇地和术中追踪颅骨局部温度的变化。
尽管图1B中未示出，但可以针对一个或多个另外的超声换能器执行该过程。例如，当对阵列的相当数量的超声换能器，如换能器的至少一半执行时，可以采用度量来生成颅骨的(任选动态的)热图。应理解，可以实施图1B中的方法，使得可以在开始聚焦超声治疗之前，或在聚焦超声治疗开始后进行依赖于音速的初始度量确定(从而允许追踪相对于治疗前颅骨温度的温度变化)。
图2提供的框图示出了用于进行诊断或治疗经颅程序的系统的示例实施方式。控制和处理硬件300可操作地经由换能器驱动器电子设备/电路380连接到经颅头部组件100。
控制和处理硬件300，其包括一个或多个处理器310(例如，CPU/微处理器)、总线305、存储器315，其可以包括随机存取存储器(RAM)和/或只读存储器(ROM)、数据采集接口320、显示器325、外部存储器330、一个或多个通信接口335、电源340和一个或多个输入/输出设备和/或接口345(例如扬声器、用户输入设备，如键盘、小键盘、鼠标、定位追踪笔、定位追踪探针、脚踏开关，和/或用于捕获语音命令的麦克风)。
体积图像数据370和换能器配准数据375可存储在外部数据库中或存储在控制处理硬件300的存储器315或存储器330中。
追踪系统365可以任选地附接至经颅头部组件400的一个或多个基准标记460，和任选地也具有附接至其上的基准标记的一个或多个医疗仪器或设备的检测，用于追踪患者的位置和定向。例如，可以通过采用两个追踪摄像机的立体追踪系统检测从基准标记发射的被动或主动信号。换能器驱动电子设备/电路380可以包括例如但不限于Tx/Rx开关、传输和/或接收波束形成器。
控制和处理硬件300可以用程序、子例程、应用程序或模块350编程，其包括可执行的指令，当由一个或多个处理器310执行时，使系统执行本公开中描述的一种或多种方法。这样的指令可以存储在例如存储器315和/或其他存储器中。
在所示的示例实施方案中，换能器控制模块355包括用于控制经颅头部组件400的换能器的可执行指令，以按照换能器配准数据375，利用体积图像数据，基于配准换能器位置和定向将能量递送至靶位置或目标区域。例如，经颅头部组件400可以支持多个相控阵换能器，并且换能器控制模块355可以控制施加的波束赋形(在传输和/或接收上)，以基于相控阵换能器相对于体积图像数据的已知位置和定向，将一个或多个聚焦能束递送至经颅超声换能器阵列元件的远场区中的目标区域。目标区域可以由用户(例如，经由由控制和处理硬件300控制的用户界面)或根据预先建立的手术计划来术中指定。
配准模块360可以任选地用于将体积图像数据370配准到与追踪系统365相关的术中参考系。任选的指导用户界面模块362包括用于显示用户界面的可执行指令，该用户界面示出了用于图像引导程序的空间配准的体积图像。配准模块360还可以基于检测到的经颅框与患者头部之间的空间偏移(其可以由距离传感换能器的子集提供)术中接收空间校正信息，并利用该空间校正信息来动态地调整(如校准)换能器与体积图像数据之间的配准。
校正模块390包括可执行的指令，以执行例如图1A中示出的方法，用于经由控制换能器驱动电路380术中确定补偿颅骨诱发像差的热诱发的变化的校正。排除模块392包括可执行指令，用于识别满足排除标准的一个或多个超声换能器，例如按照上述的方法。温度监测模块394包括可执行指令，以执行例如图1A中所示的方法，用于经由控制换能器驱动电路380，术中追踪局部颅骨温度变化。
尽管图2中仅示出了每种组件中的一个，但是控制和处理硬件300中可以包括任意数量的每种组件。例如，计算机通常包含多个不同的数据存储介质。此外，尽管总线305被描绘为所有组件之间的单个连接，但是应当理解，总线305可以代表连接两个或更多个组件的一个或多个电路、设备或通信信道。例如，在个人计算机中，总线305通常包括或者是主板。控制和处理硬件300可以包括比所示那些更多或更少的组件。
控制和处理硬件300可以实现为通过多个通信通道或接口之一与处理器310偶联的一个或多个物理设备。例如，控制和处理硬件300可以使用专用集成电路(ASICs)来实现。可选地，控制和处理硬件300可以实现为硬件和软件的组合，其中软件从存储器或通过网络连接加载到处理器中。
本公开的一些方面可以至少部分地在软件中体现，当在计算系统上执行时，其将计算系统转换成能够进行本文公开的方法的专用计算系统。也就是说，该技术可以在计算机系统或其他数据处理系统中执行，以响应其处理器，如微型处理器，执行包含在存储器，如ROM、易失性RAM、非易失性存储器、缓存、磁盘和光盘，或远程存储设备中的指令序列。此外，指令可以通过数据网络以编译形式和链接形式下载到计算设备中。可选地，执行上述过程的逻辑可以在另外的计算机和/或机器可读介质中实现，如离散硬件组件，作为大规模集成电路(LSI)、专用集成电路(ASIC)或固件，如电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)和现场可编程门阵列(FPGAs)。
计算机可读介质可用于存储软件和数据，当由数据处理系统执行时，其使系统执行各种方法。可执行软件和数据可以存储在各种地方，包括例如ROM、易失性RAM、非易失性存储器和/或缓存。本软件和/或数据的一部分可以存储在这些存储设备中的任何一个中。通常，机器可读介质包括以机器可访问的形式提供(即，存储和/或传输)信息的任何机构(例如，计算机、网络设备、个人数字助理、制造工具、具有一组的一个或多个处理器的任何设备等)。
计算机可读介质的实例包括但不限于可记录和非可记录类型的介质，如易失性和非易失性存储器设备、只读存储器(ROM)、随机访问存储器(RAM)、闪存设备、软盘和其他可移动磁盘、磁盘存储介质、光存储介质(例如，压缩盘(CDs)、数字通用光盘(DVD)等)等。指令可以体现在数字和模拟通信链路中，用于电、光、声或其他形式的传播信号，如载波、红外信号、数字信号等。如本文所用，短语“计算机可读物质”和“计算机可读存储介质”是指所有计算机可读介质，除了瞬态传播信号本身。
现在参考3A，示出了佩戴在患者头部50上的用于进行经颅诊断或治疗程序的非限制性和示例性患者特异性的头部组件400。患者特异性的头部组件400，其包括支撑多个换能器420的患者特异性的框架(支撑结构)410，符合患者头部至少一部分的解剖轮廓。在图3A的横截面中示出的患者特异性框架410在预选位置和定向中机械地支撑换能器420。换能器420可用于传输和/或接收能量，用于大脑诊断或治疗目的或用于颅骨表面的定位。
患者特异性的框架410包括多个附接接口，用于接收和支撑换能器420。在图3A所示的示例实施方案中，附接接口设置为换能器420放置在其中的孔(凹陷)。换能器420可以根据多种不同的方式固定到患者特异性的框架410上，诸如但不限于用附接机构(例如，经由延伸到患者特异性的框架410中的紧固件，任选地进入预先形成的孔中)，或粘合剂，如胶水。在图3A所示的示例实施方式中，换能器420通过电线或通过柔性印刷电路板440与电子设备远程接合。换能器420可以可移除地附接到患者特异性的框架410。
图3A中所示的示例性患者特异性的头部组件还可以包括耦合层430，其设置在接近于患者特异性的框架的内部表面上。耦合层430的外表面接触换能器20的远侧表面，并且耦合层的内表面接触患者的头部50，从而促进患者特异性的框架中的换能器和患者头部之间的能量耦合。耦合层430的包括以及耦合层的组成和/或几何形状可以取决于换能器420的类型。例如，如果换能器420是超声换能器，则耦合层430可以是促进声波传播并减少界面反射的声耦合层。在一示例实施方式中，耦合层430包括弹性膜，其在换能器表面和弹性膜之间保持液体层，从而实现与皮肤的耦合。
一些经颅超声阵列在实现偏离中心的目标超声(例如距离大脑中心超过2至4cm的目标)方面遇到了挑战，这是由于颅骨的高声阻抗，这禁止了传输倾斜角度的纵波，并将治疗程序限制在大脑中央区域内的目标。现在参考图3B，示出了经颅超声换能器阵列的示例性图示，其通过提供配置为通过经颅骨实现高水平射束操纵的阵列来解决该问题。这通过相对于颅骨定位经颅超声换能器阵列元件以使得每个超声射束的远场位于大脑内，以及控制由每个换能器阵列元件发射的超声脉冲的时序以使得脉冲同相到达期望的目标处来实现。
图3B所示的示例性经颅超声换能器阵列包括多个经颅超声换能器阵列元件500，其相对于对象的头部通过框架(未示出)支撑。每个经颅超声换能器阵列元件发出各自的聚焦超声射束，如虚线所示。尽管图3B中的图示为了说明目的仅示出了三个转换能器，但是为了实现合适的聚焦，经颅装置将优选地包括多于三个的多个元件，如下文进一步描述的。
如图3B所示的示例性实施方案中所示，每个经颅超声换能器阵列元件500的定位使得其各自的聚焦位于颅骨内。这在图3C中更清楚地示出，其示出了单个经颅超声换能器阵列元件500(示出为包括有源换能器部分502和任选的背衬504)聚焦到位于颅骨510内的聚焦区域520。通过将超声束聚焦在颅骨内，每个射束的近场区域530被定位在颅骨内或接近颅骨，从而使在大脑内延伸的射束部分位于远场中。这显示在图3B中，其中经颅超声换能器阵列元件500被聚焦，以使得它们各自的超声束在大脑内被分散(通过圆锥形545示出)，在远场中传播。与其他形式的经颅超声相反，经颅超声换能器阵列元件的单个聚焦在空间上分离，并且经颅超声换能器阵列元件的超声束在其各自的远场中重叠。
如图3B所示，经颅超声换能器阵列元件500可以定向成使得它们各自的超声束在正入射处或接近正入射处(例如，在±15°内)进入颅骨。在其他示例性实施方式中，可以在正入射±10°、±5°或±2°内将超声束指向颅骨。通过以这种方式将经颅超声换能器阵列元件500定向，并将其超声束聚焦在颅骨内或附近，分别的超声束以平面波的形式在颅骨内传播，并从而从由于骨骼和组织以及由于骨骼和水引起的阻抗不匹配以减少的损失进入大脑。
此外，通过将经颅超声换能器阵列元件500定位在正入射处或其附近，并将超声束聚焦在颅骨内或颅骨附近，每个超声束探测到颅骨的一个小区域，并从而不太可能受到颅骨内异质性的影响，该颅骨内异质性可能导致由于局部阻抗失配引起的散射和由于音速的局部变化引起的传播效应。换句话说，通过颅骨密度和其他特性具有更小可变性的颅骨小区域的每个超声束的传播允许改善对骨诱发的对波传播影响的校正。
现在参考图3D，控制由每个经颅超声换能器阵列元件500发射的脉冲(和/或相位)的时序，以便在位于大脑内的目标区域处或其内产生相长干扰。换言之，通过在头部周围支撑足够数量的经颅超声换能器阵列元件500，通过调整由经颅超声换能器阵列元件500产生的超声波的相位，或者在通过经颅超声换能器阵列元件500传输短脉冲的情况下，通过调整时序，可以将来自经颅超声换能器阵列元件500的能量聚焦到大脑内所需的目标位置中。这在图3D中在短脉冲超声波的情况下进行了说明，其中发射脉冲的时序受到控制，使得它们的波前550A、550B和550C在空间和时间上在聚焦560处对准。
如图3B所示，每个经颅超声换能器阵列元件500可以定向为使得它们的所有远场区域在大脑的至少一部分内在空间上重叠(显示为聚焦范围或聚焦区域550)，从而允许经由控制从经颅超声换能器阵列元件500发射超声能的时序(例如，作为相控阵操作经颅超声换能器阵列)在该区域中远场聚焦。在一些示例实施方案中，聚焦区域550可能位于大脑的已知包含用于治疗或成像的目标的部分内，如已知或疑似肿瘤，使得远场区域在目标区域处重叠，但不需要在大脑的其他地方重叠。
尽管图3B至图3D所示的经颅超声换能器阵列元件被示出为固定聚焦的凹换能器，但将理解的是，一个或多个(例如全部)的经颅超声换能器阵列元件500可以是相控阵换能器，以下称为子阵列。本文采用术语“子阵列”是为了将经颅超声换能器阵列的阵列元件与用作经颅超声换能器阵列的经颅超声换能器阵列元件的相控阵换能器的元件区分开。将相控子阵列用于经颅超声换能器阵列元件可能是有利的，因为它允许选择和/或调整经颅超声换能器阵列元件的焦点，而无需对经颅超声换能器阵列元件进行机械重新定位。
图4A示意性地示出了产生用于支撑经颅超声换能器阵列元件的患者特异性的支撑物(支架)的过程，以及任选的产生用于进行经颅超声聚焦程序的治疗计划的过程。
如600所示，最初采用患者的体积成像来确定患者特异性的颅骨特征。然后采用该患者特异性的颅骨特征来确定经颅超声换能器阵列元件在头部周围的放置，如610所示。然后采用计算出的经颅超声换能器阵列元件位置来利用保持元件的结构放置元件，或制造配置为适合患者头部的患者特异性的框架(阵列支撑结构；支架)610。如下文所述，该患者特异性的框架可以使用快速原型制造，并且该支撑物可以包括用于接收和支撑经颅超声换能器阵列元件的附接接口。最后，在治疗当天，阵列将在典型的成像序列之前固定在患者上以进行目标定位，然后进行计算机辅助的治疗计划和治疗。
患者特异性的框架610可以包括多个附接接口，用于接收和支撑经颅超声换能器阵列元件500。例如，附接接口可以提供为孔(凹陷)，其中放置经颅超声换能器阵列元件500。可以根据多种不同的方式，如利用附接机构(例如，经由延伸到患者特异性的框架610中的紧固件，任选地进入预先形成的孔中)，或粘合剂如胶水，将经颅超声换能器阵列元件500固定到患者特异性的框架610上。经颅超声换能器阵列元件可以通过电线或通过柔性印刷电路板与电子设备远程接合。经颅超声换能器阵列元件500可以可拆卸地附接到患者特异性的框架610。
患者特异性的头部组件还可以包括耦合层，其设置在患者特异性的框架内表面附近。耦合层的外表面可以接触经颅超声换能器阵列元件500的远端表面，并且耦合层的内表面接触患者的头部，从而促进患者特异性的框架中的换能器与患者头部之间的能量耦合。耦合层可以是促进声波传播并减少界面处反射的声耦合层。在一示例实施方式中，耦合层包括弹性膜，其在换能器表面和弹性膜之间保持液体层，从而实现与皮肤的耦合。
经颅超声换能器阵列元件和它们各自的附接接口可具有独特的形状(即，它们可被分别键控)，以使得给定经颅超声换能器阵列元件(例如，其分别的外壳)独特地匹配其分别的附接接口。
如上所述，患者特异性的框架符合患者头部至少一部分的解剖学轮廓。这种适形框架可以基于患者头部的体积图像数据来制造。图4B示出了基于与患者相关的体积图像数据制造患者特异性的框架的示例方法。在步骤610和615中，获得并处理患者头部的体积图像数据，以提供表征患者头部一部分的解剖学弯曲(例如皮肤或骨骼表面)的表面数据。例如可以通过使用诸如但不限于磁共振(MR)成像和计算机断层扫描(CT)成像的成像方式进行成像来获得体积数据。可以基于先前执行的成像程序获得体积图像数据。
体积图像数据可以被处理和分割以获得表征患者颅骨部分表面的表面数据。例如，可以使用诸如MimicsTM软件平台(Materialise,Belgium)的成像处理软件进行这种表面分割。此类软件能够创建患者头部部分表面的3D模型(表面数据)。可以使用已知技术创建模型，如使用阈值化、区域增长和手动编辑的步骤。可以执行自动阈值化以实现首先对颅骨的皮肤表面积的近似，然后手动编辑以获得精细模型。触觉建模，例如使用建模软件平台，如PHANTOMTM桌面触觉设备，可用于进一步细化模型。在第8,086,336号美国专利中公开了另外的图像处理和体积图像数据分割的示例方法。
随后，如步骤620所示，将表面数据用于产生数字模型，以确定换能器元件在患者头部周围的放置。例如，可以采用合适的软件平台(如软件包设计师TM)来产生基于表面数据点的点云的模型。然后，此信息可用于放置换能器，例如，当它们位于允许它们在所需位置移动的支持物中时。如步骤630所示，然后对模型进行修改或细化(例如更新)以包括多个换能器附接接口，用于接收和支撑相对于患者的头部处于预选位置和定向的多个经颅超声换能器阵列元件，以及用于支撑换能器，使能量能够经颅偶联。
可以如下确定换能器附接接口的位置和定向。计算机模拟可用于计算波的传播和选择换能器的远场可从其到达目标位置的位置。
数字模型可以进一步细化以包括一个或多个另外的特征，诸如但不限于用于附接一个或多个基准标记的附接界面、在穿戴患者特异性的框架(或以其他方式放置在患者头部上或周围)时允许手术进入患者头部的选定区域的孔、用于识别参考方向的标记，以及一个或多个定位特征如外部手柄。
然后，更新至包括换能器附接接口的数字模型被用来制造患者特异性的框架，如步骤640所示。例如，可以使用3D打印从模型中制造出患者特异性的框架。在另一实例中，可以采用模型来产生适用于形成患者特异性的框架的模具，并且随后可以采用模具来制造患者特异性的框架。
在制造患者特异性的框架后，将经颅超声换能器阵列元件(或换能器阵列元件组装体或模块)固定(附接、粘合等)至分别的患者特异性的框架的换能器附接接口，如步骤650所示。
为了采用患者特异性的头部组件进行基于术前体积图像数据进行诊断或治疗程序，可以建立经颅超声换能器阵列元件的位置和定向与体积图像数据之间的关系(即以便两者都可以在一个共同的参考系中表示)。因此，在步骤660中，将经颅超声换能器阵列元件(如数字模型中规定的)的已知位置和定向相对于体积图像数据进行空间配准，从而产生表征换能器相对于体积图像数据的位置和定向的换能器配准数据。例如，这样的换能器配准数据可以包括经颅超声换能器阵列元件在体积数据的参考系中的空间坐标，以及识别它们分别的定向的向量。在另一示例实施方式中，换能器配准数据可以包括坐标变换，用于将经颅超声换能器阵列元件从第一参考系转换到体积图像数据的参考系。换能器配准数据使得能够确定经颅超声换能器阵列元件相对于体积图像数据的位置和定向，例如，使得能够确定经颅超声换能器阵列元件的合适的时间和/或相位延迟，以在重叠的远场区域中、在患者头部内的特定位置或区域处聚焦能量束。然后可以将经颅超声换能器阵列元件的配准数据、体积图像数据和已知位置和定向用于生成治疗计划，如665所示。
在另一个实施方案中，可以通过利用放置在对象头部周围的框架进行成像(例如MRI、CT、融合断层或x射线)实现框架与头部和大脑之间的配准，允许通过在框架中成像可见基准标记来确定换能器位置。
尽管前面的示例实施方案涉及制造和使用符合患者头部解剖曲率的患者特异性框架的制造和使用，但是将理解，包括该实施方案是为了提供可以如何支撑经颅超声换能器阵列元件的一个说明性实例。
根据另一示例实施方式，经颅超声换能器阵列元件可以由一个不具有患者特异性形状的支撑架支撑，而是配置为支撑多个经颅超声换能器阵列元件，使得可调节经颅超声换能器阵列元件。例如，经颅超声换能器阵列元件可以相对于支撑架进行手动或自动调节，以调整位置和定向以匹配或接近基于与患者相关的体积图像数据计算的位置和定向。例如，支撑架可以包括一个或多个电机，用于改变经颅超声换能器阵列元件的位置和/或定向。在一些示例实施方式中，换能器可以用刚性或柔性臂、保持器、带或其他合适的固定机构保持在适当位置。
虽然上述和以下实例中的示例实施方案说明了经颅超声换能器阵列配置，其中经颅超声换能器阵列元件聚焦在颅骨内，但是将理解的是，虽然在一些实施方式中颅骨内聚焦可能是有益的，但其他实施方式可能采用这样的聚焦配置，其中一个或多个经颅超声换能器阵列元件具有分别的焦点，该焦点位于颅骨外部并邻近于颅骨(例如，邻近颅骨的内表面或外表面)，使得在大脑内延伸的超声束在远场区域中重叠。
尽管本文描述的一些示例实施方案说明了具有相同焦距的阵列元件的经颅超声换能器阵列，但是将理解的是，经颅超声换能器阵列元件之间的焦距可能不同，例如，以解释颅骨厚度和/或形状的局部变化。此外，不同元件间的相对于颅骨的大小、空间偏移量，和/或经颅超声换能器阵列元件的F数可能不同。
在一些示例实施方案中，经颅超声换能器阵列元件的配置和空间排列使得每个超声束的远场在大脑内的空间区域中重叠，其允许选择扩展的聚焦区域内的聚焦目标，如图3C所示的扩展区域。在其他示例实施方案中，经颅超声换能器阵列元件的配置和空间排列使得超声束的远场区域的空间重叠发生在包括预选目标的空间区域内。换言之，可以基于大脑内已知的目标位置来选择经颅超声换能器阵列元件的空间配置。
本公开的许多示例实施方案涉及使用脉冲激发和控制来自经颅超声换能器阵列元件的脉冲的时间延迟(或相位)。然而，尽管脉冲激发可能有利于实现清晰的聚焦，但尤其是对于远离经颅超声换能器阵列的自然聚焦的聚焦区，在适当的相位控制下，也可能实现递送聚焦超声治疗期间经颅超声换能器阵列元件的连续波激发，以便在远场中产生聚焦区。
在一些示例实施方案中，可以在两个或更多个频率下运行经颅超声换能器阵列，使经颅超声换能器阵列元件的不同子集在不同的频率下运行。例如，迄今为止，双频激发在增强声空化方面的临床前工作中已显示出前景。如以下提供的实例中所展示的，根据采用远场聚焦的本实施方案，也可实现紧密聚焦和双频激发。
将理解的是，尽管本公开包括许多关于将被放置在患者头部周围的经颅超声换能器阵列的示例实施方案，但是本文公开的系统、设备和方法可以适用于提供经颅装置，用于对身体的其他部件或部分进行诊断或治疗程序。可以根据其他身体区域或身体部分的体积图像数据制作支撑用于远场聚焦的换能器的支撑架。例如，可以基于患者膝盖的体积图像数据制作支撑架，使支撑架与患者膝盖的轮廓相吻合，以便使用通过支撑架支撑的换能器对膝盖进行诊断或治疗程序。类似地，可以基于患者脊柱的体积图像数据制作支撑架，使支撑架与患者脊柱的轮廓相吻合，以便使用通过支撑架支撑的换能器对脊柱进行诊断或治疗程序。此外，虽然许多前述示例实施方式与颅骨诱发像差的校正有关，但本文描述的示例实施方案可以适用于对身体其他骨解剖区域中产生的像差进行校正，诸如但不限于膝盖骨或骨盆骨。
实施例
提供以下实施例以使本领域技术人员能够理解和实践本公开的实施方案。它们不应被认为是对本公开范围的限制，而只是作为其说明和代表。
实施例1：材料和方法
颅骨样本：
在本实施例中使用了四个固定在10％缓冲福尔马林中的人类离体颅骨帽。每个颅骨都安装在聚碳酸酯框架中，并在实验前用去离子水冲洗，然后在真空下在脱气/去离子水中脱气至少两小时。四个颅骨样本已经按照之前(Pichardo,Sin和Hynynen 2011)中描述的利用CT扫描仪进行成像，以便获得用于共振方法的颅骨厚度信息和基于CT的像差校正的密度信息。体素尺寸为0.625×0.625×0.625mm3，并且图像矩阵为512×512，共有覆盖颅骨帽的287-307个切片。
利用单个换能器的台上实验：
本实施例中采用的实验装置的示意图如图5所示。本研究采用聚焦换能器(V389,Olympus,Center Valley,PA,USA)，基频为0.5MHz，孔径为38.1mm，轴向焦距为55mm，并且横向半高全宽为6.8±0.3mm。内部制造了具有锆钛酸铅(PZT)管的水听器，直径为1mm，且高度为5mm。水听器与换能器相距65mm，通过内部制造的C形支撑物安装和共同配准，其运动通过带有两相步进电机的三轴定位系统(PK266-03B-P2,
Figure BDA0003380366970000271
Oriental Motor Co.,Ltd.,Taito-Ku,Tokyo,Japan)、步进电机控制器(Velmex Inc.,East Bloomfield,NY,USA)和编码器(Quadra-Chek 100,Heidenhain,Schaumburg,IL,USA)控制。由于超声传播的法向入射角对测量精度至关重要(Aarnio et al.2004,White,Clement和Hynynen 2006)，每个颅骨样本通过手动旋转定位器(Series 481-A,Newport,Irving,CA,USA)和三向Cartesian定位系统(
Figure BDA0003380366970000272
Assemblis Series A4000,Velmex Inc.,East Bloomfield,NY,USA)定位，直到在示波器(TDS 3012,Tektronix,Beaverton,OR,USA)上可见到来自回波信号的两个分开的峰。外表面和内表面之间的中间点放置在换能器的焦点处。将水听器移至颅骨上的至少四个标志物处，其可在CT图像上观察到。在假设焦点坐标为(0,0,10)的情况下，使用3轴定位器记录相应的坐标。然后执行两种类型的测量。
首先，通过使换能器发射尖锐δ函数脉冲和利用脉冲器/接收器(DPR300,JSRUltrasonics,Pittsford,NY,USA)接收从目标反射回的脉冲回波信号来采用共振方法。换能器的脉冲响应的特点是记录来自水-空气接口的脉冲回波信号。
其次，通过交叉互连在有和没有颅骨存在的情况下由水听器接收的脉冲信号的飞行时间来施用水听器方法。在多项研究中，该技术作为确定颅骨相位像差校正的金标准方法(Hynynen和Sun 1999,Clement和Hynynen 2002c,Gateau et al.2010,Hertzberg etal.2010,Jones et al.2015)。所有波形均由示波器捕获(样本大小：104，采样频率：50MHz)，并传输到计算机以利用MATLABTM(R2016b,Mathworks,Natick,MA,USA)进行进一步分析。所有测量都在一个填充有脱气和去离子水的具有橡胶衬里壁的罐中进行。
颅骨共振频率的温度依赖性：
水的温度通过加热器(
Figure BDA0003380366970000281
B,B.Braun Melsungen AG,Melsungen,Germany)加热和控制，从25℃到42℃，增量为3℃。将每个颅骨样品浸没在目标温度的水中，直到在每个温度下达到稳态温度。采用共振方法和水听器方法测量选定的颅骨位置处颅骨诱发的超声波的相移。
实施例2：数据分析
从CT数据计算入射角和测量颅骨厚度：
为了将颅骨CT与实验空间配准，将利用Horn(Horn 1987)描述的方法求解的变换矩阵应用于从CT和实验坐标系统中标志物位置计算的CT数据。还通过计算标志物的实验位置与从CT数据转换的新位置之间的平均距离来测试配准的准确性。在本示例性测量中，所有四个颅骨的该配准误差均为0.6±0.4mm。
遵循Connor et al.(Connor,Clement和Hynynen 2002)说明的线性关系，以Hounsfield为单位的CT图像强度被转换为密度图。在MATLABTM中通过对密度进行阈值化来进行颅骨分割，并因此只显示了与颅骨相关的体素。颅骨外表面和内表面处的超声脉冲的入射角是通过使用根据Jones et al.(Jones,O'Reilly和Hynynen 2013)概述的程序从CT分割生成的三角形网格颅骨表面数据计算出来的。由从换能器中心到目标的向量表示的入射线被定义并离散为CT体素分辨率0.625mm四分之一的步长。计算沿该射线的每一点到网格化的颅骨表面上每个三角形的质心的距离，并找到距离最短的三角形。确定了距换能器中心最近的三角形处的颅骨表面的入射角。
基于Treece的研究(Treece et al.2010)中引入的“新固定”方法从CT数据计算颅骨的厚度。简言之，沿入射线穿过颅骨的密度可被建模为密度与平面内和平面外点扩散函数(PSF)的卷积。距离x上的密度y可以表示如下(Treece et al.2010)：
y(x)＝y0+(y1-y0)H(x-x0)+(y2-y1)H(x-x1)， (6)
其中y0、y1、y2分别为水、皮质骨和小梁骨的密度，x0和x1是外和内颅骨表面的位置，且H(x)是一个阶梯函数。平面内PSF gi可被建模如下：
Figure BDA0003380366970000291
其中σ是模糊扩展。平面外PSF可以表示为矩形函数：
Figure BDA0003380366970000292
其中2r代表不确定性的程度，由CT切片厚度和皮质表面法线与成像平面之间的角度a计算，通过以下方程式给出：
Figure BDA0003380366970000293
卷积方程式(6)与(7)和(8)，模糊CT值yblur表示为：
Figure BDA0003380366970000294
当r＝0时，方程式(10)将修改为：
Figure BDA0003380366970000301
然后颅骨厚度d：
d＝(x1-x0)cos a。 (12)
通过应用从颅骨配准的变换矩阵将CT数据从CT坐标系统转换为实验坐标系统。对从换能器中心到目标的穿过颅骨的线进行了100次样条插值，后来利用方程式(11)的模型将其拟合，以便估计皮质层的边缘(x0,x1)，假设r＝0(即皮质层与CT成像平面正交)。在优化过程中，水的密度y0从CT图像的直方图确定。y2(小梁骨的密度)由于其密度在不同位置不同这一事实而由模型自由发现。不确定性σ的平面内范围不受约束，并且皮质密度y1设置在[2000,3000]的范围内。
基于CT的相位校正：
基于Clement的研究(Clement和Hynynen 2002a)的分析方法被用于基于CT导出的相对于实验装置中的换能器的颅骨密度、厚度和定向，模拟颅骨诱发的相移，类似Jones&Hynynen(Jones和Hynynen 2016)用于经颅无源声学成像的技术。基于先前研究(Pichardoet al.2011)中的经验关系，颅骨中的纵向音速是密度依赖性的。通过计算颅骨内沿换能器中心与目标之间的入射线的纵向声速特征确定颅骨中的飞行时间，忽略反射和折射效应。因此，由颅骨存在引起的时间延迟可以表示为跨颅骨和水路情况之间的飞行时间差：
Figure BDA0003380366970000302
式中Dn为颅骨内射线的长度。然后可以用方程式(4)计算相移。
实施例3：结果
在四个离体人类颅骨帽(nSk1＝276,nSk2＝151,nSk3＝148,nSk4＝209)上测量了784个目标点。从Sk2上一个目标点反射回的射频信号的实例如图6A所示，并且反褶积前后对应的标准化频谱如图6B和图6C所示。通过测量极小值的位置并将相邻极小值的频率差应用到方程式(5)中，可以计算出颅骨中的音速。
将基于共振方法反射计算的相移与图7A中的水听器方法进行比较。两种方式之间的平均差异为33°±26°。相移差异的直方图如图7B所示。在784个度量的72.9％中，两种方式相差小于45°，并且37.1％小于20°。通过排除外表面上入射角大于5°的斑点，403个测量点中的80.4％具有的相移差异小于45°，并且42.9％小于20°，如图7C和图7D所示。
作为水听器测量的相移的函数的利用分析模型从基于CT的方法计算的相移提供在图8A和图8C中。基于CT的分析方法存在系统偏移，因为可以看出大多数标记都在0和-45°之间的区域内。两种方式间的平均差异为31°±20°，如果排除了入射角大于5°的点，则其略微下降到29°±19°。74.5％的度量在两种方法之间的相移差小于45°，并且35.1％小于20°图8B和图8D。图12总结了颅骨厚度、入射角和相移差的百分比。共振方法提供了总体与基于CT的分析方法相似的结果，尽管精度在颅骨间不同。
另外的信息显示在图9A和图9B中，其显示了来自三种模式的偏差小于给定相位角差的测量点百分比。急剧上升说明共振方法与水听器方法间的相关性较好。图9A说明了共振方法和基于CT的方法相对于水听器的整体比较。入射角小于°的共振方法比基于CT的方法有稍微陡峭的上升。具体案例如图9B所示。根据这种偏差绘制的每个颅骨上的测量说明了Sk2&Sk3上更好的相关性，分别有86.1％和82.4％的差异小于45°，并且分别有45.0％和42.0％的差异小于20°，与Sk1和Sk4上约67％的点的偏差小于45°，且约35％小于20°相反。
图10A和图10B显示了根据计算的颅骨诱发的平均时间延迟和颅骨中SoS的共振/CT方法与水听器方法的比较。结果表明，共振方法比基于CT的方法产生更接近的时间延迟和音速估计。
共振/CT方法和水听器方法之间的颅骨相移差信息允许估计经颅峰值声压的减少。对于有N个元件的相位阵列，假设通过每个元件的水听器相位校正的峰值振幅相同并且都标准化为1，则焦点处的峰值压力振幅将减少一个百分比(Clement和Hynynen 2002a)：
Figure BDA0003380366970000321
(13)其中ΔP为压力损失，P0为水听器方法焦点处的峰值压力，
Figure BDA0003380366970000322
是通过从基于共振/CT的分析方法不准确预测颅骨相移引起的相位误差的绝对值。使用共振方法时，峰值压力减少分别为6.7％、4.4％、5.6％和10.8％，与利用CT方法在颅骨Sk1、Sk2、Sk3和Sk4上相应的2.4％、5.5％、4.9％和3.5％的更小的压力减少相反。利用共振和水听器方法进行了温度从25℃升高至42℃的颅骨相移测量。图11A显示了作为0.5MHz下温度函数的室温和42℃之间的所有4个颅骨样本的平均相变。共振方法产生每℃2.65°的相变，稍微高于如通过水听器方法给出的2.05°。颅骨的平均共振频率的变化与温度的变化成正比，系数为负，如图11B所示。
使用共振和水听器方法测量了升高温度下每个点处的相移。在温度升高过程中没有观察到精度的急剧下降。对从每种温度下每个颅骨和所有4个颅骨获得的精度进行平均。对于所有测量的点，17℃温度差内的平均精度为78％±9％。
实施例4：分析
本研究探索了在确定颅骨诱发的超声相移中可能提高共振方法准确性的因素。结果表明，当将共振方法与水听器方法进行比较时，所有测量点(n总＝784)中的约73％和37％偏离分别小于45°和20°，其从先前的研究(Aarnio et al.2005)中增加接近65％和30％。两种模式之间相移的平均差异为30.5°，比Aarnio的研究(Aarnio et al.2005)小约15°。这种减小的差异表明修改后的共振方法在相位像差校正中具有更高的精度。
准确率的提高可能首先来自于换能器的焦点集中在颅骨内部的实验配置。它受益于小场尺寸和大孔径，从而导致与早期的研究(Aarnio et al.2004)相比，更小的干扰颅骨的几何形状测量差异和更高的信噪比(SNR)。其次，超声脉冲的入射角对测量精度起着重要作用。已经表明，随着入射角的增加，频谱迅速恶化(Aarnio et al.2004,White etal.2006)，这导致检测共振频率的额外困难。通过对入射角≥5°的测量点(n＝403)进行剔除，大约80％的测量具有45°或更小的偏差。比较通过两种模式预测的颅骨中的SoS，共振方法提供2310±180m/s，比通过水听器方法给出的平均声速2340±170m/s低约1.3％，与先前研究(Aarnio et al.2005)中高出5.8％相反。
从CT数据计算出的颅骨厚度也对方法的准确性和实用性具有影响。在本研究中，CT图像的分辨率(0.625mm)接近换能器中心频率波长(0.75mm)的四分之一，这意味着一个体素差异可能导致几乎45°的相位变化。在给定分辨率下，有必要对CT数据进行插值并将其与优化模型进行拟合，以提供准确的颅骨厚度估计。Treece的研究(Treece et al.2010)中描述的两种算法“半最大(Half-Max)”和“新固定的(New Fixed)”已经过测试。“半最大”在Sk2和Sk4上提供了更好的厚度估计，但在预测薄颅骨Sk1&Sk3(图12中总结的颅骨厚度)方面精度较差。然而，“新固定的”在薄颅骨的情况下更准确。该结果与Treece研究中的模拟结果一致，即“半最大”方法倾向于高估薄于2.2mm的皮质骨厚度，尤其是在CT分辨率较低的情况下，导致共振方法计算相移的系统偏移。在本研究中，Sk1&Sk3上的皮质骨厚度小于2.2mm，这解释了为什么“新固定的”方法提供了更好的厚度估计。最终，本研究采用了“新固定的”技术。
本实验的结果已经证实，使用较低频率的换能器有助于将测量准确度从65％(0.9MHz下)(Aarnio et al.2005)提高到73％(于0.5MHz)，导致0.5MHz下通过颅骨的衰减率较低(Sun和Hynynen 1998)和数据中的SNR增加。此外，它受入射角的影响较小。然而，在低中心频率和宽带宽之间存在折衷。低频带来的较窄带宽增加了确定薄颅骨上的共振频率的难度。本研究中的换能器带宽在[0.3,0.8]MHz范围内，这比先前工作(Aarnio etal.2005)中的[0.6,1.74]MHz范围窄得多，这使得它难以测量Sk1&Sk3的共振频率。
尽管证明了共振方法的准确性有所提高，但仍然存在一些分布在相长干涉区域之外的异常值，即使在正入射情况下，如图7C所示。使用共振方法时，有数个因素可能会导致误差。首先，通过在具有较大误差的位置处比较颅骨厚度计算中的“新固定的”拟合与CT密度特征沿超声波传播路径，发现利用厚颅骨，“新固定的”方法(Treece et al.2010)有时不能找到皮质骨的正确边界，导致计算的相移不准确。这种现象与Treece的模拟相符，即当皮质骨厚度超过3.5mm时，“新固定的”拟合倾向于给出比真实值稍大的误差，但与其他拟合方法相比，它对整体皮质骨厚度不太敏感。
另外，颅骨的异质性也在计算中引入了误差。通过仔细检查临近异常值的CT切片，发现在一些位置，颅骨结构在焦点区域内不一致(FWHM:6.8±0.3mm)，其中显示骨小梁密度急剧下降。由于通过共振方法给出的相移信息是多条反射路径的组合，当与利用简化颅骨结构的基于单路径传播的水听器和基于CT的分析方法相比时，骨密度的较大变化可能造成较大的误差。
因此确定，为了进一步提高共振方法的精度，可以采用具有更小聚焦换能器，以避免与颅骨结构产生较大的偏差，并保持平坦颅骨表面假设的有效性。
已经提出了共振方法与其他非侵入性方法如基于CT的分析模型的直接比较。总的来说，与金标准方法相比，共振方法提供了作为基于CT的分析模型的根据相位差异分布的稍微更好的颅骨相移预测，如图9A所示。如图7A和图7C所示，共振计算的相移似乎沿主对角线无偏分布，提供了比基于CT的分析方法更好的精度，其中可以在如图8A和图8C所示的相位滞后中看到系统偏移。在基于CT的分析模型中，尽管已经沿入射线通过颅骨执行了样条插值，并且SoS基于通过拟合给出的密度特征是密度依赖性的(Pichardo et al.2011)，但是限定通过低CT成像分辨率限制的皮质骨的边界可能仍然是不确定的，并因此厚度被高估，尤其是当厚度较小时，类似于通过‘半最大’方法给出的结果(Treece et al.2010)。此外，分析模型中使用的诸如骨纵向SoS等参数是经验性的，并且颅骨被简化为多层模型，导致与共振方法类似的颅骨相移预测。
如上所述，先前的工作已经表明，作为温度函数的测量的水听器的颅骨相移变化遵循线性拟合，速率每℃缓慢增加0.29°的相位，导致当温度从22℃升高到50℃时小于14°的总相移变化(Clement和Hynynen 2002a)。因此，得出的结论是，增加的温度不会显著影响相移变化，并因此在室温下测量的相移可以应用于体温下的颅骨相位校正。然而，在该研究中没有进行温度控制。将颅骨样本在单独的水箱中加热，并且当温度达到设定值时转移到实验装置中。一旦将颅骨置于室温的水中，就会发生热扩散，从而降低了测量的颅骨的实际温度。在我们的研究中，已经进行了修改，以便在相同的实验设置中进行温度控制和颅骨相移测量。共振(2.65°/℃)和水听器方法(2.05°/℃)均被发现产生比先前研究更高的斜率(参见图11A)。因此，补偿由于热沉积引起的相移变化可能是有益的，因为高强度超声处理增加10℃会导致大约20℃的相位变化，并且大约39％的相位校正移出相长干涉区。
其次，本结果(图11A)表明，总的来说，共振方法提供了比水听器方法更高的斜率。共振方法依赖于来自多个路径的脉冲回波信号，并因此在温度升高过程中，预期根据颅骨密度和入射角的更多的变化，与基于单一路径传播的水听器测量相反。
第三，已经发现，与水听器方法相比，在所有测试的颅骨中，共振方法提供了对温度变化的相移依赖性的更好的线性拟合。最后但并非最不重要，总结了与标准水听器方法相比，共振方法在确定温度升高期间的颅骨相移中的精度。在颅骨上没有观察到精度随温度升高而明显下降的趋势，并且平均精度能够保持在78％±9％(n＝110)。
已经通过实例的方式示出了以上描述的具体实施方案，并且应当理解，这些实施方案可能容易进行各种修改和替代形式。应进一步理解，权利要求并非旨在限于所公开的特定形式，而是涵盖落入本公开的精神和范围内的所有修改、等同物和替代物。
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Claims (35)

1.术中减少颅内聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的方法，所述方法包括：
在开始使用超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声后：
a)采用所述阵列的超声换能器来传输非治疗超声脉冲并接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到所述超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近所述超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理所述接收信号并采用与所述局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)在所述颅内聚焦超声治疗程序期间，重复步骤a)和b)一次或多次，以间歇地重新计算所述校正，并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起了所述局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
2.如权利要求1所述的方法，其中进行步骤a)-c)，以确定所述阵列的超声换能器的至少一个子集的各自的校正。
3.如权利要求2所述的方法，其还包括：
处理所述接收信号以确定与所述接收信号相关的一个或多个度量满足排除标准，和
在随后通过所述阵列递送聚焦超声治疗期间不使用所述超声换能器。
4.如权利要求3所述的方法，其中所述排除标准的评估依赖于所述接收信号的信噪比。
5.如权利要求3所述的方法，其中所述排除标准的评估基于所述接收信号频谱的一个或多个尖峰的存在。
6.如权利要求3所述的方法，其中所述排除标准基于所述接收信号与获自一个或多个临近超声换能器的一个或多个接收信号的比较。
7.如权利要求3所述的方法，其中所述排除标准基于所述接收信号与通过扫描所述超声换能器获得的一个或多个接收信号的比较。
8.如权利要求3所述的方法，其中所述排除标准基于测量的所述超声换能器的入射角。
9.如权利要求1至8中任一项所述的方法，其还包括：
基于确定的邻近另外的超声换能器的一个或多个超声换能器各自的校正，产生所述另外的超声换能器的另外的校正。
10.如权利要求1所述的方法，其中对所述阵列的全部超声换能器进行步骤a)至c)。
11.如权利要求1至10中任一项所述的方法，其中在进行步骤b)时，在所述频域中处理所述接收信号，以鉴定与所述局部颅骨区相关的共振频率，并且其中在计算所述校正时，采用共振频率差异和所述颅骨厚度估计。
12.如权利要求1至10中任一项所述的方法，其中在进行步骤b)时，使用脉冲回波方法在所述时域中处理所述接收信号，以确定与通过所述局部颅骨区的传播相关的时间延迟，并且其中在计算所述校正时，采用所述时间延迟和所述颅骨厚度估计。
13.如权利要求1至7中任一项所述的方法，其中在进行步骤b)时，在计算所述校正时采用与所述超声换能器相关的、相对于与所述局部颅骨区的外部颅骨表面对应的入射角。
14.如权利要求13所述的方法，其中通过进行与所述体积图像数据相关的参考系和术中参考系之间的配准来确定所述入射角。
15.如权利要求13所述的方法，其中所述超声换能器的阵列通过患者特异性的头部组件支撑，其中基于所述给定超声换能器相对于所述患者特异性的头部组件的定向，预先配置与所述阵列的给定超声换能器相关的、相对于所述外部颅骨表面的入射角。
16.如权利要求13所述的方法，其中术中改变与所述超声换能器相关的入射角，以将所述接收信号最大化来实现正入射。
17.如权利要求16所述的方法，其中通过操纵所述非治疗超声脉冲来改变所述入射角。
18.如权利要求17所述的方法，其中所述超声换能器是相控阵超声换能器，并且其中通过电子束操纵改变所述入射角。
19.如权利要求17所述的方法，其中所述超声换能器是单元式超声换能器，并且其中所述入射角可机械地被改变。
20.如权利要求1至19中任一项所述的方法，其中所述非治疗超声脉冲聚焦在所述局部颅骨区中。
21.如权利要求1至20中任一项所述的方法，其中所述非治疗超声脉冲的中心频率位于400至600kHz。
22.术中减少颅内聚焦超声治疗程序中的颅骨诱发像差的方法，所述方法包括：
在开始使用超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声后：
a)采用所述阵列的超声换能器来传输超声能和接收反射的超声能，从而获得与所述反射的超声能相关的接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到所述超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近所述超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理所述接收信号和采用与所述局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)在随后向对象递送聚焦超声期间，向提供给所述超声换能器的治疗传输信号施加所述校正，使得颅骨诱发像差减少；和
d)在所述颅内聚焦超声治疗程序期间重复步骤a)至c)一次或多次，以间歇地重新计算所述校正，并从而维持像差校正的准确度，尽管由于术中颅内加热引起了所述局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
23.术中配置颅内超声治疗系统以在颅内聚焦超声治疗程序中减少颅骨诱发像差的方法，所述颅内超声治疗系统包括超声换能器的阵列和相关的换能器驱动电路，所述方法包括：
在开始使用聚焦超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声后：
a)采用所述阵列的超声换能器传输非治疗超声脉冲和接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到所述超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近所述超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理所述接收信号并采用与所述局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)控制所述换能器驱动电路，使得在聚焦超声治疗随后在所述颅内聚焦超声治疗程序中被输送到对象时，所述校正适用于提供给所述超声换能器的传输信号；和
d)在颅内聚焦超声治疗程序中重复步骤a)至c)一次或多次，以间歇地重新计算所述校正，并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起了所述局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
24.进行颅内聚焦超声治疗程序的方法，所述方法包括：
使用超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声；
a)采用所述阵列的超声换能器传输超声能和接收反射的超声能，从而获得与所述反射的超声能相关的接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到所述超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近所述超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理所述接收信号和采用与所述局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)在向所述治疗传输信号施用所述校正时，向对象递送聚焦超声治疗，使得颅骨诱发像差减少；和
d)在所述颅内聚焦超声治疗程序期间重复步骤a)至c)一次或多次，以间歇地重新计算所述校正，并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起了所述局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
25.测量颅内聚焦超声治疗程序中颅骨温度变化的方法，所述方法包括：
a)采用位置邻近对象的颅骨的超声换能器传输第一非治疗超声脉冲和接收第一反射的超声脉冲，从而获得第一接收信号；
b)在向对象递送聚焦超声后，采用所述超声换能器传输第二非治疗超声脉冲和接收第二反射的超声脉冲，从而获得第二接收信号；
c)处理所述第一接收信号，以确定依赖于颅骨音速的度量的第一值；
d)处理所述第二接收信号，以确定依赖于颅骨音速的度量的第二值；和
e)采用所述度量的第一值、所述度量的第二值以及颅骨温度和所述度量变化之间的预定的修正来确定颅骨温度的变化。
26.如权利要求25所述的方法，其还包括在所述治疗超声治疗程序中进行步骤b)至e)一次或多次，以间歇地和术中追踪颅骨温度的变化。
27.如权利要求25所述的方法，其中在开始向对象递送聚焦超声前进行步骤a)。
28.如权利要求25至27中任一项所述的方法，其中所述超声换能器是用于递送所述聚焦超声治疗的超声换能器阵列的元件，并且其中在向对象递送聚焦超声治疗的疗程期间间歇地进行步骤a)。
29.颅内聚焦超声治疗系统，其包括：
超声换能器的阵列；
换能器驱动电路，其可操作地偶联至所述超声换能器的阵列；和
控制和处理电路，其可操作地偶联至所述换能器驱动电路，所述控制和处理电路包括至少一个处理器和相关的存储器，所述存储器存储可由所述至少一个处理器执行以进行以下操作的指令：
在开始在聚焦超声治疗程序中使用所述超声换能器的阵列向对象递送聚焦超声后：
a)采用所述阵列的超声换能器传输非治疗超声脉冲和接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号；
b)确定用于校准在随后的聚焦超声治疗期间输送到所述超声换能器的治疗传输信号的校正，其中所述校正适用于减少与邻近所述超声换能器的局部颅骨区相关的颅骨诱发像差，其中所述校正通过处理所述接收信号和采用与所述局部颅骨区相关的颅骨厚度估计来确定，并且其中所述颅骨厚度估计基于先前测量的与对象相关的体积图像数据获得；和
c)控制所述换能器驱动电路，使得在聚焦超声治疗随后在所述颅内聚焦超声治疗程序中输送到对象时，所述校正被施用于提供给所述超声换能器的传输换能器；和
d)在所述颅内聚焦超声治疗程序中重复步骤a)至c)一次或多次，以间歇地重新计算所述校正，并从而维持像差减少，尽管由于术中颅内加热引起了所述局部颅骨区音速的局部热诱发变化。
30.减少颅内聚焦超声治疗程序中的像差的方法，所述方法包括：
采用阵列的超声换能器传输非治疗超声脉冲和接收反射的超声脉冲，从而获得接收信号；
处理所述接收信号以确定与所述接收信号相关的一个或多个度量满足排除标准；和
在随后通过所述阵列递送聚焦超声治疗期间不使用所述超声换能器。
31.如权利要求30所述的方法，其中所述排除标准的评估依赖于所述接收信号的信噪比。
32.如权利要求30所述的方法，其中所述排除标准的评估基于所述接收信号频谱中的一个或多个尖峰的存在。
33.如权利要求30所述的方法，其中所述排除标准基于所述接收信号与获自一个或多个临近超声换能器的一个或多个接收信号的比较。
34.如权利要求30所述的方法，其中所述排除标准基于所述接收信号与通过扫描所述超声换能器获得的一个或多个接收信号的比较。
35.如权利要求30所述的方法，其中所述排除标准基于测量的所述的超声换能器的入射角。
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