JP2005500084A - 超音波治療における位相および振幅補正を計算するための方法およびシステム - Google Patents

Abstract

本発明は、超音波信号を送達する方法を提供する。方法は、超音波信号のソースと、集中した超音波信号を受け取る対象の所望の領域との間において、超音波信号を受け取るべき対象の少なくとも一部分の画像を提供する工程と、ソースと所望の領域との間の、異なる物質の層の物性を、画像から特定する工程と、ソースの各々と所望の領域との間に設けられた層の各々の複数の部分の厚みに依存して、ソースに対する位相訂正および振幅訂正の少なくとも一方を決定する工程とを包含する。
【選択図】図１

Description

【０００１】
（発明の分野）
本発明は、医療システムに関し、より詳細には、人等の被験者およびより詳細には人被験者の脳に対して集中超音波エネルギーを非侵襲的に適用することに関する。
【０００２】
（発明の背景）
頭内部の特定の位置にある組織の治療は、取り除くか切除するかに制限され得る。これらの治療が、腫瘍等の特定に局所化された疾患には効果的であると証明されているが、それらの治療は、細心の注意を要し、時間を要する手順に関わる。この手順は、さもなければ健全な組織の破壊につながり得る。これらの治療は、概して、健全な組織の破壊が神経機能に対して極度に影響しない場合を除いて、病気の組織が健全な組織と一体化している疾患に対しては適切ではない。
【０００３】
超音波手術における非侵襲的な性質は、健全な組織を阻害することなく深部の組織塊を破壊する、または、治療することが望ましい場合が多い脳に対して特に魅力的である。集中超音波ビームは、身体の多くの他の部分における非侵襲的な手術に用いられている。超音波は、短い波長（１ＭＨｚで１．５ｍｍ）のため、軟らかい組織によく浸透し、超音波ビームを数ミリメートルの大きさのスポットに集中することができる。（例えば、超音波を用いて）腹部の腫瘍または癌組織を過熱することによって、例えば、周囲の健全な組織に重大な損傷を与えることなく病気の部分を除去することが可能である。
【０００４】
（発明の要旨）
概して、一つの局面において、本発明は、超音波信号を伝達する方法を提供する。この方法は、超音波信号のソースと集中超音波信号を受信する被験者の所望の領域との間で超音波信号を受信しようとする、被験者の少なくとも一部分の画像を提供するステップと、画像からソースと所望の領域との間にある物質の異なる層の物理的特性を特定するステップと、各ソースと所望の領域との間に配置された各層部分のそれぞれの厚さに依存するソースのために、フェーズ修正および振幅修正のうちの少なくとも一つを決定するステップとを包含する。
【０００５】
本発明の実施は、以下の特徴の一つ以上を含み得る。物理的特性は、物質の種類、物質の密度および物質の構造のうちの少なくとも一つに関連する。特定するステップは、層の厚さを識別するステップをさらに包含する。フェーズ修正は、各層の伝播特性に従って決定される。伝播特性は、それぞれの層における、物質の種類、ならびに、物質の密度および物質の構造のうちの少なくともに基づいて決定される。層は、画像の部分に関連する値を用いて特定される。値は、画像の部分の強度である。フェーズ修正は、被験者の頭の三層モデルを用いて決定される。三層のうちの二層は、同じ音速ｃ_ｉを近似的に有し、もう一つの層は、音速ｃ_ｉｉを有すると仮定される。フェーズ修正は、
【０００６】
【数５】

に従って決定されたフェーズシフトを用いて決定される。
【０００７】
ここで、ｃ_ｎは、ｎ番目の層における音速であり、Ｄ_ｎは、ｎ番目の層における厚さである。層における音速は、
【０００８】
【数６】

に従って決定される。
【０００９】
ここで、ｄ_１、ｄ_２、ｄ_３は、三つの層の厚さであり、φ（ρ）は、密度の関数（ρは密度である）とする計測されたフェーズシフトである。
【００１０】
さらに、本発明の実施は、以下の特徴の一つ以上を含み得る。物理的特性は、ｘ線の減衰係数μに関連する。ソースと所望の領域との間の物質は、骨である。フェーズ修正は、少なくとも部分的に実験で導かれたパラメータを含むフェーズ関数による減衰係数に関する。各フェーズ修正は、Ｍ＋ＢΣ（１／μ（ｘ））＋ＣΣ（１／μ（ｘ））^２に等しい。ここで、μ（ｘ）は、各ソースと所望の領域との間の伝播線に沿った距離ｘの関数とする減衰係数であり、Ｍ、Ｂ、Ｃは、少なくとも部分的に実験で導かれる。振幅修正は、少なくとも部分的に実験で導かれたパラメータを含む振幅関数による減衰係数に関する。各振幅修正は、Ｎ＋ＦΣμ（ｘ）＋ＧΣ（μ（ｘ））^２に関する。ここで、μ（ｘ）は、各ソースと所望の領域との間の伝播線に沿った距離ｘの関数とする減衰係数であり、Ｎ、Ｆ、Ｇは、少なくとも部分的に実験で導かれる。
【００１１】
さらに、本発明の実施は、以下の特徴の一つ以上を含み得る。層は、物質の密度と物質の構造との両方に従って特定される。画像を提供するステップは、磁気共鳴画像を用いて画像を製造するステップを包含する。画像を提供するステップは、コンピュータトモグラフィーを用いて画像を製造するステップを包含する。ソースは、圧電トランスデューサ要素である。フェーズおよび振幅修正の両方が決定される。
【００１２】
概して、別の局面において、本発明は、超音波信号を伝達するシステムを提供するシステムを提供する。システムは、超音波信号のソースと集中超音波信号を受信する被験者の所望の領域との間で超音波を受信しようとする被験者の少なくとも一部の画像を解析するように構成された装置、画像から被験者の少なくとも一部の異なる層についての情報を決定するように構成された装置、装置によって提供された被験者の少なくとも一部の各層についての情報に従う超音波信号の相対的なフェーズと振幅とのセットのうちの少なくとも一つを有する超音波信号のソースのアレイを含む。
【００１３】
本発明の実施は、以下の特徴の一つ以上を含み得る。フェーズは、被験者の少なくとも一部における各層の伝播特性に従って設定される。伝播特性は、被験者の少なくとも一部における各層の物質の種類、ならびに、物質の密度および物質の構造のうちの少なくとも一つに依存する。装置は、画像の部分に関連する値を用いて層を特定するように構成される。値は、画像の部分の強度（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）である。装置は、骨の異なる層についての情報を決定するように構成される。装置は、被験者の頭の三層モデルを用いてフェーズ修正を決定するように構成される。情報は、ｘ線の減衰係数μに関連する。フェーズ修正は、少なくとも部分的に実験で導かれたパラメータを含むフェーズ関数による減衰係数に関する。振幅修正は、少なくとも部分的に実験で導かれたパラメータを含む振幅関数による減衰係数に関する。
【００１４】
さらに、本発明の実施は、以下の特徴の一つ以上を含み得る。システムは、装置に結合され、かつ、画像を製造するように構成された磁気共鳴イメージャをさらに含む。システムは、装置に結合され、かつ、画像を製造するように構成されたコンピュータトモグラフィーイメージャをさらに含む。ソースは、圧電トランスデューサ要素である。
【００１５】
別の局面において、本発明は、概して、コンピュータによって読み出し可能な媒体に常駐するコンピュータプログラムを提供する。このコンピュータプログラムは、コンピュータに被験者の少なくとも一部分の画像を解析させるインストラクションを含む。これらのインストラクションは、フォーカスされた超音波信号を受信するために、超音波信号のソースと被験者の所望の領域との間の超音波信号を受信して、ソースと所望の領域との間の材料の層の物理特性を画像から同定すること、および位相修正の少なくとも１つを決定し、各ソースと所望の領域との間に配置された層の各々の部分のそれぞれの厚さに依存して、ソースの修正を振幅することである。
【００１６】
本発明の実施形態は、以下の特徴のうちの１つ以上を含み得る。位相修正は、層の各々の伝搬特性により決定される。伝搬特性は、材料のタイプ、材料密度の少なくとも１つ、およびそれぞれの層の各々の材料構造に依存する。層は、材料密度と材料構造の両方により同定される。コンピュータプログラム製品は、コンピュータに磁気共鳴画像法を用いて画像を生成させるインストラクションをさらに含む。コンピュータプログラム製品は、コンピュータにコンピュータ断層撮影法を用いて画像を生成させるインストラクションをさらに含む。コンピュータに材料の層を同定させるインストラクションは、コンピュータに、画像の部分の強度（ｉｎｔｅｎｓｉｔｉｅｓ）に基づいて、材料の層を同定させるためのものである。
【００１７】
さらに、本発明の実施形態は、以下の特徴のうちの１つ以上を含み得る。層は、画像の部分と関連する値を用いて同定される。これらの値は、画像の部分の強度である。解析された層は、骨の層である。位相修正は、被験者の頭蓋骨の３層モデルを用いて決定される。３層のうちの２つは、ほぼ同じ音速ｃ_ｉを有すると仮定される。ただし、他の層は、音速ｃ_ｉｉを有し、位相修正は、
【００１８】
【数７】

により決定された位相ずれを用いて決定される。
【００１９】
ここで、ｃ^ｎは、ｎ番目層の音速であり、Ｄ_ｎは、このｎ ^ｔｈ 層の厚さであり、層内の音速は、
【００２０】
【数８】

によって決定される。
【００２１】
ここで、ｄ１、ｄ２、ｄ３は、３つの層の厚さであり、Φ（ρ）は、密度の関数としての測定された位相のずれ、およびρは、密度である。
【００２２】
さらに、本発明の実施形態は、以下の特徴のうち１つ以上を含み得る。物理的特性は、ｘ線減衰係数μと関連する。位相修正は、少なくとも部分的に、経験的に導き出されたパラメータを含む位相関数によって減衰係数と関係付けられる。各々の位相修正は、Ｍ＋Ｂ各位相Σ（１／μ（ｘ））＋ＣΣ（１／μ（ｘ））^２に等しい。ここで、μ（ｘ）は、各ソースと所望の領域との間の伝播の線に沿う距離ｘの関数としての減衰係数であり、Ｍ、ＢおよびＣは、少なくとも部分的に、経験的に導き出される。減数係数は、少なくとも部分的に、経験的に導き出されたパラメータを含む振幅関数によって減衰係数と関係付けられる。各振幅修正は、Ｎ＋ＦΣμ（ｘ）＋ＧΣ（μ（ｘ））^２と関係付けられ、ここで、μ（ｘ）は、各ソースと所望の領域との間の伝播の線に沿う距離ｘの関数としての減衰係数であり、Ｎ、ＦおよびＧは、少なくとも部分的に、経験的に導き出される。
【００２３】
別の局面において、本発明は、概して、超音波信号のソースのアレイの少なくとも１つのソースから被験者に超音波信号を提供する方法を提供する。本方法は、（ａ）選択された周波数の超音波エネルギーを選択されたソースから被験者に伝送する工程と、（ｂ）伝送されたエネルギーを多重反射（ｓｕｐｅｒｉｍｐｏｓｅｄ ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ）する工程であって、この反射は、被験者の外部表面、および被験者の内側の少なくとも１つの界面からのものである、工程と、（ｃ）選択された周波数以外の周波数の超音波エネルギーを用いて（ａ）および（ｂ）を反復する工程と、（ｄ）受信された反射の相対的極値（ｒｅｌａｔｉｖｅ ｅｘｔｒｅｍａ）と関係付けられた周波数間の周波数差を決定する工程と、（ｅ）フォーカスされた超音波エネルギー信号を受信するために、決定された周波数差と所望の領域との間の材料の少なくとも一部分の周波数差および厚さを用いて、選択されたソースの位相修正を決定する工程とを包含する。
【００２４】
本発明の実施形態は、以下の特徴のうちの１つ以上を含み得る。本発明は、（ｆ）エネルギー信号のソースと所望の領域との間の超音波エネルギー信号を受信するように意図された被験者の少なくとも一部分の画像を提供する工程と、（ｇ）その画像から、選択されたソースと所望の領域との間の材料の少なくとも一部分の厚さを同定する工程とをさらに包含する。本方法は、選択されたソース以外のソースの各々について、（ａ）〜（ｅ）を反復する工程をさらに包含する。
位相修正は、
ΔΦ＝２πｆ［（ｄ／ｃ_０）−（１／（２Δｆ））］
により決定される。
【００２５】
ここで、ΔΦは、位相修正であり、ｆは、伝送されるべき周波数であり、ｄは、厚さであり、ｃ_０＝水中の音速であり、Δｆは、極値のような値間の周波数差である。
【００２６】
別の局面において、本発明は、概して、超音波エネルギー信号のソースのアレイから、生きた被験者に超音波エネルギーを提供するシステムにおいて使用するロジックを提供する。このロジックは装置を制御して、（ａ）選択された周波数の超音波エネルギーを選択されたソースから被験者に伝送し、（ｂ）伝送されたエネルギーの多重反射を受信し、ここで、反射は、被験者の外部から、および被験者の内側の少なくとも１つの界面からのものであり、（ｃ）選択された周波数以外の周波数の超音波エネルギーを用いて（ａ）および（ｂ）を反復し、（ｄ）受信された反射の相対的極値と関係付けられた周波数間の周波数差を決定し、（ｅ）フォーカスされた超音波エネルギー信号を受信するために、決定された周波数差、および選択されたソースと被験者における所望の領域との間の材料の少なくとも一部分の厚さを用いて選択されたソースの位相修正を決定するように構成される。
【００２７】
本発明の実施形態は、以下の特徴のうちの１つ以上を含み得る。ロジックは、装置が、（ｆ）エネルギー信号と所望の領域との間の超音波エネルギー信号を受信することが意図された被験者の少なくとも一部分の画像を提供し、（ｇ）この画像から、選択されたソースと所望の領域との間の材料の少なくとも一部分の厚さを同定するようにさらに構成される。ロジックは、選択されたソース以外のソースの各々について、装置が（ａ）〜（ｅ）を反復するようにさらに構成される。ロジックは、装置が
ΔΦ＝２πｆ［（ｄ／ｃ_０）−（１／（２Δｆ））］
により位相修正を決定するように構成される。
【００２８】
ここで、ΔΦは、位相修正であり、ｆは、伝送されるべき周波数であり、ｄは、厚さであり、ｃ_０は、水中の音速であり、Δｆは、極値といった値間の周波数差である。
【００２９】
本発明の種々の局面は、以下の利点の１つ以上を提供し得る。超音波は、例えば、超音波治療のために、損傷のない頭蓋骨内で正確にフォーカスされ得る。異なった頭蓋骨、例えば、異なった頭蓋骨の厚さ、密度および／または構造等は、超音波治療のために調整され得る。超音波治療へのリアルタイムの適合が行われ得る。骨（または他の組織）を通過するエネルギーの位相および／または振幅への効果が決定され、骨（または他の組織）に付与されたエネルギーの位相および／または振幅を補償するために用いられ得る。
【００３０】
本発明のこれらおよび他の利点は、本発明それ自体と共に、以下の図、詳細な説明および請求項を検討した後により完全に理解される。
【００３１】
（好適な実施形態の詳細な説明）
超音波エネルギーなどのエネルギーは、種々の治療目的でヒトまたは動物などの対象へ伝播され得る。放射トランスデューサエレメントのアレイを使用して対象へエネルギーを送信し得、かつエレメントによって送信される信号の振幅はどれだけのエネルギーが対象を貫通するかに影響し得、かつ送信されるエネルギーの相対位相および振幅はエネルギー分布を対象に集中させるのに役立ち得る。超音波信号の位相および振幅は、信号が伝播する物質の異なる物性などの多くの原因によって影響／歪みを受け得る。例えば、患者内の異なるタイプの物質（例えば、骨、筋肉、および脂肪）は、超音波エネルギーの異なる伝播および減衰定数を有する。また、患者内の物質の密度および構造などの他の物性も超音波信号の位相および／または減衰に影響し得る。異なるトランスデューサエレメントからの信号は、異なる厚さおよび輪郭の物質およびトランスデューサエレメント間の空気充満または液体充満ポケットおよび画像化／処置されるべき領域を伝播し得るので、トランスデューサエレメントからの信号の位相は頻繁に歪められる。したがって、その結果の位相および／または振幅は、その送信位相および／または振幅がこの歪みについて補償されなければ所望の位相および／または振幅から頻繁に異なる。
【００３２】
発明の実施形態は、超音波を使用して患者を処置する際に、位相歪みおよび減衰分散を補償するための技術を提供する。コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）、磁気共鳴画像化法（ＭＲＩ）などの画像化法技術を使用して、物質の厚さ、密度、および構造などの性質を決定する。これらの性質のいずれもが物質の位相歪みに影響することが発見されたので、３つすべての性質を使用して決定された位相補正は性質の１つまたは２つだけを使用して決定された位相補正よりも良好である。トランスデューサエレメント間における対象中の物質の決定された性質および処置されるべき領域が本発明者らによって開発された式に挿入される。式は、決定された性質および既知の特性（例えば、伝播速度）を使用して、トランスデューサエレメントの各々に対する位相調節量を計算する。トランスデューサエレメントにおける位相をより適切に補償する工程は、エネルギーを対象内に集中させ、脳などの影響を受けやすい領域においてさえ効果的な非侵襲治療を可能にする。また、Ｘ線減衰は、位相歪みおよび音響減衰と関連付けられ得る。Ｘ線減衰は、位相歪みおよび音響減衰に関連付ける式を使用して送信される位相および振幅を調節することによってその分散を補償し得る。
【００３３】
図１において、超音波治療システム１０は、画像化器１２、ｎ個のトランスデューサエレメント１６の位相アレイ１４、信号調節器１８、制御器２０、および周波数生成器２２を含む。システム１０は、患者３０の頭骨２８の特性を決定し、かつ患者の脳に集中される超音波エネルギー（例えば、０．０１ＭＨｚ〜１０ＭＨｚ）を印加するように構成される。アレイへの信号は、Ｄａｕｍら、「Ｄｅｓｉｇｎ ａｎｄ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ａ Ｆｅｅｄｂａｃｋ Ｂａｓｅｄ Ｐｈａｓｅｄ Ａｒｒａｙ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｓｕｒｇｅｒｙ．」 ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｕｌｔｒａｓｏｎ．Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒ．Ｆｒｅｑ．Ｃｏｎｔｒｏｌ ４５（２）：４３１−４、１９９８において報告されたものと同様の駆動構成によって提供されるが、駆動周波数は約０．１ＭＨｚ〜約１０ＭＨｚの間で選択される。各トランスデューサエレメント１６へのパワーおよび位相は手動で制御されるかまたはソフトウェアおよびフィードバックを使用して自動で制御される。
【００３４】
トランスデューサエレメント１６のアレイ１４は、患者の頭骨２８の外部表面上または近傍に配置されるように構成される．アレイ１４は、患者の頭部上での設置かつアレイ１４の表面から離れたところからの超音波エネルギーの集中に役立つような曲がった形状に構成される（例えば、球状であるが、平面などの他の形状の断片であり得る）。アレイ１４のトランスデューサエレメント１６は、図示されるようにアレイ１４に配置された圧電トランスデューサエレメントである。トランスデューサエレメント（例えば、１ｃｍ^２圧電セラミック片）は、エレメント１６間の機械的結合を制動するのに適切なシリコーンゴムまたは任意の他の材料中に装着される。他の材料もまたアレイ構築に使用され得る。例えば、アレイ１４は１つ以上の圧電複合材料または電気エネルギーを音響エネルギーに変換する任意の材料から形成され得る。トランスデューサエレメント１６への最大パワー伝達を確実に行なうのを補助するために、トランスデューサエレメント１６は入力コネクタインピーダンスに一致するのを補助するように５０Ωでの電気共鳴を得るように構成され得る。
【００３５】
アレイ１４は信号調節器１８に結合される。信号調節器１８はさらに周波数生成器２２に結合される。周波数生成器２２は、共通無線周波数（ＲＦ）を信号調節器１８への入力信号として提供するように構成される。無線周波数生成器２２は、信号調節器１８に適切な信号を生成する限り任意のタイプであり得る。例えば、生成器２２は、Ｓｔａｎｆｏｒｄ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｓｙｓｔｅｍｓから入手可能なモデルＤＳ３４５生成器であり得る。同時に、無線周波数生成器２２および信号調節器１８は、超音波エネルギーが患者の頭骨２８を透過しそして患者の脳の選択された領域に集中するように、アレイ１４の個々のトランスデューサエレメント１６を同じ周波数だが異なる位相（かつ異なる振幅であり得る）で駆動するように構成される。生成器２２は、その生成器の出力信号を分割して信号生成器１８にｎ個の入力信号を提供するように調節器１８に結合される。
【００３６】
信号調節器１８のｎペアの増幅器２４_１〜２４_ｎおよび対応の位相シフタ２６_１〜２６_ｎは、周波数生成器２２からのｎ個の入力信号の各々を受信するように結合される。各ペアの位相シフタ２６および増幅器２４は、信号調節器１８のチャネルを表す。位相シフタ２６は、生成器２２からの入力信号の位相（および可能ならば振幅）をそれぞれの位相シフトファクタα_１〜α_ｎによって変更または調節することによってｎ個の独立した出力信号を増幅器２４へ提供するように構成される。位相シフタ２６は約１度の精度（８ビット解像度、なお、多くのアプリケーションではそれより低い位相解像度で十分であり得る）。増幅器２４_１〜２４_ｎは、位相シフタ２６からの信号を増幅し、かつその増幅信号を接続部（例えば、同軸ケーブル）を介してトランスデューサエレメント１６に提供するように構成される。その接続部は個々に増幅器２４とトランスデューサエレメント１６とを接続する。内部パワーメータは、増幅器２４によって供給されるパワーをモニタするように構成される。
【００３７】
位相シフタ２６の位相シフトファクタα_１〜α_ｎは、超音波エネルギーの経路において物体がないとして超音波ビームの方向づけを提供し、かつまた患者の頭骨によって誘導された各トランスデューサエレメント１６によって出力された超音波における位相歪みの補償を提供する。方向づけに関連する各位相シフタファクタの成分は公知技術を使用して計算され得る。位相歪みに関連する各位相シフトファクタα_１〜α_ｎの成分は、頭骨２８、皮膚／頭骨界面、硬膜物質／頭骨界面、頭骨の厚さのばらつき、および頭骨２８における空気充満または液体充満ポケットなどの構造の考慮事項によって導入される外乱および歪みを補償する。各位相シフトファクタα_１〜α_ｎを構成する２つの成分は、アレイ１４に対して所望の方向づけ角度および距離で超音波エネルギーを集中させるためにそれぞれのチャネルに対する複合位相シフトファクタα_１〜α_ｎを決定するために合計される。
【００３８】
位相シフトファクタα_１−α_ｎは制御器２０によって提供される。制御器２０は、ソフトウェア、ハードウェア、ファームウェア、ハードワイヤリング、または、それらの任意の組み合わせによって提供され得るロジックである。例えば、制御器２０は、位相シフトファクタα_１−α_ｎを位相シフタ２６に提供および適用するために、従来の態様でソフトウェアでプログラム可能な汎用デジタルデータプロセッサまたは専用デジタルデータプロセッサであり得るが、他の構成も使用され得る。制御器２０は、以下に示すように、矢印３２によって示されるように画像化器１２から得られる情報に基づいて、位相シフトファクタα_１−α_ｎを決定するように設定される。特に、その情報は、患者の脳において各トランスデューサエレメント１６と所望な焦点との間の頭骨２８のそれぞれの部分に対する患者の頭骨２８の厚さおよび密度を含む。画像化器１２からの情報は、画像化器１２から直接伝達される。なぜなら、画像化器１２は、画像を自動的に解析し、その画像から対象の特性を決定するように設定されているからである。位相シフタファクタα_１−α_ｎを決定するために、十分な情報が画像化器１２によって制御器２０に提供される。
【００３９】
制御器２０は、画像化器１２からの画像を操作するように設定される。制御器２０は、画像化器１２から受け取った２次元の画像から患者の頭骨２８の３次元レンダリングを生成し、その３次元レンダリングから頭骨の厚さを決定するように設定される。その３次元レンダリングは、制御器２０によってボクセル（３次元画像の容積ピクセル）に割けられ得る。
【００４０】
画像化器１２は、患者の頭の内部画像、特に、患者の頭骨２８の厚さ、密度、骨の構造に関する情報を提供する画像を得るように設定される。例えば、画像化器１２は、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）デバイスまたはコンピュータ連動断層撮影（ＣＴ）デバイスであり得る。その画像化器１２は、患者の頭骨２８を走査し、頭骨の厚さ、密度、構造に関連する情報を提供する。この情報は、可変強度の２次元画像を含み、それから、３次元レンダリングが行われ得、厚さおよび密度が決定され得、かつ／または推論され得る。３次元画像の取得も可能であり、使用され得る。また、画像化器１２がＣＴデバイスである場合、画像化器１２は、画像化器１２によって提供された画像の各画素に対してＣＴ番号（また、ハウンスフィールド数）を決定し、提供し得る。
【００４１】
図２を参照すると、頭骨２８は、小柱骨の二つの層５０、５４および皮質骨の層５２を含む。例えば、画像化器１２の走査方向は、直交座標ｘ軸として規定され、それにより、その画像平面は、ｙ軸およびｚ軸によって規定される。３Ｄレンダリングから、頭骨２８の表面３８上の二つのベクトル３４、３６は、頭の表面３８上の対象点ｒ_ｏからｘ方向およびｙ方向の表面上の三番目に近い近接点を用いて決定される。制御器２０は、表面３８に垂直なベクトル４０を計算するためにベクトル３４、３６を用いるように設定される。制御器は、トランスデューサエレメント１６_ｘからのエネルギーの伝搬の方向であるベクトル４０およびベクトル４２のスカラー積を計算し得る。このスカラー積は、入射角
γ_ｉ＝ｃｏｓ^−１［−（α_１×α_２）・β／（｜α_１×α_２｜｜β｜）］ （１）
である。
【００４２】
直交（標準化）単位ベクトルｎ＝（ｕ、ｖ、ｗ）は、この入射角γ_ｉから制御器２０によって計算され得る。各層５０、５２、５４のそれぞれの厚さＤ_１、Ｄ_２、Ｄ_３は、頭骨の表面上の位置ｒ_０＝（ｘ_０、ｙ_０、ｚ_０）から始まり、次の層上の点ｒ＝（ｘ、ｙ、ｚ）に続く、強度変動を用いて得られる。
【００４３】
ｒ＝ｒ_０＋Ｄｎ （２）
均一な頭骨の近似正常伝伝搬を仮定する。超音波伝搬速度の目的で、単一の層として層５０、５２、５４を処理し、次の単純な関係を用いて、頭の所与の点を伝搬することに起因した位相シフトを表現し得る。
【００４４】
φ＝３６０ｆＤ（１／Ｃ_０−１／Ｃ_ｓ） （３）
ここで、ｆは駆動周波数であり、水中の音速はｃ_０であり、頭骨内の速度はｃ_ｓであり、Ｄは頭骨の厚さである。水中のフィールドの直接的な伝搬に起因する位相シフトを頭骨に起因するシフトから引く、この決まりは、正の位相シフトを生成する。
【００４５】
三つの層５０、５２、５４は、三層モデルの一部として、層５０、５２、５４の厚さＤ_１，Ｄ_２、Ｄ_３に起因する位相補償を決定するように別々に処理され得る。その三層モデルについては、頭骨２８はそれぞれ均一の層からなると仮定されている。音速は、中央の層５２に対して２．５×１０^３ｍ／ｓであり、内層５０および外層５４に対して２．９×１０^３ｍ／ｓであると仮定される。この三層モデルを用いて、頭骨２８にわたって予想される位相シフトは、
【００４６】
【数９】

ｃ_ｎは、ｎ番目の層の音速に等しく、Ｄ_ｎはｎ番目の層の厚さである。
【００４７】
頭骨２８の密度は、頭骨２８の伝搬に影響することが見出された。結果として、頭骨２８を通過する超音波信号の位相は頭の密度によって影響され、頭骨の密度に基づいた位相補正は、アレイ１４からの超音波エネルギーのフォーカスを改良することに役立つ。
【００４８】
式（３）から計算された予想単一層均一値からの偏差に対する内部密度変動の寄与を評価するために、伝搬の超音波軸４２の沿った中間ＣＴ画像強度と、実験誤差との間の相関を用いる。２−ｄＣＴ画像から作成された３−ｄ画像を用いて、各０．１５ｍｍ^２ボクセルは強度値を割り当てられる。その強度は、骨密度に線形的に比例し、密度は基準強度として画像内の空気および水を用いたＭＫＳ単位にスケーリングされると仮定される。平均強度は、骨の内部の伝搬の軸４２に沿ったＣＴ強度値を足し合わせ、ボクセルの足し合わせた全体の数で割ることによって決定される。そのボクセルは、空気充填ポケットまたは液体充填ポケットを含み得る。そのようなボクセルに対する音速は、水充填または空気充填の音速であると仮定され、次いで、超音波の完全な反射が仮定され得る。
【００４９】
頭蓋骨密度によるエラーは測定された位相と式（３）（単一層モデル）によって与えられた位相との間の差として計算されてきた。経験的訂正因子が、平均強度の関数として百分率エラーを当てはめ（多項式の曲線の当てはめ）によって得られてきた。訂正因子は、以下のように表される。
【００５０】
【数１０】

ここで、Ｎ次当てはめに対して決定されるべきＮ＋１係数Ａ_ｎが存在し、ρは密度である。０．５１ＭＨｚにおいて１１７点のデータセットおよび５つの頭蓋骨を用いて三次当てはめを適用することは、ＭＫＳ単位で以下の係数を生成する。
【００５１】
【表１】

これらの係数は、式（５）において使用され得、式（５）は、単一層同次モデルの一部として式（３）に適用され、訂正された位相シフトを生成する。
【００５２】
【数１１】

ここで、Φは、式３を用いて得られた初期位相の値を含む。
【００５３】
密度および厚さ測定はまた、頭蓋骨の音速の調整に対して適用され得る。単一層に対する速度値を調整するために、コントローラ２０は、以下の式に従って密度の関数として速度を当てはめるように構成される。
【００５４】
【数１２】

φ（ρ）は密度の関数として測定された位相シフトである。式（５）に示された多項式の当てはめは、コントローラ２０によって使用され、音速値を見出す。３つの層のモデルに対して、２つの速度が計算される。これら２つの音速が計算される。２つの音速は、小柱層に対する速度ｃ_ｉおよび皮質（中心）骨の速度ｃ_ｉｉである。３つの骨の層５０、５２，５４に対する厚さＤ_１、Ｄ_２、およびＤ_３が与えられると、皮質層の速度ｃ_ｉｉは、以下の密度の関数としてコントローラ２０によって当てはめられる。
【００５５】
【数１３】

ｃ_ｉ（ρ）に対する多項式当てはめがｃ_ｉｉに対する一連の試行関数にわたって式（５）を用いて実行される。最終音速は、標準偏差によってまたは大きい頭蓋骨サンプルを当てはめることによって直接頭蓋骨測定を用いる他の方法によって最も密接に関連するｃ_ｉ（ρ）およびｃ_ｉｉ（ρ）である。
【００５６】
図１および図３を参照すると、動作中にコントローラ２０は、トランスデューサエレメント１６の位相を調整するようにイメージャ１２からの情報を使用する。ステージ６０では、イメージャ１２は、患者の頭蓋骨２８の画像を取り込む。これは、その場所（例えば別の病院において）においてコントローラ２０から遠隔的に行われ得る。ステージ６２において、イメージャは、情報（例えば、頭蓋骨の厚さに関連付けられた画像の部分の強度、密度、構造）をコントローラ２０に送信する。この送信情報は、イメージャ１２が画像を取り込んだ時に分離され得、人間の介入によって（例えばＣＤ上に画像を記録し、コントローラ２０によってＣＤを再生することによって）実行され得る。ステージ６４において、コントローラ２０は、患者の頭蓋骨２８の層の厚さを決定し、この層を識別するように、画像の部分の強度を解析することによってこの情報を操作する。ステージ６６では、コントローラ２０は、位相シフト因子α_１−α_ｎ等（以下に説明されたような振幅訂正）の刺激訂正因子を決定し、位相シフト因子α_１−α_ｎを調整器１８に送信する。ステージ６８では、周波数発生器はエネルギーを調整器１８に供給する。調整器１８は、コントローラ２０からの位相シフト因子α_１−α_ｎに従って周波数発生器２２からのエネルギーの位相を調整する。この調整されたエネルギーは、エネルギーを超音波に変換するトランスデューサエレメント１６に送信し、これらの波を患者の頭蓋骨２８に送信する。イメージャ１２からの画像は、リアルタイムで供給され、患者３０に適用されたエネルギーの振幅および／またはフェージングがこの画像に応答して変化される。
【００５７】
患者の頭蓋骨２８に供給されたパワーは、治療の種類に依存する。切除のために、６４のトランスデューサエレメントを用いて約１０秒間で約２〜３ｋＷが使用され得る。より多くのトランスデューサエレメント１ｂが使用される場合、より低い全体のパワーが使用されてもよいし、より高いパワーが使用されてもよい。血液脳関門を開けることに対して、切除に対して約１００倍少ないパワーが関心のある分野における気泡を送る（ｐｅｒｆｏｒｍｅｄ）ことにより使用され得る。切除パワーはまた、気泡を送ることによって低減され得る。エネルギーのバーストを用いることは、トランスデューサエレメント１６が継続的にエネルギーを放出する場合、そのエネルギーが除去されなければ、発生し得る定常波による位相の影響を低減することがわかった。
【００５８】
他の実施形態は、添付された特許請求の範囲の範囲および精神の範囲内にある。例えば、図１に示されたトランスデューサエレメント１６のアレイ１４は、示されたより少数のトランスデューサエレメント１６を含み得る。位相シフト因子α_１−α_ｎは、コントローラ２０によって提供される代わりに信号調整器１８のチャンネルに予め格納され得る。コントローラ２０によって実行されるものとして説明されたさらなる機能がイメージャ１２によって、およびイメージャ１２によって実行されるものとして説明されたさらなる機能がコントローラ２０によって、あるいはシステム１０を用いる人によって実行され得る（例えば、密度を計算することおよび位相シフト因子α_１−α_ｎに関する入力データをコントローラ２０に供給すること）。
【００５９】
図４〜図５を参照して、システム９０を用いる位相シフト因子α_１−α_ｎを獲得するための非侵襲性プロセス７０が送信および受信モードの両方でトランスデューサエレメント１６を動作させる。システム９０では、コントローラ９２はコントローラ２０（図１）と同様であるが、トランスデューサエレメント１６はまた、受信モードでコントローラ９２および送信モードで調整器１８に接続されるようにスイッチ９４_Ｉ〜９４_ｎを制御するように構成される。
【００６０】
ステージ７２では、コントローラ９２は、１つのスイッチ（例えばスイッチ９４_１）が送信モードであるように配置されるべきスイッチ９４を制御する。周波数発生器２２は、約５〜３０サイクルの低周波超音波列を生成する。この波形列のいくつかは、頭蓋骨２８から反射し、この波形列のいくつかは頭蓋骨２８を通って患者の脳に到達する。
【００６１】
ステージ７４では、コントローラ９２は、スイッチ９４_１を受信モードにスイッチングさせ、トランスデューサエレメント１６_１をコントローラ９２に接続させる。この波形列は頭蓋骨２８から反射され、この反射はトランスデューサエレメント１６_１によって受信され、そしてコントローラ９２によって記録される。頭蓋骨２８の内部表面によって反射されたパルス列が、頭蓋骨２８を通ってアレイ１４に伝達するとき、伝搬速度およびパルス列の長さは、依然としてパルス列からのエネルギーが頭蓋骨２８の外部表面に送信され、その表面に反射されるような伝搬速度およびパルス列の長さである。従って、内部表面および外部表面の受信された反射が重ね合わされる。
【００６２】
ステージ７６では、送信されるべき一連の周波数が終了したかについてのクエリが行われる。クエリが行われなければ、プロセス７０がステージ７２に戻り、連続して異なる周波数で送信する。この一連の周波数送信が、周波数の関数として対応する記録された振幅データを用いて終了される場合、プロセス７０はステージ７８に進む。
【００６３】
ステージ７８では、コントローラ９２は、位相シフト因子α_１−α_ｎを決定するように記録された情報を解析および処理する。コントローラ９２は、頭蓋骨の内部表面および外部表面における界面からの重ね合わされた反射を含む記録された周波数応答を重畳積分する（ｄｅｃｏｎｖｏｌｖｅ）。重ね合わされた反射は、周波数の関数としてデータ内部に局所的な最大値および最小値の周期的な出現を生成する。ＣＴまたはＭＲＩ画像等の画像は、内部表面および外部表面の位置、それにより頭蓋骨の厚さを決定するようにコントローラ９２によって使用される。以下の式に従うようにコントローラ９２は、位相シフト（Δφ）を、極値（例えばピーク）間の距離Δｆを用いて評価する。
【００６４】
Δφ＝２πｆ［（ｄ／ｃ_０）−（１／（２Δｆ））］ （９）
ここで、ｆは、位相訂正が使用される送信されるべき周波数である。ｄは、画像から決定される頭蓋骨の厚さである。ｃ_０は、水中の音速である。調整が密度訂正技術を用いる位相シフトに対して為され得る。プロセス７０がトランスデューサエレメント１６の残りに対して繰り返される。
【００６５】
頭蓋骨貫通超音波処理に起因する位相変化および音響減衰も、ＣＴ画像の分析から判定され得る。位相変化および音響減衰を判定する目的のために、必然的に骨内のｘ線減衰係数μと音速ｃとの間およびμと音響減衰との間に１対１の相関があることが仮定され得る。
【００６６】
位相および音響減衰に対するｘ線減衰に関する式が、以下に説明されるように展開されてきており、この式は、実験データに適応させることから決定されるパラメータを含む。実験データは、超音波をブタ頭蓋骨サンプルに適用し、Ｗａｌｔｈａｍ，ＭａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓのＰａｎａｍｅｔｒｉｃｓによって作製される１’’変換器エレメントを用い、７３０ｋＨｚで動作させ、０．６ｍｍの水中聴音器から約７ｃｍに位置を合わせることによって決定される。頭蓋骨は、３−Ｄ位置合わせシステムに付着され、変換器エレメントは、Ｎｏｒｗｉｃｈ，Ｕｎｉｔｅｄ ＫｉｎｇｄｏｍのＷａｖｅｔｅｋ Ｌｔｄ．によって作製されたＷａｖｅｔｅｋ ｍｏｄｅｌ３９５等の波形生成器または例えば、Ｅｖｅｒｅｔｔ，ＷａｓｈｉｎｇｔｏｎのＦｌｕｋｅ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎによって作製された波形生成器によって生成される１０サイクルの正弦波シグナルによって駆動される。水中聴音器応答は、Ｐａｌｏ Ａｌｔｏ，ＣＡのＨｅｗｌｅｔｔ Ｐａｃｋａｒｄによって作製されたＨＰ５４６０２デジタルオシロスコープ上に記録される。頭蓋骨サンプルの測定は、水にサンプルを浸し、０．５ｍｍスライスを有する二重スライス螺旋状捕捉（ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）を用いることによって取得された。
【００６７】
頭蓋骨を介した位相変化は、公式に従った関係を前提とし、実際のデータをその公式に適応させることによって、ｘ線減衰に関連させることができる。ｘ線減衰係数μは、下式によるＣＴナンバーＣＴ_ｎに関連する。
【００６８】
μ＝ｋ（ＣＴ_ａ＋１，０００） （１０）
ここで、ｋは公知の物理定数である。μのユニットは、ｋ＝１であるように選択され得る。骨を介した通過に起因する位相変化は、下式により与えられる。
【００６９】
【数１４】

ここで、ｆは周波数であり、ｃ（ｘ）は、点ｘでの音速であり、ｃ_０は、水（または、事実上同一である軟らかい組織）中での音速である。式１１における積分は、超音波エネルギーの伝播線に沿って行われる。μに関する関数的な依存性は、下式であることが前提とされる。
【００７０】
【数１５】

ここで、Ａ’、Ｂ’およびＣ’は、上記の設定を用いた実験から決定された実験データに適応されたパラメータである。式１２に示されたもの以外の近似が用いられ得る。式１１および１２から下式が得られる。
【００７１】
【数１６】

ここで、Ａ＝２πｆ（Ａ’−１／ｃ_０）、Ｂ＝２πｆＢ’、Ｃ＝２πｆＣ’およびｐ_２、ｐ_１は、伝播線に沿う骨内の最初および最後の画素であり、合計がこれらの境界内で実施される。ｐ_２、ｐ_１の値は、伝播線に沿って引き出された強度プロファイルから手動で取得される。これらの値は、また、既知のエッジ検出技術を用いて自動的に取得され得る。
【００７２】
Δφのための式は、厚さ依存性のパラメータを含むように修正され得る。したがって、式１３は、下式に修正され得る。
【００７３】
【数１７】

ここで、Ｊは、厚さ０での位相変化であり、０でない値は、おそらく実験誤差に起因する。Δφの値は、図１に示されるシステム１０のアレイ１４等の変換器エレメントアレイのエレメントの位相を調節するために用いられ得る。
【００７４】
上記設定を用いる実験から、パラメータＡ、Ｂ、およびＪの模範的な値が得られる。これらの値は、Ａ＝０．１１２６、Ｂ＝−０．０６１０、Ｃ＝−０．０７５９、およびＪ＝−０．１３７５である。これらの値を式１４に用いると、Δφ＝２πｆｘ（１／ｃ_ｂ−１／ｃ_０）、前提ｃ_ｂ＝２６５０ｍ／秒およびｃ_０＝１５００ｍ／秒に比較した場合（例えば、５４°の標準偏差）に優れた結果（例えば、２１°の標準偏差）が得られる、
頭蓋骨を介した音響減衰は、また、公式に従った関係を前提とし、実際のデータを公式に適応させることによってｘ線減衰に関連され得る。骨を介する音響減衰は、下式によって与えられる。
【００７５】
【数１８】

ここで、ＩおよびＩ_０は、それぞれ骨を介する通過前後の音響強度であり、μ_ＡＣ（ｘ）は、局所的な音響係数である。音響とｘ線減衰係数との間の関係は、下式のように近似され得る。
【００７６】
【数１９】

式１６に示されるもの以外の近似も用いられ得る。上記に説明されるように、伝播線に沿う画素のセットを積分すると、下式が得られる。
【００７７】
【数２０】

ここで、Ｈは、厚さ依存性のパラメータであり、界面（空気と頭蓋骨、頭蓋骨層間、および頭蓋骨と脳）において反射された強度率を反映する。再度、上記設定を用いる実験結果から、パラメータＥ、Ｆ、およびＨのために受入可能な値が、Ｅ＝０．７５５２、Ｆ＝−０．９００７、Ｇ＝０．２９４６、およびＨ＝−０．９１２１であるように決定される。音響減衰についての情報を用いる場合、伝達されたエネルギーの大きさは、コントローラ２０からの信号に基づく増幅器２４を用いて調整され得る。
【００７８】
動作の際、画像１２は、画像のＣＴナンバーをコントローラ２０に供給する。このコントローラ２０は、ＣＴナンバーおよび実験により決定された値Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｊ、Ｅ、Ｆ、Ｇ、およびＨを用いて、位相相関因子α_１−α_ｎおよび増幅器２４のための振幅調製因子を決定する。システムは、他の方法で、概して上記のように動作させ、調節器１８は、コントローラ２０によって示されたように生成器２２からのエネルギーの位相および振幅を調節する。
【００７９】
よりさらなる実施形態が、添付された請求の範囲の範囲および意図内である。例えば、上記議論は、ヒトの頭蓋骨を介して伝達された超音波エネルギーに焦点が当てられているが、他の周波数のエネルギーおよび他の被検体が用いられてもよく、他の領域の被検体がエネルギーを受け取る対象とされてもよい。例えば、ヒトでない被検体が受入可能であり、同様に、頭蓋骨を介するだけでなくヒトまたは非ヒトの被検体の領域におよび脳にエネルギーを伝達する。また、患者３０に伝達される信号の位相および振幅を決定および／または制御するための他の技術が用いられ得る。例えば、用いられ得る技術は、「ＳＹＳＴＥＭＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＦＯＣＵＳＳＩＮＧ ＡＮ ＡＣＯＵＳＴＩＣ ＥＮＥＲＧＹ ＢＥＡＭ ＴＲＡＮＳＭＩＴＴＥＤ ＴＨＲＯＵＧＨ Ａ ＳＫＵＬＬ」というタイトルの同時に出願された米国特許出願第［未譲渡、２００年１１月２８日出願；代理人事件整理番号第２５４／１８７号］および「ＳＹＳＴＥＭＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＣＯＮＴＲＯＬＬＩＮＧ Ａ ＰＨＡＳＥＤ ＡＲＲＡＹ ＦＯＣＵＳＥＤ ＵＬＴＲＡＳＯＵＮＤ ＳＹＳＴＥＭ」というタイトルの同時に出願された米国特許出願第［未譲渡、２０００年１１月２８日出願；代理人事件整理番号第２５４／１８９号］の技術を含む。これら出願の両方が本明細書において参考として援用される。
【図面の簡単な説明】
【図１】
本発明による超音波治療法システムの模式図である。
【図２】
患者の頭骨の一部を３次元レンダリングしたものである。
【図３】
励起補正ファクタを決定し、そして決定されたファクタを使用してトランスデューサエレメントを励起させるプロセスのフロー図である。
【図４】
本発明による別の超音波治療法システムの模式図である。
【図５】
図４に示すシステムを使用して位相シフトファクタを得るプロセスのフロー図である。

Claims (57)

1. 超音波信号を送達する方法であって、
   該超音波信号のソースと、集中した超音波信号を受け取る対象の所望の領域との間において、該超音波信号を受け取るべき該対象の少なくとも一部分の画像を提供する工程と、
   該ソースと該所望の領域との間の、異なる物質の層の物性を、該画像から特定する工程と、
   該ソースの各々と該所望の領域との間に設けられた該層の各々の複数の部分の厚みに依存して、該ソースに対する位相訂正および振幅訂正の少なくとも一方を決定する工程と、
   を包含する方法。
2. 前記物性が、物質のタイプ、および物質の密度と物質の構造との少なくとも一方と関連づけられ、前記特定する工程が、前記層の厚みを特定する工程をさらに包含する、請求項１に記載の方法。
3. 前記位相訂正が、前記層の各々の伝搬特性に関連して決定される、請求項２に記載の方法。
4. 前記伝搬特性が、前記物質のタイプ、および前記層の各々の物質の密度と物質の構造との少なくとも一方に関連して決定される、請求項３に記載の方法。
5. 前記層が、前記画像の前記複数の部分に関連づけられた値を用いて特定される、請求項３に記載の方法。
6. 前記値が、前記画像の前記複数の部分の強度である、請求項５に記載の方法。
7. 前記位相訂正が、前記対象の頭蓋骨の３層モデルを用いて決定される、請求項６に記載の方法。
8. 前記３層のうちの２層が、ほぼ同一の音速ｃ_ｉを有し、残りの層が音速ｃ_ｉｉを有するとすると、前記位相訂正が、
   

   

   に従って決定された位相シフトを用いて決定され、
   ｃ_ｎは、第ｎ番目の層内の音速であり、Ｄ_ｎは該ｎ番目の層の厚みであり、該層の音速は
   

   

   によって決定され、
   ｄ_１、ｄ_２およびｄ_３は該３層の厚みであり、φ（ρ）は密度の関数としての測定された位相シフトであり、ρは密度である、請求項７に記載の方法。
9. 前記物性がＸ線減衰係数μに関連する、請求項１に記載の方法。
10. 前記ソースと前記所望の領域との間の物質が骨である、請求項９に記載の方法。
11. 前記位相訂正が、少なくとも部分的に実験的に引き出されたパラメータを含む位相関数によって前記減衰係数に関連する、請求項９に記載の方法。
12. 前記位相訂正の各々がＭ＋ＢΣ（１／μ（ｘ））＋ＣΣ（１／μ（ｘ））^２に等しく、μ（ｘ）は前記ソースの各々と前記所望の領域との間の伝搬線に沿った距離ｘの関数としての減衰係数であり、Ｍ、ＢおよびＣは少なくとも部分的に実験的に引き出された、請求項１１に記載の方法。
13. 前記振幅訂正が、少なくとも部分的に実験的に引き出されたパラメータを含む振幅関数によって前記減衰係数に関連する、請求項９に記載の方法。
14. 前記振幅訂正の各々がＮ＋ＦΣμ（ｘ）＋ＧΣ（μ（ｘ））^２に関連し、μ（ｘ）は前記ソースの各々と前記所望の領域との間の伝搬線に沿った距離ｘの関数としての減衰係数であり、Ｎ、ＦおよびＧは少なくとも部分的に実験的に引き出された、請求項１３に記載の方法。
15. 前記層が、物質の密度と物質の構造との両方に従って特定される、請求項１に記載の方法。
16. 前記画像を提供する工程が、磁気共鳴映像法を用いて前記画像を生成する工程を包含する、請求項１に記載の方法。
17. 前記画像を提供する工程が、コンピュータ断層撮影法を用いて前記画像を生成する工程を包含する、請求項１に記載の方法。
18. 前記ソースが、圧電トランスデューサエレメントである、請求項１に記載の方法。
19. 位相訂正および振幅訂正の両方が決定される、請求項１に記載の方法。
20. 超音波信号を送達するシステムであって、
    該超音波信号のソースと、集中した超音波信号を受け取る対象の所望の領域との間において、該超音波信号を受け取るべき該対象の少なくとも一部分の画像を分析するように構成された装置であって、該対象の少なくとも一部分の異なる層に関する情報を該画像から決定するように構成された装置と、
    該超音波信号のソースのアレイであって、対応する位相と対応する振幅の少なくとも一方が、該装置によって提供された該対象の少なくとも一部分の各層に関する情報にしたがって設定されたアレイと、
    を備えた装置。
21. 前記位相が、前記対象の少なくとも一部分の各層の物性にしたがって設定された、請求項２０に記載のシステム。
22. 前記伝搬特性が、前記対象の少なくとも一部分の各層の、物質のタイプ、および物質の密度と物質の構造との少なくとも一方に依存している、請求項２１に記載のシステム。
23. 前記装置が、前記画像の複数の部分に関連した値を用いて前記層を特性するように構成されている、請求項２１に記載のシステム。
24. 前記値が、前記画像の前記複数の部分の強度である、請求項２３に記載のシステム。
25. 前記装置が、骨の異なる層に関する情報を決定するように構成されている、請求項２４に記載のシステム。
26. 前記装置が、前記対象の頭蓋骨の３層モデルを用いて前記位相訂正を決定するように構成されている、請求項２４に記載の方法。
27. 前記情報がＸ線減衰係数μに関連する、請求項２３に記載のシステム。
28. 前記位相訂正が、少なくとも部分的に実験的に引き出されたパラメータを含む位相関数によって前記減衰係数に関連する、請求項２７に記載のシステム。
29. 前記振幅訂正が、少なくとも部分的に実験的に引き出されたパラメータを含む振幅関数によって前記減衰係数に関連する、請求項２７に記載のシステム。
30. 前記装置に連結され前記画像を生成するように構成された磁気共鳴撮像器をさらに備えた、請求項２０に記載のシステム。
31. 前記装置に連結され前記画像を生成するように構成されたコンピュータ断層撮影器をさらに備えた、請求項２０に記載のシステム。
32. 前記ソースが圧電トランスデューサエレメントである、請求項２０に記載のシステム。
33. コンピュータ読み出し可能媒体上に常駐するコンピュータプログラム製品であって、コンピュータに、
    超音波信号のソースと集中した超音波信号を受け取る対象の所望の領域との間において、該超音波信号を受け取る対象の少なくとも一部のイメージを解析させて、該イメージから、該ソースと該所望の領域との間の物質の層の物理的特性を特定させ、
    該各ソースと該所望の領域との間にそれぞれ配置された該層のそれぞれの部分のそれぞれの厚さに依存して、該ソースについての位相の補正および振幅の補正の少なくとも１つを判定させる命令を含む、コンピュータプログラム製品。
34. 前記位相補正は、前記層のそれぞれの伝播特性に従って決定される、請求項３３に記載のコンピュータプログラム製品。
35. 前記伝播特性は、前記層のそれぞれの物質タイプと、物質密度および物質構造のうちの少なくとも１つとに依存する、請求項３４に記載のコンピュータプログラム製品。
36. 前記層は、物質密度および物質構造の両方に従って特定される、請求項３３に記載のコンピュータプログラム製品。
37. コンピュータに、磁気共鳴映像法を用いてイメージを生成させる命令をさらに含む、請求項３３に記載のコンピュータプログラム製品。
38. コンピュータに、コンピュータ断層撮影法を用いてイメージを生成させる命令をさらに含む、請求項３３に記載のコンピュータプログラム製品。
39. 前記コンピュータに物質の層を特定させる命令は、該コンピュータに、前記イメージの部分の強度に基づいて、前記物質の層を特定させる、請求項３３に記載のコンピュータプログラム製品。
40. 前記層は、前記イメージの部分と関連付けられた値を用いて特定される、請求項３３に記載のコンピュータプログラム製品。
41. 前記値は、前記イメージの部分の強度である、請求項４０に記載のコンピュータプログラム製品。
42. 前記解析される層は、骨の層である、請求項４１に記載のコンピュータプログラム製品。
43. 前記位相の補正は、前記対象の頭蓋骨の３層のモデルを用いて決定される、請求項４１に記載のコンピュータプログラム製品。
44. 前記３層のうちの２つの音の速度がほぼ同じｃ_ｉであり、もう１つの層の音の速度がｃ_ｉｉであると仮定される場合、前記位相の補正は、
    

    

    に従って決定される位相シフトを用いて決定され、ここで、ｃ_ｎは、ｎ番目の層における音の速度であり、Ｄ_ｎは、ｎ番目の層の厚さであり、該層における音の速度は、
    

    

    に従って決定され、ここで、ｄ_１、ｄ_２およびｄ_３は該３層の厚さであり、φ（ρ）は、密度の関数として測定される位相シフトであり、ρは密度である、請求項４３に記載のコンピュータプログラム製品。
45. 前記物理的特性は、ｘ線減衰係数μと関連付けられる、請求項３３に記載のコンピュータプログラム製品。
46. 前記位相の補正は、少なくとも部分的には実験的に得られたパラメータを含む位相関数によって、前記減衰係数と関連する、請求項４５に記載のコンピュータプログラム製品。
47. 位相の補正のそれぞれがＭ＋ＢΣ（１／μ（ｘ））＋ＣΣ（１／μ（ｘ））^２と等しく、ここで、μ（ｘ）は、前記各ソースと前記所望の領域との間の伝播の線に沿った距離ｘの関数としての減衰係数であり、Ｍ、ＢおよびＣは、少なくとも部分的には実験的に得られる、請求項４６に記載のコンピュータプログラム製品。
48. 前記振幅の補正は、少なくとも部分的には実験的に得られたパラメータを含む振幅関数によって、前記減衰係数と関連する、請求項４５に記載のコンピュータプログラム製品。
49. 振幅の補正のそれぞれがＮ＋ＦΣμ（ｘ）＋ＧΣ（μ（ｘ））^２と関連し、ここで、μ（ｘ）は、前記各ソースと前記所望の領域との間の伝播の線に沿った距離ｘの関数としての減衰係数であり、Ｎ、ＦおよびＧは、少なくとも部分的には実験的に得られる、請求項４８に記載のコンピュータプログラム製品。
50. 超音波信号を超音波信号のソースのアレイのうちの少なくとも１つのソースから対象に提供する方法であって、
    （ａ）選択された周波数の超音波エネルギーを、選択されたソースから該対象に伝送する工程と、
    （ｂ）該伝送されたエネルギーのスーパーインポーズされた反射を受け取る工程であって、該反射は、該対象の外側表面および該対象の内部の少なくとも１つの界面からの反射である、工程と、
    （ｃ）該選択された周波数以外の周波数の超音波エネルギーを用いて、工程（ａ）および（ｂ）を繰り返す工程と、
    （ｄ）該受け取った反射の関連する極値と関連付けられる周波数間の周波数の差を判定する工程と、
    （ｅ）該選択されたソースと集中した超音波エネルギー信号を受け取る該対象の所望の領域との間の物質の少なくとも一部分の該判定された周波数の差および厚さを用いて、該選択されたソースの位相の補正を決定する工程と
    を包含する、方法。
51. （ｆ）超音波エネルギー信号のソースと前記所望の領域との間において、該超音波エネルギー信号を受け取ることが意図された対象の少なくとも一部のイメージを提供する工程と、
    （ｇ）該イメージから、該選択されたソースと該所望の領域との間の物質の少なくとも一部の厚さを特定する工程と
    をさらに包含する、請求項５０に記載の方法。
52. 工程（ａ）〜（ｅ）を前記選択されたソース以外のソースのそれぞれについて繰り返す工程をさらに包含する、請求項５０に記載の方法。
53. 前記位相の補正は、
    Δφ＝２πｆ［（ｄ／ｃ_０）−（１／２Δｆ））］
    に従って決定され、ここで、Δφは、位相の補正であり、ｆは伝送される周波数であり、ｄは厚さであり、ｃ_０は水中での音の速さであり、Δｆは実質的な極値の間の周波数の差である、請求項５０に記載の方法。
54. 超音波エネルギーを、超音波エネルギー信号のソースのアレイから生物対象へ提供するシステムにおいて用いられるロジックであって、該ロジックは、装置を制御して、
    （ａ）選択された周波数の超音波エネルギーを、選択されたソースから該対象に伝送させ、
    （ｂ）該伝送されたエネルギーのスーパーインポーズされた反射を受け取らせ、該反射は、該対象の外側表面および該対象の内部の少なくとも１つの界面からの反射であり、
    （ｃ）該選択された周波数以外の周波数の超音波エネルギーを用いて、（ａ）および（ｂ）を繰り返させ、
    （ｄ）該受け取った反射の関連する極値と関連付けられる周波数間の周波数の差を判定させ、
    （ｅ）該選択されたソースと集中した超音波エネルギー信号を受け取る該対象の所望の領域との間の物質の少なくとも一部分の該判定された周波数の差および厚さを用いて、該選択されたソースの位相の補正を決定させるように構成されている、ロジック。
55. 前記装置に、
    （ｆ）超音波エネルギー信号のソースと前記所望の領域との間において、該超音波エネルギー信号を受け取ることが意図された対象の少なくとも一部のイメージを提供させ、
    （ｇ）該イメージから、該選択されたソースと該所望の領域との間の物質の少なくとも一部の厚さを特定させるようにさらに構成される、請求項５４に記載のロジック。
56. 前記装置に、前記（ａ）〜（ｅ）を、前記選択されたソース以外のソースのそれぞれについて繰り返させるようにさらに構成される、請求項５４に記載のロジック。
57. 前記ロジックは、前記装置に、前記位相の補正を
    Δφ＝２πｆ［（ｄ／ｃ_０）−（１／２Δｆ））］
    に従って決定させるように構成されるロジックであって、ここで、Δφは、位相の補正であり、ｆは伝送される周波数であり、ｄは厚さであり、ｃ_０は水中での音の速さであり、Δｆは実質的な極値の間の周波数の差である、請求項５４に記載のロジック。

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