JP2020536626A - 超音波装置での電磁干渉（ｅｍｉ）低減のためのマルチチャネルリアルタイム位相変調 - Google Patents

Abstract

特に磁気共鳴画像装置の内部に置かれた人体の内部において、アレイ内の複数の超音波トランスデューサの使用から生じる電磁干渉を低減する方法。トランスデューサを駆動する電気信号は、そのような信号およびトランスデューサから生じる電場および磁場の最大オフセットを達成するように、相互に位相がオフセットされる。位相オフセットは、電磁干渉の最適な低減を維持するために、駆動振幅と周波数の変化に応答するように動的に調整される。【選択図】 図３

Description

本出願は、一般に、超音波治療システムに関し、特に、超音波トランスデューサに送信される電気信号に関する位相変調を使用して、超音波トランスデューサから生じる電磁干渉（ＥＭＩ）を低減することにより、超音波治療の有効性を改善する方法に関する。

超音波トランスデューサは、超音波治療システムに使用され、患部組織または他の組織の温熱治療を提供するものである。超音波エネルギーのビームを形成するように動作する超音波トランスデューサのアレイは、患部組織領域または治療ボリュームで音を熱エネルギーに変換し、その後、治療ボリュームでの温度が有益に上昇する。

画像誘導超音波治療システムでは、患者および超音波治療装置は、一般に、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）装置などの画像化ボリューム内に配置され、アプリケータ配置の誘導を可能にし、さらに温度マップを計算できるリアルタイムデータを提供して、組織に対する治療効果のモニターを可能にする。その後、臨床オペレータは、治療ボリュームまたは患部組織内の治療の進行を監視でき、治療の結果と経過の入力に基づいて、超音波パワー信号を手動または自動で変更できる。加熱効果の適切な監視により、超音波治療システムを使用して有害な細胞を治療し、健康な組織への損傷を最小限に抑えながら腫瘍を制御可能に破壊できる。

男性の前立腺癌などの疾患の治療のためのＭＲＩ誘導経尿道超音波療法システムの使用を実証するための研究が行われてきた。例えば、Ｃｈｏｐｒａらの「回転制御を使用した限局性前立腺癌の治療のためのＭＲＩ適合経尿道超音波システム」、Ｍｅｄ Ｐｈｙｓ ３５（４）：１３４６−１３５７、２００８を参照。さらに米国特許出願公報２００７／０２３９０６２；米国特許６，５８９，１７４「超音波療法の技術と装置」、２００３年；米国特許７，７７１，４１８、「制御された超音波加熱を使用した病変組織の治療」、２０１０；米国特許８，９９８，８８９、「コンフォーマル温熱治療の制御と監視のためのシステムと方法」２０１５；米国特許９，７０７，４１３、「超音波治療アプリケータ」、２０１７を参照。このようなシステムは、本出願人による、または本出願人のための今までの公開および特許された研究を含み、そのすべてが参照により本明細書に組み込まれるものであるが、通常、前立腺の病変組織細胞の壊死である臨床結果を達成するために、前立腺患部に経尿道的超音波エネルギーを使用して病変組織の所望された目標温度に達することを教示するものである。リアルタイムでの治療のＭＲＩガイダンスと温度モニタリングにより、超音波治療トランスデューサへの電力の制御と、患者の患部前立腺の尿道の近くに挿入された細長いアプリケーターに沿って軸方向に配置されたそのようなトランスデューサのアレイの回転の制御が可能になる。

当業者が周知のように、超音波トランスデューサは、電力を取得し、一般にトランスダクションと呼ばれるプロセスでトランスデューサ要素の表面から超音波エネルギー波を生成するように構築および操作される。トランスダクションの性質と範囲は、トランスデューサの製造に使用される材料、トランスデューサの形状、およびトランスデューサへの電気入力に依存する。超音波トランスデューサの製造に使用される一般的な材料は、圧電トランスデューサ結晶材料（チタン酸ジルコン酸鉛、ＰＺＴ）であり、いくつかの形態がある。

上記の情報源に開示されている超音波温熱治療のシステムでは、４〜４．５ ＭＨｚおよび１３〜１４．４ ＭＨｚの帯域で無線周波数（ＲＦ）電気出力を生成し、この出力を使用して最大１０個の電気エネルギーを音圧（すなわち超音波）に変換する圧電要素を駆動する。これらの要素は、それぞれ低帯域と高帯域で約４Ｗと２Ｗの比較的高い電力で駆動でき、ＰＺＴ材料は非線形応答を生成できることが知られている。これの効果は、ＲＦ電磁信号での操作に依存するＭＲＩ装置内でトランスデューサを使用すると、ＭＲＩ画像を劣化させ、ＭＲＩ温度測定を干渉可能性な高調波の形の電磁干渉（ＥＭＩ）の生成である。そのようなＥＭＩは、当技術分野でよく知られているように、時間とともに変化する電場および磁場が電磁放射を生成可能であるため、トランスデューサ要素で生成される電場、およびトランスデューサ要素を出入りする電流によって生成される磁場から生じる。

したがって、ＥＭＩを低減して、超音波温熱治療の精度と有効性を改善する必要がある。ＥＭＩの発生源が人体内部の狭いスペース、たとえば男性の尿道や前立腺で使用されている場合、従来のシールド方法は常に実行可能であるとは限らず、また効果が限られる。したがって、使用される装置のサイズが大きくならず、したがって患者の負傷のリスクをもたらさない、ＥＭＩを低減する他の方法が必要とされる。本開示は、アレイ内の異なるトランスデューサに送信される電気信号の位相角を調整することにより、超音波トランスデューサのアレイから生じるＥＭＩを低減する方法に関する。

本明細書の開示は、位相変調技術を使用した、超音波トランスデューサのアレイおよびそのようなトランスデューサに接続された電線から生じる電磁干渉を低減することにより、治療および他の処置における超音波の使用の有効性を向上させる方法に関する。本方法は、各トランスデューサに送信される信号の位相オフセット角度を決定および設定し、アレイ内の各トランスデューサによって生成される電界と電流の相互オフセットによりＥＭＩの最適な低減を達成する。

実施形態は、熱治療装置における超音波トランスデューサのアレイの一部である超音波トランスデューサのセットから生じる電磁干渉を低減する方法に関するものであり、前記セットは、Ｎ個のトランスデューサを含み、前記セットの各トランスデューサはアクティブなチャネルに対応し、振幅、周波数、および位相角の駆動信号で電気的に駆動され、前記駆動信号の周波数は前記セット内のすべてのトランスデューサで同じであり、この方法は、各駆動信号の位相角Θ_１，Θ_２，...，Θ_Ｎの決定および設定を含むものであり、そのような位相角の決定および設定は、
各トランスデューサの各駆動信号の振幅Ａ_１，Ａ_２，...，Ａ_Ｎを決定する工程であって、各振幅は非負実数である、決定する工程と、
前記振幅Ａ_ｍの１つがＡ_ｍ以外のすべての振幅の合計Ａ_１＋Ａ_２＋...Ａ_ｍ−１＋Ａ_ｍ＋１＋...＋Ａ_Ｎより大きいかどうかを決定する工程と、
Ａ_ｍがそのような他の振幅の合計より大きい場合は、Θ_ｍ＝１８０°に設定し、ｉがｍと同じでない場合はΘ_ｉ＝０°に設定する工程と、
Ａ_ｍが前記他の振幅の合計より小さい場合は、各要素が１または−１のいずれかであるＮの要素を含むベクトルＰ￣（上線付きの大文字Ｐは、本明細書中「Ｐ￣」と表記する）、を決定する工程であって、Ｐ￣と前記振幅のすべてを含むベクトル［Ａ_１、Ａ_２、...、Ａ_ｎ］とのスカラー積が負ではなく、且つ、各要素が１または−１であり、前記振幅のすべてを有し、Ｎ個の要素を有する他の可能な任意のベクトル［Ａ_１、Ａ_２、...、Ａ_ｎ］のスカラー積の大きさよりも大きくならないように、決定する工程と、
ｉ＝１、２、...、Ｎに対して、各要素Ｏ_ｉがＰ_ｉとＡ_ｉの積に等しくなるようにＮ要素を有するベクトルＯ￣（上線付きの大文字Ｏは、本明細書中「Ｏ￣」と表記する）を定義する工程と、
Ｏ￣の他のどの要素よりも小さくない、Ｏ￣の第１の正の要素Ｏａを決定する工程と、
Ｏ_ａを除くＯ￣の他のどの要素よりも小さくない、Ｏ￣の第２の正の要素、Ｏ_ｂを決定する工程と、
Ｏ_ａとＯ_ｂを除くＯ￣のすべての要素の合計の絶対値として、量γを定義する工程と、
Θａ及びΘｂを

として設定する工程と、
Θ_ａ及びΘ_ｂ以外のすべてのΘ_ｉに対してΘ_ｉ＝ｃｏｓ^−１Ｏ_ｉに設定する工程と、
を有するものである、方法。
別の実施形態は、電気駆動超音波温熱治療装置を操作する時の電磁干渉を低減する方法に関するものであり、
特定の治療ゾーンに対して前記装置の超音波アレイを含む前記装置を配置する工程と、
前記治療装置に連結されたコンピュータベースのホストユニットにおいて、共通の駆動周波数を決定し、前記アレイの複数のトランスデューサ要素のそれぞれを駆動する振幅を決定する工程と、
それぞれの電圧源によって生成された各駆動信号で前記複数のトランスデューサ要素のそれぞれを駆動する工程であって、各要素の前記駆動信号は、前記共通の駆動周波数と、前記振幅と、それぞれの位相角を含むものである、駆動する工程と、
少なくとも１つの駆動信号の位相角を変更して、前記温熱治療装置の正味電磁出力を低減する工程とを有する。

治療ゾーンは、尿道、直腸または他の臓器もしくは腔を含む、患者の体内の内部腔、穴または他の自然または人工のボリュームである。そのような場合、治療は内部に（例えば、経尿道に）行われる。他の場合では、治療は体外に送達され、超音波エネルギーは、例えば、患者の皮膚および外臓器および組織層を通して体に向けられる。したがって、治療装置は、（線形デバイスの線または軸に沿って）線形であるアレイを含むことができ、または湾曲や、輪郭のある、またはその他の幾何学的配置を有する幾何学的に集束したアレイが可能である。

本発明の性質および利点をより完全に理解するために、好ましい実施形態の以下の詳細な説明を添付の図面と併せて参照する。
図１は、患者に画像誘導超音波療法を提供するための例示的なシステムを示す。 例示的な超音波アレイを示す図である。 図３は、本明細書に開示される方法の基礎となる特定の原理が示される、２トランスデューサアレイの簡略化されたモデルを示す概略回路図である。 図４は、２トーン混合モデルの概略図であり、本明細書に記載の方法の基礎をなす原理のいくつかをさらに実証している。 図５は、本明細書に開示された方法を使用した場合と使用しなかった場合の両方で駆動される２つのトランスデューサの結果を示す例示的なプロットであり、そのような方法を使用した場合の結果を示す。 図６Ａ、６Ｂ、６Ｃおよび６Ｄは、本明細書に開示される方法の幾何学的に特定の態様を示すベクトル図である。 図６Ａ、６Ｂ、６Ｃおよび６Ｄは、本明細書に開示される方法の幾何学的に特定の態様を示すベクトル図である。 図６Ａ、６Ｂ、６Ｃおよび６Ｄは、本明細書に開示される方法の幾何学的に特定の態様を示すベクトル図である。 図６Ａ、６Ｂ、６Ｃおよび６Ｄは、本明細書に開示される方法の幾何学的に特定の態様を示すベクトル図である。 図７Ａ、７Ｂ、７Ｃ、および７Ｄは、一実施形態による、本明細書に開示される方法の動作を示すフローチャートを示す。 図７Ａ、７Ｂ、７Ｃ、および７Ｄは、一実施形態による、本明細書に開示される方法の動作を示すフローチャートを示す。 図７Ａ、７Ｂ、７Ｃ、および７Ｄは、一実施形態による、本明細書に開示される方法の動作を示すフローチャートを示す。 図７Ａ、７Ｂ、７Ｃ、および７Ｄは、一実施形態による、本明細書に開示される方法の動作を示すフローチャートを示す。

本明細書の開示は、位相変調技術を使用して、超音波温熱治療の装置内の超音波トランスデューサの多要素アレイから生じるＥＭＩを低減する方法に関する。

図１は、患者に画像誘導超音波療法を提供するための例示的なシステム１０を示す。簡略化された図では、ポータブルＰＣ、ワークステーション、またはプロセッサ、メモリを有し、何らかの入出力装置に結合された他の処理デバイスなどのマスターコンピュータ１００を示す。マスターコンピュータ１００はディスプレイを含むことができ、温熱療法治療プロセスの制御および観察を容易にするためにユーザインターフェース１１０をサポートすることができる。

マスターコンピュータ１００は、コンピュータインターフェースコネクタ１２０を介して他のシステムおよびコンポーネントに接続するように構成される。接続１２０は、マスターコンピュータ１００との間でデータおよび情報を送信し、シリアル接続ケーブルなどの標準または専用の電気配線接続ケーブルを含んでもよい。また、接続１２０は、無線通信の当業者に知られているように無線で達成されてもよく、さらに、ネットワークを介した複数の接続によって、または別の適切な方法によって達成されてもよい。

いくつかの実施形態では、マスタコンピュータ１００は、接続１２０を介して電力制御ユニット１３０に接続される。電力制御ユニット１３０は、スタンドアロンのハードウェア装置として実装され得るが、そのようなハードウェアコンポーネントを収容するコンピューターまたはサーバーシステムの特別なカードに構築することによって、例えばマスタコンピュータ１００の一部として実装されてもよい。

電力制御ユニット１３０は、特に機械またはプログラム命令を処理するように構成されたプロセッサーを少なくとも含むものであるが、これはシステム１０の別のコンポーネントからプロセッサに提供されてもよく、電力制御ユニット１３０内のメモリデバイスに格納されてもよい。アナログ及び／またはデジタル回路を含む回路が、超音波治療装置１５０内の１つまたは複数の超音波治療トランスデューサ要素への出力電力を決定するために、電力制御ユニット１３０内で動作できるようにしてもよい。

いくつかの実施形態では、電力制御ユニット１３０は、制御された電気駆動信号を超音波治療装置１５０内の複数の超音波トランスデューサ要素（例えば、ＰＺＴアレイ要素）に供給可能である。駆動信号は、プログラムされた電力量を治療装置１５０の各要素または要素グループに供給できるように制御される。駆動信号は、決定された駆動電圧、電流、振幅、波形、または周波数を治療装置１５０の前記超音波トランスデューサに提供するように制御されてもよい。駆動信号の相対位相は、本明細書で説明するように、例えばＥＭＩを低減するために制御することもできる。そのような電気駆動信号は、適切なワイヤ、ケーブル、またはバス１４０を介して、電力制御ユニット１３０から超音波治療装置１５０に送信される。コネクタまたはバスのさまざまな端部をそれらの関連コンポーネントに接続するために、適切なプラグインターフェイスまたはコネクタを含めることができる。

動作中、超音波療法装置１５０は、患者の身体の一部に挿入され、患者の身体の疾患領域の組織に適切な線量の超音波エネルギーを送達する部分１５５を含む。
患者および超音波療法装置１５０は、一般に、患者の関連部分、例えばリアルタイム画像をマスターコンピュータ１００またはディスプレイ及びユーザーインタフェース１１０に提供できる磁気共鳴画像（ＭＲＩ）装置などの撮像ボリューム１６０に配置される。いくつかの実施形態では、熱療法のリアルタイムモニターが実行され、臨床オペレータが治療ボリュームまたは病変組織内の治療の経過をモニターできるようになる。治療の結果および経過からの入力に基づいて、電力制御ユニット１３０からの電力信号に手動または自動の変更を加えることができる。

治療システムコンポーネントからシステム１０の制御コンポーネントへのフィードバックおよび接続を使用して、病変組織の治療に使用される超音波アレイ１５５の各要素に最適な無線周波数（ＲＦ）電力信号が提供されることを確実にできる。いくつかの例には、ＭＲＩガイド付き超音波治療アプリケーションを使用した男性患者の前立腺癌腫瘍の治療が含まれる。

ＲＦ電力制御ユニット１３０は、超音波治療装置１５０の超音波アレイ１５５の要素への所望の駆動電力出力を達成するために、個別のプロセッサ、増幅器、フィルタおよび他のコンポーネントを有する別個の回路カードを含み得る。代わりに、各アレイ要素へのさまざまな電力チャネルの動作を制御するために単一のプロセッサを使用することも可能である。

図２は、超音波アレイ１５５と同じであり得る超音波アレイ２００を示す。超音波アレイ２００の各超音波トランスデューサ２０５は、少なくとも１つの電線２２０を介して別個の電圧源２１０によって駆動される。これにより、各トランスデューサ２０５の各駆動信号の電圧及び相対位相を制御することができる。電圧源２１０は、ＲＦ電力制御ユニット１３０と同一であり得るＲＦ電力制御ユニット２３０に含まれる。ＲＦ電力制御ユニット２３０は、回路、プロセッサ、増幅器、フィルタ、ＲＦ電力制御ユニット１３０に関して上述した他のコンポーネントなどの追加のコンポーネントを含むことができることに留意されたい。

各トランスデューサ２０５は２つの電気端子を有し、第１の端子は、駆動線と呼ばれる電線を介してそれぞれの電圧源２１０の１つの端子に電気的に接続され、第２の端子は、そのような第２のトランスデューサ端子の他のすべてと共通で、戻り線または接地線と呼ばれる電線を介して、電圧源２１０の他の端子に電気的に接続される。駆動線、アレイ２００内の各超音波トランスデューサの１つ、および共通戻り線は、アプリケータの近位端に接続され、電圧源２１０まで延びる。典型的な配置で、装置が温熱療法に使用される場合、アプリケーターは患者の体内に挿入され、治療を受ける体の一部に近づける（患者がＭＲＩ装置内にある状態で、経尿道的に挿入され、患部の男性前立腺に近づける等）。通常、単一のシース内で一緒に束縛された駆動線と戻り線は、アプリケーターから、ＲＦ電源制御ユニット２３０などの装置を制御するためのさまざまな手段とともに電圧源が配置されていＭＲＩ装置の外部に延びる。

それぞれが別個の電圧源によって駆動されるトランスデューサの線形アレイを使用することにより、治療される組織への超音波エネルギーの適用のより正確な制御を可能にし、したがって、トランスデューサがすべて同じ電圧で駆動された場合よりも温熱療法の効率を高める。トランスデューサごとに個別の電圧源を使用すると、治療計画に基づき、フィードバックに応じて各トランスデューサの電圧振幅を動的に調整し、各トランスデューサの位置と方向に最適なレベルの超音波出力をいつでも維持できる。超音波を使用した温熱治療を制御および監視するシステムおよび方法は、例えば、「ＲＦ Ｐｏｗｅｒ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ ｆｏｒ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｔｈｅｒａｐｙ Ｓｙｓｔｅｍ」という表題の米国特許出願公開第２０１１／０２７０３６６号および「Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｃｏｎｔｒｏｌ ａｎｄ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｏｆ Ｃｏｎｆｏｒｍａｌ Ｔｈｅｒｍａｌ Ｔｈｅｒａｐｙ」という表題の米国特許８，９９８，８８９号を参照により本明細書に組み込む。

各電圧源は、交流（ＡＣ）信号、典型的には駆動周波数と呼ばれる所与の周波数の正弦波信号を、所与の電圧振幅でトランスデューサの１つに送信されるものであるが、所与の時間での振幅は治療計画とシステムの制御アルゴリズムとメカニズムによって決定される。ＡＣ電圧信号は、トランスデューサ内で振動電界を引き起こし、次に圧電電界によりトランスデューサに機械的振動を引き起こす。超音波音響エネルギーを治療中の組織に伝達するのはこの機械的振動であり、そのようなエネルギーは最終的に熱エネルギーに変換され、意図した治療効果を達成する。

上述のように、ＭＲＩ装置内部のＥＭＩは、駆動線および戻り線を流れる電流によって生成される磁場、ならびにトランスデューサで生成される電場から生じ得る。複数のトランスデューサが別々の電圧源によって共通の駆動周波数で駆動される場合、これらの電圧源からのＥＭＩは、電圧信号を互いに位相をずらすことにより低減できる。このように、重ね合わせの原理により、互いに反対方向の電場成分は互いに重なり、相殺され、電流は互いに反対方向になる。複数の超音波トランスデューサが線形アレイ上で互いに近接して配置される場合、トランスデューサによって生成される電界は、空間内で部分的に重なる。同様に、駆動線などの近接したワイヤによって生成される磁場も、空間内で重なる。したがって、どちらの場合でも、反対方向のフィールドは相殺され、ＥＭＩが減少する。そして、戻り線の電流はすべてのトランスデューサからの電流の重ね合わせであるため、そのような電流は反対方向になる範囲で直接相殺され、そのような電流から生じる磁場を低減させる。

本明細書に開示される位相変調方法の背後にある原理は、共通の周波数で駆動される２つの超音波トランスデューサを含むアレイの単純なケースを考慮することにより実証することができる。図３は、それぞれコンデンサとして表される２つのトランスデューサ３０１および３０２を示す簡略化された概略図であるが、それぞれが正弦波電圧源３１１および３１２の１つに接続されて電力供給され、駆動線３２１および３２２および共有戻り線３２４によって接続される。トランスデューサ３０１および３０２の内部および周辺の電界は、それぞれ磁力線３３１および３３２によって示される。

電圧源３１１および３１２から発生する正弦波電圧信号は、以下のように時間の関数として説明することができる。

ここで、ＡおよびＢは、それぞれの信号の電圧振幅であり、ω_０は２πラジアンまたは３６０度の全サイクルに基づいた毎秒ラジアンで、あるいは毎秒の度数で測定される共通駆動周波数であり、φ_１及びφ_２は、ラジアンまたは度単位で測定された各信号の位相角または位相オフセットである。

所定の周波数ωでの正弦波信号は、秒毎のωラジアン（または度）のレートでの複素平面内で反時計回りに回転する位相ベクトルまたはフェーザー、または２πラジアン（または３６０度）ごとに１フルサイクルと考えることが可能であり、また、ベクトルの長さまたは大きさは信号の振幅であり、任意の時点での信号は水平（実）軸へのフェーザーの投影、つまりフェーザーの実部に等しくなることに留意されたい。信号の位相オフセットまたは位相角は、正の実軸に対するフェーザーの角度位置であり、軸からフェーザーまで反時計回りに測定される（サイクルの開始として指定された任意の時間であり、考慮されるすべてのフェーザーで同じ時間である、時間ｔ＝０において）。共通周波数の複数のＡＣ信号がフェーザとして表される場合、ベクトル演算を使用して、そのような信号の複合効果を計算できる。本明細書で開示される方法は、そのような計算方法を利用する。

図３に再度参照すると、トランスデューサ３０１および３０２を通る電流は、それぞれｌ_１およびｌ_２として示され、戻り線３２４の電流はｌ_Ｔとして示され、ｌ_Ｔ＝ｌ_１＋ｌ_２である。φ_１＝０°とφ_２＝１８０°、およびＡ＝Ｂ等の設定として、Ｖ_１とＶ_２が逆位相になるように位相角φ１とφ_２が設定されている場合、つまり信号の大きさが等しい場合、Ｖ_１ ＝−Ｖ_２およびｌ_１＝−ｌ_２で、合計のｌ_Ｔ＝ｌ_１＋ｌ_２がゼロになる。つまり、トランスデューサを通る正味電流がゼロになり、戻り線の電流がゼロになる。

この状況は図３に示されており、電場線３３１および３３２は反対方向を指し示している。トランスデューサ内の電界の方向は、印加電圧の向きに依存する。トランスデューサ３０１および３０２は、線形変換器アレイ上にあるため、互いに物理的に平行であると想定される。それぞれのトランスデューサ３０１および３０２からの電界は、トランスデューサ間の空間３３３で重なり合うことが分かる。重ね合わせの原理により、同じ空間内のこのような重なり合うフィールドは、反対方向を指す範囲で互いに相殺される。このフィールドのキャンセルにより、そのようなフィールドから生じるＲＦ放射が減少する。さらに、戻り線はより少ない電流を運ぶため、より小さい磁場を生成し、戻り線からの放射は減少する。さらに、駆動線の電流によって生成される磁場は、そのような電流が反対方向であるため、互いに反対方向になり、したがって、そのような磁場も互いに重なり合い、相殺し、ＲＦ放射をさらに低減させる。

ＰＺＴなどの超音波トランスデューサに使用される圧電材料は、印加信号に応答して非線形挙動を示すことが観察されている。２つのアクティブな要素の単純化されたケースでは、２トーンの非線形混合モデルを使用して、結果の高調波および相互変調の内容が理解できる。

上記の式において、Ｖ_１およびＶ_２は、２つの被駆動要素に印加される信号を表し、この場合、ω_０の共通周波数で動作する。電力レベルは自由に変更できる。Ｖ_０は、新しい高調波と相互変調の内容を含む「ミキサ」の出力であり、ここではＰＺＴ伝達関数のべき級数近似によって表される。図４は、混合モデルを模式的に示す。入力信号４１０および４２０は、信号４３０を出力するミキサ４００に供給される。簡単にするために、ピエゾに特有のモデルパラメータは無視している。Ａ＝Ｂで、信号が反対の位相にある場合、例えば φ_１＝０°およびφ_２＝１８０°の場合、Ｖ_１＝−Ｖ_２および加算項がキャンセルされ、高調波成分が除去される。

２つの要素の場合の信号を位相変調する効果は、図５に見ることができ、これは、同じ振幅および周波数で、代わりに同相と１８０度ずれた位相で、２つの要素を駆動する場合に得られる実験結果に基づく例示的なプロット５００を示す。横軸５１０は周波数を表し、縦軸５２０は結合された信号のパワーを表す。トレース５３０は同相（φ_１＝φ_２）駆動信号の組み合わせを示し、トレース５４０は逆相（φ＋１８０°＝φ_２）駆動信号の組み合わせを示す。ピーク５５０は、駆動される圧電要素の固有周波数の整数倍で発生する高調波を表します。駆動信号が逆相である場合、ピークが実質的に低くなり、したがって、駆動信号が互いに逆相であることに起因する高調波成分の実質的な低減を実証することが容易に分かる。

ＲＦ電圧信号は、標的への超音波音響エネルギーの送達に実質的に影響を与えることなく、進めるかまたは遅らせることができ、つまり、それらの位相角を調整することができる。トランスデューサによって生成される超音波エネルギーは、そのトランスデューサを駆動する電圧信号の振幅と周波数に依存するが、その信号の位相には依存しない。そして、そのようなエネルギーは、トランスデューサと周囲の組織の位置と形状に依存するが、信号の位相には依存しない方向に送信される。したがって、超音波トランスデューサのアレイを駆動するさまざまな信号に対して異なる位相角を選択して実行することを含む、本明細書に開示される方法は、トランスデューサを駆動してそのような信号の有効性を維持しながら所望の治療法を達成すると同時に、そのような信号からのＥＭＩを低減するのに効果的である。

上述の２要素モデルは、そのような要素の１つまたは複数のサブセットが共通の周波数で駆動される複数の要素に容易に拡張することができる。 位相角を割り当てる簡単な方法は、共通の周波数で交互要素を０／１８０／０／１８０...度に設定することである。 ただし、この方法が最適なのは、すべての要素の出力が同じである場合のみである。多くの超音波アプリケーションでは、アレイ上の異なるトランスデューサ要素を同じ周波数であるが異なる電力レベルで駆動し、治療及び他の目的を達成するためにフィードバックに応じて手順中にそのような電力レベルを動的に調整することが望ましい。トランスデューサ要素間および時間の経過とともに変化する電力レベルでは、より良いアルゴリズムが求められている。

本明細書に開示される方法は、所与の駆動周波数における信号の各サブセットについて、そのようなサブセットのすべての信号のベクトル和が最小化されるように、超音波トランスデューサのアレイを駆動する一連の正弦波電圧信号の位相角を決定および設定することに関する。ベクトル和を計算する場合、特定の周波数での各電圧信号はフェーザーとして表され、つまり、信号の振幅に等しい長さまたは大きさを持ち、正の実軸から反時計回りに測定された角度で、このような信号の位相角または位相オフセットに等しい、複素平面のベクトルとして表される。つまり、Ｖ_１（ｔ）＝Ａ_１ｃｏｓ（ω_０ｔ＋φ_１）などの信号は、正の実数（つまり、右向き）軸から反時計回りに角度φ_１を指す長さＡ_１のベクトルとしてフェーザー表記で表される。あるいは、ベクトルとして、フェーザーはそのコンポーネント、つまり実数部と虚数部で［Ａ_１ ｃｏｓφ_１、Ａ_１ ｓｉｎφ_１］として、または単一の複素数Ａ_１ ｃｏｓφ_１＋ｊＡ_１ ｓｉｎφ_１＝Ａ_１ｅ^ｊφ１でｊ^２＝−１として表すことができる 。このように表現すると、フェーザーにｅ^ｊω０ｔを乗算して、時間の関数として電圧信号を取得できる。

特定の周波数のすべてのフェーザーに同じ係数を乗算した結果の信号を取得するので、特定の周波数の２つ以上の信号を組み合わせた効果は、そのような信号のフェーザーを追加するだけで計算できる。ＡＣ信号のそのような表現は、電気技術においてよく知られている。

所与の周波数におけるすべての信号のベクトル和は、その周波数で駆動されているアレイ内のすべてのトランスデューサに送信される正味の信号を表すフェーザになる。この正味の信号を最小化することにより、電流がそのような線によって伝達される電圧信号に比例する駆動および戻り線の正味の電流も最小化される。これらの線の正味電流が減少すると、そのような電流から発生する磁場が減少し、ＲＦ放出が減少する。同様に、線形アレイ上に配置され、したがって物理的に互いに平行である超音波トランスデューサ要素に印加される正味電圧の低減は、そのようなトランスデューサによって生成される電場のより大きな相殺をもたらすので、そのような電場からのＲＦ放出を低減させる。

所定の共通周波数で駆動されるトランスデューサの所与のサブセットについて、本明細書に開示されるアルゴリズムを使用して、セット内の各トランスデューサへの信号のそれぞれの位相角を最適化することができる。Ｎをサブセット内のトランスデューサの数とし、Ａ_１、Ａ_２等からＡ_Ｎまで、セット内のトランスデューサに送信する信号のそれぞれの振幅（電圧または電力）とし、このような振幅は、超音波処置の治療目的および／または他の目的を達成するために使用される任意の手段によって決定および選択される。すべてのＡ_ｉは負ではない数値であり、通常、すべてのアクティブなチャネルに対して正になる。（非アクティブなチャネルはゼロ振幅で表すことができる。）目標は、すべてのフェーザーのベクトル和が最小になるような位相角Θ_１、Θ_２、...、Θ_Ｎのセットを見つけることである。

アルゴリズムは以下のように進行する。振幅からなるＮベクトル（すなわち、Ｎ個のスカラー量の順序付けられたセット）ｖ￣（上線付きのｖは「ｖ￣」と本明細書中で表記）を定義する。

最初のパスまたは粗い近似として、０度および１８０度の位相角のみ、およびそのような角度の任意の組み合わせが信号全体を最小化するかを考慮する。１８０度の位相角は、信号に−１を掛けることに相当し、この段階での計算を簡略化する。振幅の合計を計算し、最大振幅を決定する。

Ａ_ｍａｘ≧（１／２）Ａ_ｓｕｍであるかどうか、すなわち、ｖ￣での最大の要素の大きさが、ｖ￣でのすべての要素の合計の半分以上であるか、言い換えれば、最大の振幅が他のすべての振幅の合計により大きいかまたは等しいかどうかを決定する。これは、Ｎ＝２の場合は常に当てはまることである。位相変調によって達成できる信号の最大オフセットは、最大振幅の信号の位相を１８０度に設定し、他のすべての信号の位相を０度に設定することによって得ることができる。Ａ_ｍａｘ＝（１／２）Ａ_ｓｕｍの場合、信号は完全にオフセットされ、Ａ_ｍａｘ＞（１／２）Ａ_ｓｕｍの場合、信号は完全にオフセットされないが、そのような振幅に対して可能な限り最大のオフセットになる。

特に、例えば１０等のより大きな数の場合、最大振幅が他のすべての合計よりも大きくならずに、つまり、Ａｍａｘ＜（１／２）Ａ_ｓｕｍでトランスデューサは所定の周波数で駆動される。この場合、次のステップで、信号のオフセットが最大になる０度と１８０度の位相角、またはそれぞれ１と−１の位相角の組み合わせを決定する。この目的のために、「位相オフセットベクトル」を１と−１のみで構成されるＮベクトルとして定義する（このベクトルは、上記の位相ベクトルまたは「フェーザー」とは異なることに注意）。このような位相オフセットベクトルは２Ｎ通りあり、１と−１のすべての可能な順列を表す。所定の位相オフセットベクトルｐ￣（上線付きのｐは「ｐ￣」と本明細書中で表記）に対して、ｐ￣で表される位相角（０および１８０度）を適用した結果の正味振幅または残留振幅は、ｖ￣及び ｐ￣の内積または点乗積とも呼ばれるスカラー積として計算できる。この積は、２つのベクトルの対応する要素のＮペアを乗算し、結果のＮ個の積を合計してスカラー結果を生成することによって計算される。

アルゴリズムの次のステップで、最小の大きさまたは絶対値で剰余Ｒを生成する位相オフセットベクトルｐ￣を決定する。

ここで、ｐ_ｋはすべての可能な２Ｎ位相オフセットベクトルである。たとえば、Ｎ＝３の場合、ｐ￣_１〜ｐ￣_８は次のようになる（ここでの順序は重要ではないことに注意）。

Ｒ_ｍｉｎは、すべての可能なｐ￣_ｋのスカラー積ｖ￣を取り、その結果を比較することによって、またはルックアップテーブルの使用、またはコスト関数が 一部のペナルティメトリックの下での剰余を計算する反復最小化アルゴリズムを使用する等の従来の他の方法によって決定できる。対称的に、各ｐ￣_ｋに対して、すべての要素が逆になった別のｐ￣_ｋがあることに注意が必要である。上記のリストではｐ￣_２＝−ｐ￣_７なので、２ｐ￣_ｋは等しい大きさで反対の符号のＲ値を生成する。したがって、剰余の大きさのみに関心があるため、Ｒ_ｍｉｎを決定するには、最大で２^Ｎ−１の可能性を確認する必要がある。

Ｐ￣＝Ｒ_ｍｉｎを生成するｐ￣_ｋの１つであるとすると、

１つ以上のそのようなＰ￣があり得るが、任意のものが選択可能である。 対称的に、ｖ￣との内積が負である可能性のある各Ｐ￣に対して、ｖ￣との内積が正で同じ大きさの別のＰ￣、つまり、第１のＰ￣とは符号が逆のＰ￣も存在する。一般性を失うことなく、Ｒ_ｍｉｎ＞ ０の場合、ｖ￣と正の内積を生成するＰ￣を任意に選択できる。実施形態によっては、同じＲｍｉｎを生成する複数の可能な位相オフセットベクトルがある場合、これらの可能な候補から、たとえば、互いに逆位相で駆動される物理的に隣接するトランスデューサのペアの数を最大化することを求める等、他の基準に基づいて位相オフセットベクトルＰ￣が選択される。

Ｒ_ｍｉｎ＝０の場合、電圧信号の完全なオフセットは、Ｐ￣に基づく信号の位相角の設定（すなわち、Ｐ￣＝［Ｐ_１、Ｐ_２、...、Ｐ_Ｎ］の場合、チャネルｉ（振幅Ａ_ｉ）からの各信号は、Ｐ_ｉ＝１の場合は位相０度、Ｐ_ｉ＝−１の場合は位相１８０度に設定される）によって達成される。

Ｒ_ｍｉｎ＞０の場合、この方法、すなわち粗近似ステップに従った位相角の設定によって、電圧信号の完全なオフセットは得られないが、正味信号は振幅Ｒ_ｍｉｎの１つに減少する。この場合、アルゴリズムは、２つの電圧信号を取得し、さらにそれらの位相角を調整して、すべての信号から完全なオフセットを実現する
ＮベクトルＯ￣を、Ｐ￣とのｖ￣の要素ごとの乗算として定義するが、ここでＰ￣は上で説明したように選択されたものである。

上記のように、Ｐ￣は、ｖ￣＊Ｐ￣＞０になるように選択されたと仮定して（すなわち、Ｏ￣の要素の合計が正）、その位置にαインデックスを付けて、αをＯ￣の最大の正の要素とし、その位置にβインデックスを付けて、βをＯ￣の次に大きい正の要素βとする。

Ｒ_ｍｉｎ＞０の場合、Ｏ￣には常に少なくとも２つの正の要素が存在することに留意されたい（これが当てはまらない場合、１つの正の要素は、他のすべての要素の大きさの合計よりも大きくなり、これは、上で説明したＡ_ｍａｘ＜（１／２）Ａ_ｓｕｍである状況と矛盾する）。γをＯ￣の残りの要素の合計とする。

γは負になることに留意されたい（γが正の場合、Ｐ_ａとＰ_ｂの両方の符号を逆にすることでＲ_ｍｉｎをより小さくできるため、Ｒ_ｍｉｎは可能な最小の剰余ではなくなる）。γの大きさはαとβの合計よりも小さくなることにも留意されたい（ そうでなければ、Ｒ_ｍｉｎ＜０になる）。γの大きさはαとβの差よりも大きくなる。

量γは、αおよびβによって表されるものを除くすべてのチャネルからの電圧信号の合成信号のフェーザを表す。次のステップは、これらの２つのチャネルの位相角を前記合成信号をオフセットするように設定する。これらの角度は、長さα、β、およびＩγＩ（「ＩγＩ」γの絶対値）の辺で三角形を形成することにより、幾何学的に見つけることができる。このような三角形は、３つの量が上記の「三角形の不等式」を満たすために形成できる。

余弦定理によると、任意の三角形において、角度Ｃは、長さｃの辺の反対側にあり、長さａおよびｂの辺はその他の側である。

少し再配置すると、余弦定理を使用して、それぞれαおよびβで表されるチャネルの位相角ＡおよびＢを計算できる。

チャネルａには位相角−Ｂが割り当てられ、チャネルｂには位相角Ａが割り当てられ、残りのチャネルは粗近似ステップで割り当てられ、すなわち、Ｐ￣の対応する要素が＋１または‐１であるかどうかに応じて０度または１８０度のいずれかになる。

上記と同じアプローチは、Ｒ_ｍｉｎ＜０に対しても使用することができる。この場合、計算は同じであるが、ただし、αとβがＯ￣の最大の（大きさの）負の要素になり、γは正で、チャネルａとｂの位相角はそれぞれ１８０°−１と１８０°＋Ａになるように割り当てられる。

位相角を選択する方法は、数値およびグラフの例で示すことができる。Ｎ＝４のケース、つまり４つのアクティブなチャネル、振幅がそれぞれ１、１、３、２、すなわちｖ￣＝［１、１、３、２］を考える。可能な最小の剰余の大きさは１であると決定できる。Ｐ￣＝［−１、−１、＋１、−１］は、Ｏ￣＝ｖ￣＊Ｐ￣＝［−１，−１，＋３，−２］でＲ_ｍｉｎ＝−１＝ｖ￣＊Ｐ￣を生成する。（他の順列もＲ_ｍｉｎ＝−１またはＲ_ｍｉｎ＝１を生成するが、計算には１つで十分である。）したがって、粗近似ステップは［１８０°、１８０°、０°、１８０°］の位相角を生成する。これは、図６Ａにベクトルで示され、上部にＯ￣の要素が示され、負の要素は左向きであり、単一の正の要素は右向きである。‐１の剰余（Ｒ＿ｍｉｎ）が下に示される。

前記剰余は負であるので、αおよびβは負方向の２つの最大ベクトルとして選択されるが、α＝−２およびβ＝−１の長さを有し、それぞれチャネルα＝４およびβ＝１に対応する。図６Ｂは、これらの２つのベクトルが削除された後の残りのベクトルを示しており、新しい剰余γ＝＋２が下に示される。

次のステップは、γをオフセットするように（すなわち、３つのベクトルがベクトル的に加算されてゼロになるように）ベクトルαおよびβの位相を調整する。以下、余弦定理を適用する。

したがって、チャネルａの位相を１８０°−Ｂ＝１８０°−２８．９６°＝１５１．０４°に設定し、チャネルｂの位相を１８０°＋Ａ＝１８０°＋７５．５２°＝２５５．５２°に設定する。図６Ｃでは、ベクトルαおよびβがこれらの角度で配置され、γが０°で配置されて示される。角度ＡとＢは、ベクトルα、β、γによって形成される三角形で示される。αは右向き（ゼロ位相）位置から１８０°−Ｂにあり、βはそのような位置から１８０°＋Ａにあることがわかる。

したがって、本方法によって得られる最終的な位相角は、［２５５．５２°、１８０°、０°、１５５．０４°］である。個々のチャネルによって表されるフェーザーは、図６Ｄにこれらの位相角で示される。４つのフェーザーのベクトルの合計はゼロであり、駆動線と戻り線の正味電流がゼロになり、トランスデューサによって生成される電界の最大オフセットになる。

アレイ上の超音波トランスデューサが２つ以上の駆動周波数で駆動される場合、本明細書で開示される方法は、所与の駆動周波数で駆動されているトランスデューサの各サブセットについて実行される。振幅と駆動周波数は、超音波治療の過程で調整および再較正されるため、任意のチャネルの振幅または周波数、あるいはその両方に変化が生じるたびに、位相角の計算が繰り返される。制御アルゴリズムおよび／または治療計画によって決定されて周波数および／または振幅に更新があるたびに、振幅および周波数の新しいセットに対応する位相角は、最適なＥＭＩ低減のために本明細書に開示されるように計算されるが、これは、振幅および／または周波数がトランスデューサに送信される信号において変更が実施される前に行われる。次に、これらの信号が変更されると、新しい周波数と振幅が、ここに開示されているように決定された新しい位相角と同時に設定される。

本明細書に開示される方法は、図７Ａ−７Ｄに図示されるフローチャート７０に示される。この方法はステップ７０２で始まり、アレイ内のそれぞれの超音波トランスデューサに送信される所与の駆動周波数におけるＮ個の電圧信号の各振幅を含む、Ｎベクトルｖ￣が定義される。そのような振幅は、超音波処置の目的に従って、また受信したフィードバックおよび他の考慮事項に従って決定される。これらの振幅は、本明細書に開示される方法によって決定されないが、そのような方法への入力である。この方法の出力は、各トランスデューサに送信される電圧信号に使用される位相角を含むベクトルΘ￣（上線付きのΘは「Θ￣」として表す）＝［Θ_１、，...，Θ_２、Θ_Ｎ］である。

方法は、ステップ７０４に進み、そこで、各可能なＰベクトル（すなわち、その要素が＋１または−１のいずれかである各可能なＮベクトル）とｖの点乗積（またはスカラー積）が計算される。次に、ステップ７０６で、計算された最小の大きさの点乗積として、ステップ７０４の結果からＲ_ｍｉｎが決定され、ｖ￣＊Ｐ￣＝Ｒ_ｍｉｎであるベクトルＰ￣が決定され、選択される。Ｒ_ｍｉｎ（または−Ｒ_ｍｉｎ）を生成する複数のＰ￣ベクトルが存在する可能性があるが、その場合、そのようなＰ￣ベクトルの１つは任意に、または最大の電界キャンセルのために反対の位相オフセットを持つ隣接チャネルを持っているなどの他の考慮事項に基づいて選択される。このフローチャートの目的では、Ｒ_ｍｉｎは負または正が可能である。本明細書の他の箇所で述べたように、いくつかの実施形態では、Ｒ_ｍｉｎおよびＰ￣は、Ｐ￣のすべての可能な順列ですべての可能な点乗積を計算することを含まない他の方法によって決定されてもよい。

次に、ステップ７０８があり、ここで、最大振幅、すなわちｖの最大要素が、すべての振幅の合計の半分より大きいかどうかが判定される。そうである場合、ステップ７１０（図７Ｄを参照）で、位相角はＰ￣に従って設定され、すなわち、Θ￣＝ｃｏｓ^−１（Ｐ）であり、逆余弦が要素ごとに取られ、その結果、各チャネルの位相角が、Ｐ￣の対応する要素が＋１か−１かによって、０度または１８０度になるものである。一部の実施形態では、ステップ７０４の前にステップ７０８が実行されるため、ステップ７１０に到達した場合、ステップ７０４および７０６が不要になる。そのような場合、Θ￣は、チャネルｍが最大振幅のチャネルである場合、すべてのｉ≠（ｎｏｔ ｅｑｕａｌ）ｍに対してΘ_ｍ＝１８０°およびΘ_ｉ＝０°となるように設定される。

ステップ７０８の結果が「いいえ」である場合、フローチャートはプレースホルダＡに進む。図７Ｂは、プレースホルダＡから始まり、次に、ステップ７１２に進み、 Ｏ￣＝Ｐ￣＊ｖ￣が計算され、ステップ７１４では、チャートが、Ｒ_ｍｉｎが非負（「はい」の分岐）か負（「いいえ」の分岐）かによって、２つの分岐に分かれる。ステップ７２０および７３０では、位相角の計算に使用されるスカラー量Θが０°または１８０°のいずれかに設定される。次に、ステップ７２０および７３０は、それぞれプレースホルダＣおよびＤに進む。

図７Ｃは、プレースホルダＣおよびＤで始まる。ステップ７２２および７３２において、αは、その位置がｉ（α＝Ｏｉ）によって示された、Ｏ￣における最大の正（または場合によっては負）エントリとして定義される。ステップ５２４および５３４で、βはＯ￣の２番目に大きい正（または負）のエントリとして定義され、その位置はｊ（β＝Ｏｊ）で示されます。

フローチャートの分岐は、ステップ５４０で合流し、ここで、剰余γは、Ｏ_ｉおよびＯ_ｊを除去した後のＯ￣の残りのエントリの合計として定義される。次に、ステップ５４０は、図７Ｄにも見られるプレースホルダＥに進む。 角度ＡおよびＢは、ステップ５４２で余弦の法則を使用してα、β及びγから計算される。具体的には以下である。

ステップ７４４において、位相角のベクトルΘ￣は、粗近似ステップに従って、ｃｏｓ^−１（Ｐ￣）として一時的に設定される。次に、ステップ７４６で、チャネルｉとｊの位相角、つまりベクトルα＝Ｏ_ｉとβ＝Ｏ_ｊの位相角がステップ５４２で決定された角度に従って設定されるが、Ｒ_ｍｉｎが負でない場合はΘ_ｉが−Ｂに設定され、Ｒ_ｍｉｎが負の場合は１８０°−Ｂに設定され、Ｒ_ｍｉｎが負でない場合、Θ_ｊはＡに設定され、Ｒ_ｍｉｎが負の場合、１８０°＋Ａに設定されるものである。Ｒ_ｍｉｎ＝０の場合、ステップ５４２での計算は、位相角はすべて０度または１８０度になるように、Ａ＝Ｂ＝０となる。

ステップ７４６またはステップ７１０からの次のステップはステップ７５０であるが、チャネル１からＮは、ベクトルΘ￣に従って位相角が割り当てられ、そのような位相角は、ｖ￣で与えられる振幅で超音波トランスデューサに送信される電圧信号に適用される。フローチャート７０は、各ハードウェア更新間隔で、すなわち、任意のトランスデューサが駆動される振幅および／または周波数に何らかの変化があるたびに、繰り返すことができる（すなわち、ステップ５０２に戻る）。駆動信号で使用される最適な位相角を決定するために、このフローチャートで示す方法に従うべきであり、これにより振幅および／または周波数の変化と同時に、そのような位相角を可能な限り適用することができる。

本発明は、上述の特定の実施形態に限定されると考えられるべきではない。本開示を照査することにより、本発明が対象とする当業者には、本発明を適用することができる様々な修正、同等のプロセス、ならびに多数の構造が容易に明らかになるであろう。

したがって、ＥＭＩを低減して、超音波温熱治療の精度と有効性を改善する必要がある。ＥＭＩの発生源が人体内部の狭いスペース、たとえば男性の尿道や前立腺で使用されている場合、従来のシールド方法は常に実行可能であるとは限らず、また効果が限られる。したがって、使用される装置のサイズが大きくならず、したがって患者の負傷のリスクをもたらさない、ＥＭＩを低減する他の方法が必要とされる。本開示は、アレイ内の異なるトランスデューサに送信される電気信号の位相角を調整することにより、超音波トランスデューサのアレイから生じるＥＭＩを低減する方法に関する。
この出願の発明に関連する先行技術文献情報としては、以下のものがある（国際出願日以降国際段階で引用された文献及び他国に国内移行した際に引用された文献を含む）。
（先行技術文献）
（特許文献）
（特許文献１） 米国特許第６，５０６，１５４号明細書
（特許文献２） 米国特許出願公開第２０１６／０２９６９７５号明細書
（特許文献３） 米国特許出願公開第２０１３／０１５８３８５号明細書

Claims (19)

1. 電気駆動超音波温熱治療装置を操作する時の電磁干渉を低減する方法であって、
   特定の治療ゾーンに対して前記装置の超音波アレイを含む前記装置を配置する工程と、
   前記治療装置に連結されたコンピュータベースのホストユニットにおいて、共通の駆動周波数を決定し、前記アレイの複数のトランスデューサ要素のそれぞれを駆動する振幅を決定する工程と、
   それぞれの電圧源によって生成された各駆動信号で前記複数のトランスデューサ要素のそれぞれを駆動する工程であって、各要素の駆動信号は、前記共通の駆動周波数と、前記振幅と、それぞれの位相角を含むものである、駆動する工程と、
   少なくとも１つの駆動信号の位相角を変更して、前記温熱治療装置の正味電磁出力を低減する工程と、
   を有する方法。
2. 請求項１記載の方法において、第１の駆動信号の第１の位相角および第２の駆動信号の第２の位相角が１８０度オフセットされるものである、方法。
3. 請求項２記載の方法において、前記第１および第２の駆動信号が隣接するトランスデューサ要素を駆動するものである、方法。
4. 請求項１記載の方法において、各位相角は、対応する駆動信号の振幅に少なくとも部分的に基づいて決定されるものである、方法。
5. 請求項４記載の方法において、各位相角が、少なくとも部分的に、各振幅と対応する仮定の２状態位相割当のベクトル点乗積に基づいて決定され、前記仮定の２状態位相割当は１または−１を有し、ここで１は０度の位相角に対応し、−１は１８０度の位相角に対応するものである、方法。
6. 請求項５記載の方法において、各位相角は、少なくとも部分的に、前記仮想２状態位相割当のすべての組み合わせにわたって各ベクトル点乗積の各要素の最小和に基づいて決定されるものである、方法。
7. 請求項５記載の方法において、最小のベクトル点乗積の最大の正または負の要素に対応する位相角が変更されるものである、方法。
8. 請求項６記載の方法において、最小のベクトル点乗積の２番目に大きい正または負の要素に対応する位相角が変更されるものである、方法。
9. 熱治療装置における超音波トランスデューサのアレイの一部である超音波トランスデューサのセットから生じる電磁干渉を低減する方法であって、前記セットは、Ｎ個のトランスデューサを含み、前記セットの各トランスデューサはアクティブなチャネルに対応し、振幅、周波数、および位相角の駆動信号で電気的に駆動され、前記駆動信号の周波数は前記セット内のすべてのトランスデューサで同じであり、この方法は、
   各駆動信号の位相角Θ_１，Θ_２，...，Θ_Ｎの決定および設定を含むものであり、そのような位相角の決定および設定は、
   各トランスデューサの各駆動信号の振幅Ａ_１，Ａ_２，...，Ａ_Ｎを決定する工程であって、各振幅は非負実数である、決定する工程と、
   前記振幅Ａ_ｍの１つがＡ_ｍ以外のすべての振幅の合計Ａ_１＋Ａ_２＋...Ａ_ｍ−１＋Ａ_ｍ＋１＋...＋Ａ_Ｎより大きいかどうかを決定する工程と、
   Ａ_ｍがそのような他の振幅の合計より大きい場合は、Θ_ｍ＝１８０°に設定し、ｉがｍと同じでないものにはΘ_ｉ＝０°に設定する工程と、
   Ａ_ｍが前記他の振幅の合計より小さい場合は、
   各要素が１または−１のいずれかであるＮの要素を含むベクトルＰ￣を決定する工程であって、Ｐ￣と前記振幅のすべてを含むベクトル［Ａ_１、Ａ_２、...、Ａ_ｎ］とのスカラー積が負ではなく、且つ、各要素が１または−１であり、前記振幅のすべてを有し、Ｎ個の要素を有する他の可能な任意のベクトル［Ａ_１、Ａ_２、...、Ａ_ｎ］のスカラー積の大きさよりも大きくならないように、決定する工程と、
   ｉ＝１、２、...、Ｎに対して、各要素Ｏ_ｉがＰ_ｉとＡ_ｉの積に等しくなるようにＮ要素を有するベクトルＯ￣を定義する工程と、
   Ｏ￣の他のどの要素よりも小さくない、Ｏ￣の第１の正の要素Ｏａを決定する工程と、
   Ｏ_ａを除くＯ￣の他のどの要素よりも小さくない、Ｏ￣の第２の正の要素、Ｏ_ｂを決定する工程と、
   Ｏ_ａとＯ_ｂを除くＯ￣のすべての要素の合計の絶対値として、量γを定義する工程と、
   Θａ及びΘｂを
   

   

   として設定する工程と、
   Θ_ａ及びΘ_ｂ以外のすべてのΘ_ｉに対してΘ_ｉ＝ｃｏｓ^−１Ｏ_ｉに設定する工程と、
   を有するものである、方法。
10. 請求項９記載の方法において、前記超音波トランスデューサのアレイが、磁気共鳴撮像装置の内部に配備される、方法。
11. 請求項１０記載の方法において、超音波トランスデューサのアレイが、人の患者用に共形の温熱治療を適用する目的で配備される、方法。
12. 請求項９記載の方法において、前記振幅および周波数が間隔をおいて更新され、そのような位相角の決定および設定が、前記更新から生じる新しい振幅および周波数に基づいて、そのような各間隔で繰り返されるものである、方法。
13. 請求項１２記載の方法において、前記振幅および周波数の更新は、前記アレイ内で１つまたは複数の超音波トランスデューサを前記セットに追加する工程、および／または１つまたは複数の超音波トランスデューサを前記セットから除去する工程を含むものである、方法。
14. 請求項１２記載の方法において、前記振幅および周波数の更新に関連した前記駆動信号の位相角の設定は、前記駆動信号における新しい振幅および周波数の適用と同時に前記駆動信号で適用されるものである、方法。
15. 請求項９記載の方法において、前記駆動信号は正弦波信号である、方法。
16. 請求項９記載の方法において、前記ベクトルＰ￣の決定は、それぞれ１または−１である、Ｎの要素を有する可能なすべてのベクトルのセット、またはそのようなセットのサブセットのそれぞれと、ベクトル［Ａ_１、Ａ_２、...、Ａ_Ｎ］とのそれぞれのスカラー積を計算して、その結果を比較することによって行われるものである、方法。
17. 請求項９記載の方法において、前記ベクトルＰ￣の決定は、最適化アルゴリズムを適用することによって行われるものである、方法。
18. 請求項９記載の方法において、前記超音波トランスデューサのアレイが線形アレイである、方法。
19. 請求項９記載の方法において、前記超音波トランスデューサのアレイが集束アレイである、方法。

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