用于控制相控阵聚焦超声系统的系统和方法

专利名称：用于控制相控阵聚焦超声系统的系统和方法
技术领域：
本发明主要涉及聚焦超声系统，尤其涉及一种控制聚焦超声系统中的相控阵换能器的系统和方法，目的是将由各个换能器元件所传送的声能聚焦位于患者体内的一个或多个目标聚焦区。
背景技术：
高强度聚焦的声波，例如超声波(频率高于约20千赫)，可用于治疗患者体内的内部组织区域的病变。例如，超声波可用于切除肿瘤，从而免于进行外科手术。为此目的，具有由电信号驱动的产生超声能量的压电换能器的聚焦超声系统已得到应用。
在诸如聚焦超声系统这样的系统中，换能器置于患者体外，但通常靠近患者体内要切除的目标组织(靶组织)区域。换能器按一定的几何形状进行塑形(确定形状)和定位，因此超生能量被聚焦于一个与患者体内目标组织区域相对应的“聚焦区”，加热目标组织区域直到使其坏死。该换能器可对位于相近部位的多个病灶进行依次聚焦和放射。例如，可应用这种系列的“超声波治疗”使完整的组织结构，诸如有一定大小和形状的肿瘤凝结坏死。
用图解的方法说明如下，图1显示了一个具有“球冠”形状的相控阵换能器10。该换能器10包括多个置于一个曲面上的同心环12，该曲面具有一个限定部分球体的曲率半径。同心环12通常具有相等的表面积，并且可以沿圆周14分成许多弯曲的换能器元件或区段16，形成换能器10表面的“瓦形”面。换能器元件16由压电材料制成，当被接近压电材料共振频率的正弦波驱动时，元件16按照激励正弦波的相位和振幅振动，从而产生需要的超声波能。
如图2所示，分别控制每个换能器元件16的正弦驱动信号的相对相位改变和振幅，以便使所发射的超声波能18汇集在具有理想的聚焦平面和立体形式的聚焦区20。可通过调整相应换能器元件16的信号相位加以完成，其方式为使它们在特定的位置积极干涉，在其它位置破坏性地消除。例如，如果每一个元件16都依次被同相位的驱动信号驱动，(被称为“0模式”)，发射的超声波能量18被聚焦在一个相对较窄的聚焦区上。作为选择，元件16可以被相应具有预确定偏移相位关系的驱动信号驱动(参照Umemura等人被授权的美国专利4,865,042，被称为“模式n”)。这形成了一个包括设置在一个环面周围的多个2n区的聚焦区，就是说，总体上限定了一个环形形状，产生较宽的聚焦，造成与聚焦区交叉的聚焦平面内的较大面积的组织区坏死。通过对从换能器阵列发射的能量的相对相位和振幅的控制，能够产生多种距离、形状和方位(相对于对称轴)的聚焦区域，包括光束的引导和扫描，使聚焦光束能够进行电子控制来覆盖和治疗病人体内的一个目标组织区域内的多个点。
用于获得特定聚焦区域特性的更先进的技术在以下文件中披露美国专利申请S/N 09/626,176，申请日2000年7月27日，标题为“用聚焦超声方式控制聚焦点周围声能分布的系统和方法(Systems and Methods for Controlling Distribution of Acoustic EnergyAround a Focal Point Using a Focused Ultrasound System)”；美国专利申请S/N 09/556,095，申请日2000年4月21日，标题为“用于在相控阵聚焦超声系统中减少次热点的系统和方法(Systems andMethods for Reducing Secondary Hot Spots in a Phased Array FocusedUltrasound System)”；和美国专利申请S/N 09/557,078，申请日2000年4月21日，标题为“采用定向聚焦超声系统形成更大的坏死体积的系统和方法(Systems and Methods for Creating Longer NecrosedVolumes Using A Phased Array Focused Ultrasound System)”实施这些聚焦区域的定位和塑形技术，来提供允许单独控制每个换能器元件的相位的换能器控制系统是很有意义的。为了提供聚焦区域的精确定位和动态运动以及再定形，希望能够使每个元件的相位和/或振幅的改变的相对更快一些，例如在μ秒范围内切换聚焦区域特性或操作模式。正如美国专利申请S/N 09/556,095中所述的，也希望能够快速地改变一个或多个元件的驱动信号频率。在MRI引导的聚焦超声系统中，希望能够驱动超声换能器阵列而不产生电谐波、噪音或会干扰生成图像的超敏感接受器信号的场。
因此希望提供可单独控制和动态改变相控阵聚焦超声换能器中每个换能器元件的驱动电压、相位以及振幅而对成像系统没有干扰的系统和方法。

发明内容
本发明提供了一种用于控制相控阵聚焦超声换能器的单个驱动正弦波的相位和振幅的系统和方法。在一个实施例中，使用数字电位计将从相位分别为0°、90°、180°和270°的4个正交的正弦基波(bases sinuses)中选定的2个正弦基波的振幅标度(scale)为分量正弦矢量。该分量正弦矢量经线性合成，以生成选定相位和振幅的单个正弦波。使用数控(数字控制)电位计可数控不同的聚焦特性之间的切换。例如，可以将任何数目的可能的关于聚焦区域距离、形状和方向的相应的输入参数储存在一个综合表中或存储器中，以便在μ秒范围内在不同聚焦区域特性之间切换。
在一个优选实施例中，很容易实现输出频率的变化而不影响换能器输出的特定聚焦区域特性。为此目的，通过用以产生单个的正弦波的由中央控制器至相应的控制通道传送的有顺的多套数控信号(或“超声波治疗参数”)，来实现聚焦区域的距离、形状和/或方向的顺序变化。可以按照单一热剂量或“超声波治疗”随时间域变化的函数改变数控信号。也就是说，在单一超声波治疗期间，在此提供的系统和方法可以以一定的速率切换超声能光束的聚焦形状和位置，该速率与患者组织中的传热时间常数相比相对较高。
根据本发明的另一个方面，对于每个正弦波，每套超声波治疗输入参数都有相应套的预定的或计划的输出相位和振幅。然后即可测量实际输出水平，如果对于相应正弦波，实际相位或振幅与预计的值不同，则作为预防性的安全措施，需要关闭特定的驱动正弦波或者整个系统。
本发明的其他目的和特点，可以通过下文结合附图的详细说明来理解。


本发明的优选实施例结合附图进行说明，但并不构成对本发明的限制，其中图1是一个示例性的球冠换能器的俯视图，该换能器包括在一相控阵中被驱动的多个换能器元件。
图2是图1换能器部分剖开的侧视图，说明在目标聚焦区域中聚焦超声能的集中发射。
图3是用于操作聚焦超声系统中相控阵换能器的优选控制系统的方块图。
图4是一个用于生成图3系统中单个换能器元件正弦波的优选电路实施例的示意图。
图5说明了用于代表正弦波的复合平面中的一个矢量。
图6说明了第一个和第二个正弦矢量加和生成第三个正弦矢量。
图7(a)-(d)说明图3系统中不同相位的正弦矢量的生成。
图8是另一个生成图3系统中相应换能器元件正弦波的优选电路实施例的示意图。
图9是示范性的MRI引导的聚焦超声系统的方块图。
图10是用于操作图9聚焦超声系统中相控阵换能器的优选控制系统的方块图。
具体实施例方式
图3说明了聚焦超声系统中用于驱动相控阵换能器24的优选系统22。换能器24包括n个单独的换能器元件(图中未示出)，尽管存在相位和/或控制振幅的偏移，每个换能器元件都被相同频率下单个的正弦波(sinusi)分别驱动。尤其是，控制系统22可分别控制从每个换能器元件发射出的超声能的相位和振幅。在替代实施例中，2个或多个换能器元件可能由相同的正弦驱动信号驱动，在相控阵中的换能器元件可能在不同的频率下被驱动。同时，对于换能器，不需要有特殊的几何形状，例如它可以是球冠、线性阵列或其他形状。
用于驱动换能器24的所有换能器元件的正弦波最好来自于一个单独的正弦源32(source sinus)，提供纯信号，即失真少、噪音低，以避免与聚焦超声系统成像形态(如MRI)的信号相干扰。在一优选实施例中，源正弦32由直接的数字合成器(direct digitalsynthesizer)生成，因此其频率很容易在宽范围输出频率之间变换。相矢量生成器34生成来自正弦源32的多个“基础”正弦波(正弦基波)。在所述的控制系统22中，相矢量生成器34产生4个正弦基波，每个正弦波的相位偏移90°，即这些正弦基波各自的相位为0°、90°、180°和270°。通过本披露的全部内容可以理解到，在替代实施例中可以最少生成3个正弦基波来实施本发明披露的内容。在其他实施例中，可以采用4个以下或多于4个的正弦基波。非限定性地，这些正弦基波可以采用相互偏移120°的3个正弦基波，相互偏移60°的6个正弦基波，相互偏移45°的8个正弦基波。在不偏离本发明所披露的技术构思的情况下，正弦基波的数目和相应的相位偏移量可以根据本领域技术人员的设计选择而有所不同。
正弦基波经过阻尼器36分配到每个“n”控制通道26，在此生成换能器24各n换能器元件相应的正弦驱动信号。作为从0°参考信号线性相位偏移90°的替代设计，有可能使用2个DDS装置来生成0°和90°参考信号，紧接着通过简单的反向器生成4个基础参考正弦波0°、90°、180°(0°的反向)以及270°(90°的反向)。尤其是，每个控制通道26以数控信号28的形式接受来自中央控制器的指示，中央控制器由数字硬件电路(例如，可在FPGA，CPLD或ASIC上实施)或控制器(图中未示出)组成，控制器控制所要生成的相应正弦(sinusi)的相位和振幅。另一个控制器(图中未示出)控制正弦源32的输出频率。数控信号28包含数控电位计30的相应输入参数，该数控电位计位于每个控制通道26中。按照下面更详细的说明，该数控电位计根据相应输入参数中所包含的阻抗值精确地标度每个正弦基波的振幅。
然后，标度后的正弦波经过一个加法放大器38生成相应的具有特定结构的相位偏移和振幅的驱动正弦(波)。生成的驱动正弦经过一个放大级40将信号提高到一个需要的电平用以驱动相应的换能器元件。来自控制通道26的放大的正弦波通过捆成一个或多个传输电缆44的各个导线42传送。在换能器24，导线42被分开并根据现有的导线—换能器连接技术被电连接到相应的换能器元件。
图4通过一个优选的实施例进行更详细的说明，每个控制通道26中提供一个组件31，该组件包括4个数字电位计30，例如模拟装置型号(Analog Devices model)AD8403。4个正弦基波(0°，90°、180°和270°)被输入到组件31中相应的数字电位计30。来自相应数控信号28的输入参数(例如电位计阻抗值)也被输入到相应的数字电位计30。根据输入参数，将正弦基波中的2个完全标度成0，将其他2个(正交的)正弦基波的振幅分别标度成由数字输入参数所确定的值。尤其是，使用与所要生成的正弦波(sinusi)的特定相角最接近的2个正弦基波，而不需要使用其他2个正弦基波。然后，将“标度的”正弦基波29通过加法放大器38线性合成以生成相应的正弦波(sinusi)。
可以理解，利用数字电位计30标度正弦基波可以实现换能器24聚焦区域的相应距离、形状和/或方向(这里通称为“聚焦区域特性”)之间的数控切换。例如，使用场编程门阵列(FPGA)就可以将可能的聚焦区域特性的相应输入参数存储到一综合表或存储器中。利用数控信号28将参数输送至相应的控制通道26。通过将不同组的存储数控信号28输送至相应的控制通道26实现在μ秒范围内该聚焦区域特性之间的切换。也可以快速地改变源正弦的频率(包括或不包括不同组相关控制参数)。
为此目的，通过从中央控制器至相应的控制通道26传送的有序的多套数控信号28，可以实现换能器聚焦区域特性的顺序改变，该信号按单一热剂量或“超声波治疗”的部分由时域函数分离。换句话说，在单一超声波治疗期间，系统22能够以一定的速率在超声能光束的不同形状之间切换，该速率与患者组织中的传热时间常数相比相对较高。这种能力是通过在一个超声波治疗期间进行多次“次-超声波治疗”而得以实现。
举例来说，10秒时间的超声波治疗可以包括每秒改变输出频率(例如在2个频率之间来回改变以减少次热点)，同时每0.25秒独立改变相应的换能器聚焦区域特性。次-超声波治疗之间每0.25秒的过渡最好在最小的线振动下完成，同时不要受中央控制器的干扰。一种用于优化聚焦超声系统超声波治疗参数的系统在申请日为2000年11月28日的题目为“控制热治疗系统中热剂量的方法和设备(Methods and Apparatus for Controlling Thermal Dosing in aThermal Treatment System)”的美国专利申请S/N 09/724,670中有所披露。
按照控制系统22采用的总体构思，每个控制通道26中的正弦基波的特定标度和线性合成，以及所生成的特定正弦(sinusi)的相位和振幅均按以下方式确定一个给定的正弦波“i”有实部和虚部，可以在复合平面中表示为矢量Aicos(ωt+α)，其中A为振幅，ω为频率，α为正弦波i的相位。矢量Ai可表示成图5中X-Y坐标系下的Ai∠αimag。还参照图5，矢量Ai也可按照表达式Ai＝K1*Y+K2*X表示成两个正弦基波矢量0°(K1*Y)和90°(K2*X)之和，其中K1和K2分别是0°和90°正弦基波常数的振幅。这样，通过精确地标度相应正弦基波的振幅，就可以通过将两个标度的正弦基波加和到一起而得到0°至90°之间任何相位的矢量(sinusi)。据此，有可能得到所需振幅下0°至360°之间的任何加和矢量。
与此相似，参见图6，只要角度α3介于单个的角α1和α2之间，就可以根据关系式A1cos(ωt+α1)+A2cos(ωt+α2)＝A3cos(ωt+α3)将第一个正弦矢量A1与第二个正弦矢量A2加和生成第三个正弦矢量A3。因此，任何给定相角αi的正弦矢量都可以由0°，90°，180°和270°的正弦基波来获得。还可以看到，只要三个正弦基波的相位相互间相差至少90°，任何相位的正弦都可通过少至三个的正弦基波如0°，120°和240°得到。同时也可以理解到，数目更多的正弦基波如0°，45°，90°，135°，180°，225°，270°和315°也可以被采用。
图7(a)-(d)进一步说明由正弦基波矢量A∠90°和A∠0°生成不同的正弦矢量A∠78.75°和A∠67.5°，A∠56.25°和A∠45°。特别要说明的是，正弦矢量A∠45°是通过将正弦基波矢量A∠90°和A∠0°标度和加和而得到的。在该例中，180°和270°的正弦基波都被相应的数字电位计30标度为0。正弦矢量A∠67.5°是通过将正弦基波矢量A∠90°和正弦矢量A∠45°标度和加和而得到的。正弦矢量A∠78.75°是通过将正弦基波矢量A∠90°和正弦矢量A∠67.5°标度和加和而得到的。正弦矢量A∠56.25°是通过将正弦矢量A∠67.5°和正弦矢量A∠45°标度和加和而得到的。
图8表明系统22的另一个可选实施例，其中，使用多个交叉切换阵列(Crosspoint Switch Array)33从而减少所需数字电位计30的总数量。尤其是，4-乘-4交叉切换阵列33，诸如模拟装置型号AD8108接受4个正弦基波(0°，90°，180°和270°)。数控信号28中的一个或多个参数场被输入到相应的交叉切换阵列33，使阵列分离，通过所需的2个相应的正弦基波从而生成特定的通道正弦波sinusi，最后送至一对电位计30。正如本领域技术人员可以理解的，可以使用其它型号和尺寸的交叉切换阵列以便使在一个或多个控制通道26中所需的相应的正弦基波对分离。值得注意的是，每个通道26必须包括至少2个数字电位计30以便确定相应正弦波的相位和振幅。
为了更好的理解在本发明的技术构思，图9说明一个示范性的MRI-引导的聚焦超声系统80。该系统80通常包括MRI设备82，该设备包括可容纳患者台86的圆柱形腔室84。将一个密封的水浴88嵌入(或位于顶部)患者台86的某一位置，该位置是适于接近躺在患者台86上的患者体内要治疗的目标组织区域。水浴88内有一个具有“n”个换能器元件的移动式相控阵换能器90。换能器90最好具有与图3中换能器24相似的球冠形状。关于控制换能器90沿X和Y坐标以及俯仰、滚动和偏转等位置的优选换能器定位系统的特定细节在申请日为2000年7月31日的题目为“MRI导向超声治疗系统(Mechanical Positioner For MRI Guided UltrasoundTheraoy System)”的美国专利申请S/N 09/628,964中已经披露。关于MRI引导的聚焦超声系统的一般细节在美国专利5,247,935，5,291,890，5,323,779和5,769,790中披露。
MRI设备82和患者台86位于一个屏蔽的MRI室92内。主控计算机(“主控制器”)94位于相邻的设备间96，以便不干扰MRI设备82的操作(反之亦然)。主控制器94与换能器光束控制系统(“换能器控制器”)98进行通讯，该换能器控制器最好置于患者台86较低周边处以便不干扰MRI设备82的操作。总之，主控制器94与换能器光束控制系统98完成以上所述控制系统22的功能。尤其是，对于系统80实施的每个患者治疗期，主控制器94向换能器控制系统98提供超声波治疗参数。患者治疗期一般包括一系列超声波治疗，例如，每次超声波治疗持续约10秒，2次超声波治疗之间有大约90秒的冷却期。每次超声波治疗本身通常包括多个次超声波治疗，例如，每次约1/2秒，其中频率和/或聚焦区域特性随着每个次超生波治疗的不同而改变。由主控制器94向换能器控制器98提供的超声波治疗参数包括数控参数，用于设定每个次超声波治疗期间，换能器90的每个换能器元件的驱动正弦波的相位偏移和振幅。
MRI工作台100也位于设备间96内，在该工作站上，可以将患者体内治疗区域的图像展现给监视治疗的主治医师或技术人员。正如美国专利申请S/N09/724,670所述的，在治疗期间，该MRI工作台100最好向主控制器94提供患者目标组织区域的实时组织温度变化的反馈图像。主控制器94可以对超声波治疗参数加以调整，以便根据反馈图像确保治疗期的超声波治疗效果。
参见图10，在每次治疗期开始之前，以及每次超声波治疗后的冷却期期间，换能器控制器98从主控制器94接收下一次超声波治疗的超声波治疗参数，并将参数存入存储器104中。在超声波治疗开始，参数被输入到n相应的控制通道106，以便由源正弦发生器110和矢量发生器112产生n驱动正弦波108，以驱动换能器90的n换能器元件。
优选地，主控制器94被设置为监测每次超声波治疗期间患者的安全，通过监测相应正弦驱动信号的实际输出相位和振幅，然后将实际值与相应的超声波治疗参数的预定或计划输出值进行比较。在一个实施例中，通过将送入主控制器94A/D板的(全放大)驱动正弦波108进行低噪音多路化处理来实现上述功能，其中在主控制器94进行测量。如果实际相位或振幅与相应正弦的预定值不同，则作为预防性的安全措施需要关闭特定的驱动正弦波108或者整个系统80。
尽管本发明已经参照附图和优选实施例进行了详细说明，但是，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。本发明并不仅限于在此披露的特定形式或方法，相反，本发明的各种更改，变化，和等同物由所附的权利要求书的内容涵盖。
权利要求
1.一种聚焦超声系统，包括一个具有多个换能器元件的换能器；和一个驱动电路，用于给换能器元件提供驱动信号，使换能器元件发射声能，所述驱动电路包括用于控制驱动信号的相对相位偏移和/或振幅的数控元件。
2.根据权利要求1所述的系统，还包括一个控制器，所述控制器用于向数控元件提供输入参数从而控制驱动信号的相对相位偏移和/或振幅，以确定由换能器元件发射的声能聚焦区域的距离、形状、方向、或者其结合。
3.根据权利要求1所述的系统，还包括一个控制器，所述控制器用于向数控元件提供输入参数，其中所述输入参数对应于超声波治疗期间换能器元件的预期相位偏移、振幅或两者，所述控制器可监视超声波治疗期间换能器元件的实际相位偏移、振幅或两者，并将实际相位偏移、振幅或两者与预期相位偏移、振幅或两者进行比较。
4.根据权利要求3所述的系统，其中所述控制器被设计为如果实际相位偏移、振幅或两者与预期相位偏移、振幅或两者相差较多，就关闭一个或多个换能器元件驱动信号。
5.根据权利要求1所述的系统，其中所述驱动电路包括正弦发生器，所述正弦发生器提供生成驱动信号的源正弦波。
6.根据权利要求5所述的系统，其中所述正弦发生器可改变源正弦波的频率。
7.根据权利要求6所述的系统，所述驱动电路还包括矢量发生电路，用于由源正弦波生成多个正弦基波，所述正弦基波的相位相互偏移。
8.根据权利要求7所述的系统，其中所述矢量发生电路产生来自源正弦波的4个正弦基波，所述正弦基波的相对相位约为0°、90°、180°和270°。
9.根据权利要求7所述的系统，其中所述矢量发生电路产生来自源正弦波的3个正弦基波，所述正弦基波的相对相位约为0°、120°和240°。
10.根据权利要求7所述的系统，其中所述矢量发生电路产生来自源正弦波的6个正弦基波，所述正弦基波的相对相位约为0°、60°、120°、180°、240°和300°。
11.根据权利要求7所述的系统，其中所述矢量发生电路产生来自源正弦波的8个正弦基波，所述正弦基波的相对相位约为0°、45°、90°、135°、180°、225°、270°和315°。
12.根据权利要求7所述的系统，其中所述驱动电路包括多个控制通道，每个控制通道与相应的换能器元件相关，电阻元件包括每个控制通道中的多个数字电位计，所述电位计接收正弦基波和数控信号的输入，对选定的输入正弦基波进行标度，然后标度的正弦基波经加和生成相关换能器元件相应的驱动信号。
13.根据权利要求12所述的系统，其中所述数控信号作为超声波治疗参数被存储，所述系统向相应的控制通道提供多个连续的超声波治疗参数，从而改变由换能器元件发射的声能聚焦区域的距离、形状、方向、或者其结合。
14.根据权利要求13所述的系统，其中相应的驱动信号的频率由提供给正弦发生器的超声波治疗参数决定。
15.一种聚焦超声系统，包括一个具有用于发射声能的多个换能器元件的换能器；一个用于产生源正弦波的正弦发生器；矢量发生电路，用于生成源自源正弦波的多个正弦基波，所述正弦基波的相位相互偏移；多个控制通道，各控制通道与相应的换能器元件相关，各控制通道接受正弦基波的输入，各控制通道具有多个数控元件，对选定的输入正弦基波进行标度，具有加和电路的各控制通道对相应标度的输入正弦基波进行加和从而产生驱动相应换能器元件的驱动正弦波。
16.根据权利要求15所述的系统，还包括一控制器，所述控制器向相应控制通道的电阻元件提供控制参数，从而控制相应驱动正弦波的相对相位偏移、振幅或两者，以便确定由换能器元件发射的声能聚焦区域的距离、形状、方向、或者其结合。
17.根据权利要求15所述的系统，其中所述矢量发生电路产生来自源正弦波的4个正弦基波，所述正弦基波的相对相位约为0°、90°、180°和270°。
18.根据权利要求15所述的系统，其中所述矢量发生电路产生来自源正弦波的3个正弦基波，所述正弦基波的相对相位约为0°、120°和240°。
19.根据权利要求15所述的系统，其中所述矢量发生电路产生来自源正弦波的6个正弦基波，所述正弦基波的相对相位约为0°、60°、120°、180°、240°和300°。
20.根据权利要求17所述的系统，其中所述矢量发生电路产生来自源正弦波的8个正弦基波，所述正弦基波的相对相位约为0°、45°、90°、135°、180°、225°、270°和315°。
21.根据权利要求16所述的系统，其中所述矢量发生器可改变源正弦的频率，从而根据由控制器接受到的输入参数改变相应驱动正弦波的频率。
22.一种用于生成具有相对相位、振幅或两者的相应正弦驱动信号的方法，用在一个具有多个换能器元件的聚焦超声系统中，所述换能器元件由相应的多个正弦驱动信号驱动从而发射声能，所述方法包括提供源正弦波；由源正弦波生成多个正弦基波，所述正弦基波的相位相互偏移；标度第一个正弦基波的振幅，产生第一个标度的正弦波；标度第二个正弦基波的振幅，产生第二个标度的正弦波；加和第一个和第二个标度的正弦波以生成相应的驱动信号。
23.根据权利要求22所述的方法，其中使用数控元件标度第一个和第二个正弦基波。
24.根据权利要求22所述的方法，还包括在超声波治疗期间，对由相应驱动信号驱动的换能器元件的实际相位偏移、振幅或两者与预期的相位偏移、振幅或两者进行比较。
25.根据权利要求24所述的方法，还包括如果换能器元件的实际相位偏移、振幅或两者与预期相位偏移、振幅或两者比较相差较大，则关闭换能器驱动信号。
全文摘要
一种控制相控阵聚焦超声换能器的单个驱动正弦波的相位和振幅的系统和方法，该系统和方法采用数控元件将3个或更多个正弦基波的振幅标度为分量正弦矢量。该分量正弦矢量经线性合成生成选定相位和振幅的相应正弦波。使用数控控制元件可将换能器聚焦区域的不同距离、形状和方向(“特性”)进行数控切换。将可能的聚焦区域特性的相应输入参数存储在一个综合表中或存储器中，以便在μ秒内对不同聚焦区域特性进行快速切换。对输出频率进行改变而不影响换能器输出的聚焦区域特性。以有序的多套数控信号的形式实现换能器聚焦区域特性的顺序变化，该控制信号从中央控制器传送到各自的控制通道以产生单个的正弦波。可以按照作为单一热剂量的一部分的时域函数改变数控信号。
文档编号G10K11/00GK1596432SQ01819664
公开日2005年3月16日 申请日期2001年11月27日 优先权日2000年11月28日
发明者阿夫纳·埃齐奥恩, 艾哲朵尔·科利舍尔, 舒克·韦特克 申请人:因赛泰克-特克斯索尼克斯公司