剪切式治療超聲波的制作方法

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

發明內容
已經發現超聲波波束可以有效地、借助剪切波連續地穿越骨骼。這可以通過例如增加在骨骼表面射入的波束和法線之間的角度超過導致縱向波的完全反射的臨界角度(大約20°)來實現。當角度在大約25°和60°之間時，剪切波產生并且穿過骨骼，并在骨骼內表面再次轉變為縱向波，縱向波傳播到骨骼另一面的軟組織。上述發現有幾個結論第一，在骨骼中剪切波的傳播速度與軟組織中縱向波的傳播速度大致相同。因此，波前不會由于可變的骨厚度產生顯著失真，對于骨骼中較高聲速(2500-3000毫秒/秒)產生的縱向波也一樣。聚焦超聲波波束穿過未經綜合的特別病患的相位修正的骨骼是可行的。舉例而言，可以使用相對簡單的設備完成腦超聲波診斷成像以及超聲波大腦治療和診斷。第二個結論是可以增加波束的入射角度，而且與使用縱向波相比較高的增加可以達到較大的腦容量。第三，通過剪切波傳播模型與縱向波傳播模型的結合，可以顯著提高對穿透頭骨的超聲波調焦的預測。進一步說，不需要的骨層反射可能會減少或消除，這使得診斷信息更加容易分析。
本發明的實施例提供一種或更多如下功能并且可以在下述一種或更多的使用中適用。本發明可以在超聲波診斷和/或治療和作為依賴于發射超聲波穿過骨骼的方法的輔助手段中使用。尤其是，本發明可以應用在試圖拍攝骨骼中血流量的系統中，或者對現存的超聲波成像和/或治療設備有促進和/或增強作用，或在刺骨超聲波治療的單獨設備和/或運用于依賴使用超聲波的腦血管障壁(BBB)通道的技術中，或者任何其它引導使用超聲波的診斷或治療過程。超聲波的調焦可以大為簡化，并且可以減少和可能消除相位失真修正。可以增加通常與超聲波延伸的組織容積。另外，本發明的實施例可以通過減少或消除的來自骨骼表面的不需要的反射來發現骨骼結構中的空洞和/或發現/確定空洞容量。
一般而言，在某一方面，本發明提供通過釋放使用剪切波的超聲波信號對對象進行診斷的方法，方法包括一部分超聲波主波束以相對于骨骼表面的入射角照射到骨骼表面以在骨骼中產生剪切波，剪切波的能量形成第一超聲波能量的實質部分并在對象的需要部位穿過骨骼，檢測至少運用的超聲波主波束的反射能和散射能之一，并且為診斷的目的分析檢測到的能量。
執行本發明可能包括一種或更多的如下特征。運用于骨骼表面的部分超聲波主波束介于與對象相關的縱向波臨界角度和與對象相關的剪切波臨界角度之間。分析包括產生至少一部分需要部位的圖像。需要部位是沿超聲波主波束直線傳輸的線性區域。運用的部分超聲波主波束包括骨骼中運用的一部分超聲波主波束。這里所指的骨骼是頭骨，而且為到達頭骨中需要部位，部分超聲波主波束以入射角直接照射到頭骨。需要部位是竇腔和內耳腔其中之一，方法進一步包括提供在需要部位是否至少部分地充滿液體的指示。需要部位是牙齒或顎骨之一，方法進一步包括至少提供需要部位是否至少有空洞或膿腫的指示，以及獲得至少需要部位的解剖和血血流分布的圖像。
執行本發明也可以包括一種或更多如下特征。至少第一超聲波主波束運用在不同頻率的多次脈沖中。不同的頻率在大約0.3MHz-大約5MHz的頻率范圍內。不同的頻率在大約1MHz-大約3MHz的頻率范圍內。脈沖持續時間在大約1周期-100周期的范圍內。不同的脈沖對應不同的振幅以補償與不同頻率相關的不同的衰減量。至少第一超聲波主波束運用在多周期的脈沖中，至少兩個周期中帶有至少不同頻率、不同相位和不同的振幅。
通常在另一方面，本發明提供通過釋放使用剪切波的超聲波信號到達對象的目標部位對對象進行診斷的系統，系統包括發射超聲波能量的無線收發器；引導裝置，與無線收發器耦合，引導裝置用于致使發射的超聲波能量的一部分主波束入射到對象的骨骼表面，以致來自光源的一部分主波束的超聲波能量在骨骼中產生帶有能量的剪切波，在目標部位中剪切波形成超聲波能量的實質部分；分析裝置，與無線收發器耦合，用于分析來自一部分主波束的能量，出于診斷目的主波束從目標部位返回。
執行本發明也可以包括一種或更多如下特征。引導裝置的耦合導致部分主波束以第一角度入射到骨骼表面，第一角度介于與骨骼相關的縱向臨界角度和與骨骼相關的剪切臨界角度之間。引導裝置包括至少(1)遠程位置調節器機械引導與光源相關的法線方向以第一角度照射到骨骼表面；(2)相位/延遲調節器，其中無線接收器包括多個輻射元件，配置的相位/延遲調節器用于調節至少多個輻射元件的相位和延遲之一為至少第一主波束的電控操縱；以及(3)繼電器調控器，其中無線接收器包括多個輻射元件，配置的繼電器調控器用于在不同時間激發元件指向需要的主波束。配置的遠程位置調節器至少(1)以固定的方式與對象和無線接收器耦合，以致法線以第一角度直接照射到表面，以及(2)機械調整無線接收器以致法線以第一角度直接照射到表面。無線接收器包括多個元件用于放射超聲波能量，系統包括控制器的配置和耦合導致至少一部分無線接收器發射超聲波能量，處理發射出去的能量中返回能量的標簽以確定與無線接收器相關的至少一部分表面的定位，以及激發帶有至少部分位于介于縱向臨界角度和剪切波臨界角度之間的一部分表面的主波束的光源唯一元件。控制器處理返回能量的標簽以形成至少一部分表面的圖像。
執行本發明也可能包括一種或更多如下特征。系統包括耦合到無線接收器的控制器和激發無線接收器產生主波束將能量發射到目標部位，而且對象的表面是對象頭骨的外表面。系統包括耦合到無線接收器的控制器和激發無線接收器在多個不同頻率和振幅的脈沖中產生主波束。不同的頻率在大約0.5MHz-大約5MHz的頻率范圍內。不同的頻率在大約1MHz-3MHz的頻率范圍內。脈沖持續時間在大約1周期-100周期的范圍內。不同的振幅補償與不同的頻率相關的不同的衰減量。系統包括耦合到無線接收器的控制器和配置用于激發無線接收器在多周期脈沖中產生主波束，至少兩個周期中帶有至少不同頻率、不同相位和不同的振幅。配置的分析裝置提供目標部位是否至少部分充滿液體的指示。
一般而言，在某一方面，本發明提供釋放使用剪切波的超聲波信號到對象的目標部位的系統，系統包括配置的變頻器裝置用于發射和接收超聲波能量，控制器與變頻器裝置耦合并且激發變頻器裝置向對象發射超聲波能量，定位裝置與變頻器裝置耦合并且確保一部分第一主波束來自至少一部分變頻器裝置，變頻器裝置以入射角度對準骨骼的部分表面，入射角度介于法線入射和與對象相關的剪切臨界入射角度之間，以致第一主波束的超聲波能量在對象中產生剪切波同時第一主波束的能量可以到達目標部位，在目標部位中剪切波的能量形成超聲波能量的實質部分，配置的控制器用于促使變頻器裝置發射至少以下能量多周期的單一脈沖、至少其中兩個周期帶有至少不同的頻率、不同相位和不同振幅，和多個脈沖，不同脈沖帶有不同頻率和振幅，控制器分析第一主波束的超聲波能量，該超聲波能量從目標部位返回并且由變頻器裝置接收以便從返回的能量中確定診斷信息。
執行本發明也可能包括一種或更多如下特征。變頻器裝置包括配置的用于發射超聲波能量的多個元件，而且控制器抑制激發至少(1)一部分變頻器裝置產生以第二角度入射到對象的部分表面的第二主波束，第二角度小于縱向臨界角度，和(2)一部分變頻器裝置產生以第三角度入射到對象的部分表面的第三主波束，第三角度大于剪切波臨界角度。不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內。不同的頻率在大約0.31MHz-3MHz的頻率范圍內。脈沖持續時間在大約1周期-100周期的范圍內。定位裝置與對象耦合以機械確定至少與需要的對象和骨骼相關的光源位置。變頻器包括用于發射超聲波能量的多個元件，用于影響元件的相位電控操縱到第一主波束的定位裝置。變頻器包括用于發射超聲波能量的多個元件，控制器影響元件的激發計時以電控操縱到第一主波束。控制器提供指示取決于由返回能量的控制器決定的診斷信息的目標部位是否至少部分充滿液體。
執行本發明也可能包括一種或更多如下特征。控制器導致在目標部位指向的第二主波束在目標部位內進行刺激動作，控制器提供取決于由返回能量的控制器決定的診斷信息的目標部位的動作的指示。第一和第二主波束有不同的頻率。控制器導致在目標部位指向的第二和第三主波束在目標部位內進行刺激動作，控制器提供取決于由返回能量的控制器決定的診斷信息的目標部位的動作的指示。控制器產生至少部分返回能量中目標部位的圖像。目標部位是對象的直線區域而且控制器產生返回能量的線性圖像。
一般而言，在某一方面，本發明提供釋放使用剪切波的超聲波信號方法，方法包括對對象運用一部分至少第一超聲波波束，波束以與對象表面相關的至少第一臨界角度在對象部位產生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對象的需要部位中的第一超聲波能量的實質部分。
執行本發明可能包括一種或更多如下特征。部分第一超聲波主波束運用于對象的介于與對象相聯系的縱向波臨界角度和與對象相聯系的剪切波臨界角度之間表面。至少部分第一超聲波主波束的運用包括多個入射角度的超聲波的運用，多個入射角度介于與對象相聯系的縱向波臨界角度和與對象相聯系的剪切波臨界角度之間以在需要部位內聚焦超聲波能量。方法進一步包括對對象運用至少一部分第二超聲波波束，以致在對象的部位產生剪切波并在對象的需要部位產生第二超聲波，產生至少一部分需要部位的圖像，并且從圖像中證實部分第二超聲波波束的超聲波能量是否以需要的方式到達需要部位。至少部分第一超聲波主波束的的運用包括在骨骼中至少部分第一超聲波波束的運用。這里的骨骼是指頭骨，而且部分第一超聲波波束以至少第一臨界角度照射到骨骼上，以便于在頭骨范圍內到達需要部位。
執行本發明可能包括一種或更多如下特征。至少部分第一超聲波波束在不同頻率的多次脈沖中運用。不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內。不同的頻率在大約0.2MHz-3MHz的頻率范圍內。脈沖持續時間在大約1周期-100周期的范圍內。部分至少第一超聲波波束的運用包括對對象使用一部分第三超聲波波束以在對象的部位產生剪切波，并在需要部位產生第三超聲剪切波。部分第三超聲波波束與部分第一超聲波波束分離。部分至少第一超聲波波束的運用包括在第四臨界角度對對象使用部分第四超聲波波束，第四臨界角度小于與對象相關的縱向波臨界角度。
一般而言，在某一方面，本發明提供將使用剪切波的超聲波信號釋放到對象的目標部位的系統，系統包括發射超聲波能量的光源和與光源耦合的引導裝置，光源用于產生部分至少發射出去的超聲波能量的第一主波束，第一主波束將入射到對象表面以在對象中產生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對象的目標部位中的第一超聲波能量的實質部分。
執行本發明可能包括一種或更多如下特征。引導裝置以介于與對象相聯系的縱向波臨界角度和與對象相聯系的剪切波臨界角度之間的第一角度引導對象表面的第一主波束。引導裝置包括至少(1)遠程位置調節器用于機械引導與光源相關的法線方向以第一角度照射到表面；和(2)相位/延遲調節器，其中光源包括多個輻射元件，配置的相位/延遲調節器用于調節至少多個輻射元件的相位和延遲電控操縱到至少第一主波束。遠程位置調節器配置為至少(1)以固定的方式與對象和光源耦合以致法線在第一角度直接照射表面，和(2)機械調整光源以致法線在第一角度直接照射表面。光源包括發射超聲波能量的多個元件，系統包括控制器配置和耦合以產生至少一部分光源以發射超聲波能量，處理發射出去的能量中反射能量的標簽以確定與光源相關的至少一部分表面的定位，以及激發帶有至少部分位于介于縱向臨界角度和剪切波臨界角度之間的一部分表面的主波束的光源唯一元件。控制器處理返回能量的標簽以形成至少一部分表面的圖像。系統包括與光源耦合的控制器和配置用于激發光源產生第一主波束和第二主波束，至少部分第一主波束和第二主波束以第二角度入射到對象表面，第二角度介于與對象相聯系的縱向波臨界角度和與對象相聯系的剪切波臨界角度之間，以致光源的第二主波束的超聲波能量可以在對象部位產生剪切波而且第二主波束的能量將到達目標部位，其中第二角度不同于第一角度。
執行本發明可能包括一種或更多如下特征。系統包括與光源耦合的控制器和配置用于激發光源產生向目標部位發出能量的第一主波束。系統包括與光源耦合的控制器和配置用于激發光源產生具有多個不同頻率的脈沖的第一主波束。不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內。不同的頻率在大約0.2MHz-大約3MHz的頻率范圍內。脈沖持續時間在大約1周期-100周期的范圍內。系統包括與光源耦合的控制器和配置用于激發光源產生第一主波束和第三波束，至少部分第一主波束和第三波束以第三角度入射到對象表面，第三角度小于與對象相關聯的縱向臨界角度。
一般而言，在某一方面，本發明提供釋放使用剪切波的超聲波信號到對象的目標部位的系統，系統包括發射超聲波能量的光源，與光源耦合的控制器和激發光源向對象發射超聲波能量，定位裝置與光源耦合并且確保第一主波束的一部分波束來自至少一部分光源，光源以第一角度照射骨骼的一部分表面，第一角度介于與對象相關的縱向臨界角度和與對象相關的剪切臨界角度之間，以致第一主波束的超聲波能量在對象中產生剪切波，同時發射的超聲波能量將到達目標部位，控制器激發光源發射多脈沖的能量，每一個脈沖具有不同的頻率。
執行本發明可能包括一種或更多如下特征。光源包括發射超聲波能量的多個元件，控制器抑制至少如下激發(1)一部分光源產生第二主波束，至少部分第二主波束以第二角度入射到對象的部分表面，第二角度小于縱向臨界角度，和(2)配置一部分光源產生第三主波束，至少部分第三主波束以第三角度入射到對象的部分表面，第三角度大于剪切波臨界角度。不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內。不同的頻率在大約0.2MHz-大約3MHz的頻率范圍內。脈沖持續時間在大約1周期-100周期的范圍內。定位裝置與對象耦合以機械確定與需要的對象相關的光源位置。光源包括發射超聲波能量的多個元件，影響元件的相位以電控操縱到第一主波束的定位系統。
本發明的各個方面提供了一種或更多如下性能。超聲波可以在骨骼中傳播，舉例而言，頭骨，當經歷減少失真和提高信號強度后，得到更加清晰和精確的大腦圖像，與現有技術相比為治療運用提供更好的調焦。減少骨層上層的不必要的回音，使從目標組織接收的診斷信息的分析變得更加容易。消除骨骼空洞和/或骨骼空洞內的物質。穿骨剪切模式的傳播可以在多個成像問題中使用，包括導管檢測、腫瘤檢測、組織形態和大腦出血。與現有技術相比，穿骨超聲波可以提供減少失真和/或較高的精確定位。
在參考下列附圖、詳細說明書和權利要求后，本發明的上述性能和其它性能以及發明本身將會得到更加全面地理解。
對附圖地描述附

圖1是部分頭骨的成像和頭骨層次的簡化線。
附圖2對應于本發明的超聲波治療系統的原理圖。
附圖3-9是附圖2中各種運用中使用的系統范例部分的原理圖。
附圖10是使用附圖2中顯示的超聲波診斷應用系統的流程圖。
附圖11-12是在穿骨測量實驗中使用的兩種不同的安裝程序。
附圖13是作為入射角功能的實驗和模擬壓力振幅和相位的一對示意圖。
附圖14A-B作為穿骨試驗的入射角功能的壓力振幅和相位的曲線圖。
附圖15是以各種入射角度的發射超聲波穿越頭骨的圖像。
附圖16是超聲波以32°的入射角穿越頭骨的測量和模擬領域的曲線圖。
附圖17A-B是非規范化和規范化的編碼激發的圖像。
附圖18A-B是響應于附圖17的激發的變頻器的極點、過濾和未過濾地、個別地的總和曲線圖。
附圖19是剪切波和縱向波的A線掃描。
附圖20是以0°和33°入射角穿越頭骨的尼龍螺母的成像。
附圖21是使用剪切波的超聲波傳播來檢測空洞圖像的實驗步驟原理圖。
附圖22A-B是響應于剪切波和縱向波的、個別地入射到注水和注入空氣的腔體的曲線圖。
附圖23是作為入射角功能照射到可塑層上由縱向波和剪切波引起的壓力振幅的圖示。
附圖24是范例圖，窄主波束天線模式。
附圖25是范例圖，寬主波束天線模式。
附圖26是使用附圖2中用于超聲波診斷應用的系統的流程圖。
對優選實施方案的詳細說明本發明的實施例提供穿透頭骨和其它穿骨傳播技術以有意導致骨骼中的剪切模式。對于穿骨傳播，入射波經歷由入射縱向波轉變為骨層中的剪切波后又轉變為大腦中的縱向波的模式。頭骨剪切速度或許提供更好的聲音阻抗匹配、較少的折射和與它的縱向配對物相比具有較少相位變化。使用剪切波時，超聲波可以在大腦內聚焦。如果超聲波以超過Snell’s的臨界角度入射到骨骼中，那么在骨骼中不會產生縱向波。提供的數據分析和示范現象與塑料模型和使用體外人類頭骨一起研究。本發明的實施例可以適用于各種運用，包括治療和臨床診斷，以下進行分別討論。其它實施例在本發明的范圍內。
在某些條件下可以觀察到通過使用高的入射角度減少失真和較高的信號振幅使超聲波穿越骨骼是可行的。數字和實驗研究都表明在骨骼中產生的剪切波模式的行為引發超聲波穿越骨骼的可行性。當入射的超聲波角度大于縱向壓力波的Snell’的臨界角度時，骨骼中的傳播完全歸因于剪切波。這種從縱向波(皮膚)轉變為剪切波(頭骨)后又轉變回縱向波(大腦)的變換并不必然產生高度失真和小振幅的光波。對等方性模型材料和最新的體外人體骨骼樣本的研究支持上述假設。甚至，已經發現如同穿過頭骨中的剪切波一樣，聚焦的光波可能比縱向波具有較少的失真。在某些實例中，觀察到的聚焦光波的振幅大于穿越同等面積的頭骨的縱向波的振幅。縱向波-剪切波-縱向波的傳播的成功主要歸因于彈性(剪切波)波速(～1400m/s)和水(～1500m/s)、皮膚(～1525m/s)和大腦(～1550m/s)和其它軟組織中的聲速的相似性。形成對比的是，頭骨中相應頻率的縱向聲速的范圍大約是上述值的兩倍。因此，在頭骨中刻意產生的剪切模式可以作為一種機構用于產生大腦圖像，或用于檢測大腦異常。類似技術可以在身體其它部位的治療和/或診斷中運用，或運用于除人體以外的其它動物身上。
本發明的實施例在頭骨中使用刻意產生的剪切模式作為一種機構用于產生和增強穿過頭骨的聚焦。與經顱傳播模式合并的剪切模式證明了在高的臨界角度下預測超聲波相位和振幅的能力。為解釋這種方法，首先要模擬穿過單一塑料層的場。然后在人骨的截面上使用這種與實驗測量相比較的方法。使用該方法可以在大腦中獲得更加準確的調焦，而且可以擴展使用現行方法獲得的調焦范圍。
治療基礎在與超聲波波長相關的頭骨的微小彎曲部分的基礎上，將頭骨的內表面和外表面分割成每一塊都接近平面的區域，但是并非必須完全平行。這種接近是為了簡化分析并不是執行本發明所必須的。附圖1顯示了這個問題的圖像，顯示的是在超聲波磁場分割的面積上入射到頭骨表面的區域。每一個區域是根據具有作為整個傳播區域的平均密度函數確定的拉梅常數的各向同性固體的單一層進行模擬的。
通過任意導向的等方向性的頭骨層的傳播可以通過入射波的頻譜分析和射線途徑的確定，和當磁場橫穿頭骨時角度波數的函數衰減獲得。每一個最初的縱向諧波光譜光波組分是根據它的速度勢考慮的。沒有概念缺失的給定組分可能在表面法線沿介于傳播軸和表面矢量之間的向量積的單位矢量確定的笛卡爾坐標的Y軸和Z軸方向定位的參考框架中考慮。
φI=ALIei(ωt-kxIsinθI-kyIycosθI)+ALRIei(ωt-kxIxsinθI+kyIycosθI),...(1)]]>其中AL代表入射表層的縱向波組分振幅，ALR代表反射縱向波振幅，θ代表入射角度，Kx和Ky代表特別參考框架中的光波矢量組分。上標I-III分別表示皮膚、頭骨和大腦，上標L和S指的是縱向波或剪切波。因此，縱向勢在頭骨中的傳播由φII=ALIIei(ωt-kxIIxsinθII-kyIIycosθII)...(2)]]>剪切矢量由ψ→II=ASIIei(ωt-kSxIIxsinθSII-kSyIIycosθSII)Z^....(3)]]>確定使用上述描述，每一光譜光波組分必須在其獨特的參考框架中考慮。在界面上，入射光波分成反射光波、傳播縱向光波和傳播剪切波。上述光波的振幅可能通過運用與由Kino(AcousticWavesDevices，Imaging，and Analog Signal Processing，Englewood Cliffs，New JeresyPrentice-Hall，1987)總結提出的方法相關的入射光波確定。特別是，粒子位移的法線組分，r→=▿φ+▿×ψ→...(4)]]>在界面上必須是連續的以及法向應力Syy=λ∂rx∂x+(λ+2μ)∂ry∂y...(5)]]>和剪切力
Sxy=μ(∂γx∂y+∂γy∂x),...(6)]]>給定媒介相關的剪切和縱向聲速與拉梅常數μ和λ有關cS=μρ,...(7)]]>cL=λ+2μρ]]>附錄A提供了振幅計算的細節。每一個平面波方案描述單一角波數行為。為每一組分光波矢量間隔計算上述振幅。然而，可能容易以封閉的解析式完成前述計算，在附錄B中提供。
在頭骨中完成傳播之后，分別處理縱向波和剪切波，總波到達大腦后等于φIII=ALLIIei(ωt-kxIIIxsinθIII-KYIIIycosθIII)+ALSIIIei(ωt-kxIIIxsinθSIII-kyIIIycosθSIII),...(8)]]>其中ALLIII和ALSIII代表起因于入射到頭骨中的縱向波和剪切波的縱波振幅。
頭骨界面中在取代方程式(1)-(3)后，速度勢的值可以根據方程式(4)-(6)確定，并解釋ALII和ASII。在大腦頭骨界面，入射的剪切和縱向速度勢振幅將會相等于骨骼中傳播振幅和吸收損失經歷的乘積。既然每一光譜組分將會有自己獨立的路徑長度穿過頭骨，那么組分之間的總的吸收通常是不一樣的。附圖1提供了這個問題的二維表示法。
為在大腦中發現光波振幅，ALLIII和ALSIII，問題一旦再次通過循環進入參考框架并歸納為二維，參考框架的表面法線沿笛卡爾坐標的Y軸和X-Y平面上的相關光波矢量定位。由于大腦的軟組織類似流體，入射頭骨的縱向波將進一步分成反射剪切波、反射縱向波和傳播縱向波。頭骨中的剪切波也有類似劃分，但是具有不同的反射和傳播角度。
大腦中給定點的聲壓可以通過分別解決平面范圍內的每一光譜的組分的振幅和相位而獲得。光譜通過反變換在測量平面上施加壓力。壓力振幅等于與大腦中無向量速度勢的振幅相關的法向應力的負數。由方程式(4)和(5)確定ALLIII和ALSIII。附錄A描述了壓力振幅的計算。附圖23表示起因于水中的無限平面波在穿過理想的可塑層(例如丙烯酸)后的ALLIII和ALLIII的角度相關。
在頭骨的高衰減系數的基礎上，頭骨中由多反射引起的附加成分被忽略。大腦中任何一點的聲壓總量可以通過計算路徑長度和每一光譜的組分的傳播振幅總量確定。計算相關的聲學的相位和所有的衰減(包括吸收的損失)。附錄B提供了確定從變頻器到大腦中測量點的磁場路徑中的算法。
診斷應用參考附圖2，超聲波診斷系統10包括影像器12、變頻器元件16的相控陣14、信號調節器18、控制器20、頻率發生器22和遠程位置調節器23。系統10經過配置具有超聲波診斷能力。系統10確定目標的一種或更多特征，在此是病患30的頭骨28，并且運用超聲波能量(例如在大約0.01MHz-大約10MHz的頻率范圍內，而且更優選的是在大約0.1MHz-大約3MHz的頻率范圍內)在目標內聚焦，本文是指在病患腦內聚焦。本文討論的在頭骨中的聚焦在其它目標上也可以使用，例如遠離大腦的區域，比如竇腔、耳道等。進一步說，本發明可以在牙科(牙齒)、穿越肋骨、脊骨或其它任何骨骼中運用。本發明可以用于確定骨骼中的空洞是否包含空氣或液體和/或液體粘質。另外，本發明可以用于骨髓或骨神經和骨骼中的脈管的圖像。椎管成像也是可能的。本發明也可以通過剪切波速和縱向波速的對比或在骨骼中使用力(例如，超聲波產生的輻射力或機械力)和使用超聲波檢測位移來確定骨骼性質。
排列14的信號由驅動排列提供。上述排列可能與Daum等人在報告“Design and Evaluation of a Feedback Based Phased ArraySystem for Ultrasound Surgery”(IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.FReq.Control 45(2)431-4，1998)中的排列相似，但是要在大約0.1MHz-大約10MHz的頻率范圍內選擇驅動頻率。驅動也可以通過其它提供需要的超聲波信號的技術來完成。每一個變頻器元件16的動力和相位可以手動控制或使用軟件和反饋進行自動控制。然而元件排列是更優選的，系統10可以使用于非協調的元件組，或者甚至單一元件，都取決于運用。
經過配置的變頻器元件16的排列14被安裝在病患頭部的外表面或骨骼28的其它上表面之上或附近。經過配置的排列14具有彎曲外形，例如球形，盡管其它外形的截面也是可能的，例如平面，包括直線。排列14安裝在病患頭部或附近和在距離排列14的一定位置聚焦超聲波能量。排列14可以有各種型號，例如直徑為30厘米或足以圍繞頭部一周的長度，或者直徑只有1毫米或更小。更可取的是，經過配置的元件16用于發射脈沖，直接地，功率級超聲波都取決于運用，另外還接收超聲波能量。排列14的變頻器元件16更優選的是所示的安排在排列14中的壓電變頻器元件。變頻器元件16(例如中心距為λ/2的壓電陶瓷片)被安裝在硅膠中或其它適合于元件16的阻尼機械耦合的材料中。其它材料也可以在排列結構中適用。例如，排列14由一片或多片壓電材料，或其它任何可以將電能轉變為聲能的材料組成。
與信號調節器18耦合的排列14進一步與頻率發生器22耦合。頻率發生器22發射普通的無線電頻率(RF)信號作為信號調節器18的輸入信號。特殊信號發生器也可以使用于部分或全部元件16。無線電頻率發生器22選用任何可以向信號調節器18輸出適合信號的型號。個別頻率也可以使用。使用個別頻率的信號發生器(例如數字定型波發生器)時，可以由無附加電路的信號發生器設定相位、振幅和每個信號的遲延。激勵致使超聲波能量在病患的頭骨28內傳播，和如果需要在病患腦內的選定區域內聚積能量，取決于相對延遲。發生器22與調節器18耦合將發生器的輸出信號分成n個調節器18的輸入信號。
與接收的頻率發生器22發射的n個輸入信號中的每一個信號耦合是信號調節器18的n對放大器241-24n和相關的延遲電路261-26n。每一對延遲電路26和放大器24代表信號調節器18的一條通道。延遲電路26通過改變或調整即將由具有各自的延遲系數a1-an的發生器22發出信號的延遲(或許振幅)為放大器24提供n個獨立輸入信號。經過配置的放大器241-24n將延遲電路26的信號放大，并通過線路向變頻器元件16提供放大的信號，例如同軸電纜，放大器24與變頻器元件16的個別連接。
延遲電路26的延遲系數a1-an提供超聲波波束的操縱在超聲波能量的路徑上偏離目標。每一個與操縱相關的元件16的相位延遲可以通過已知技術計算。控制器20提供延遲系數a1-an。控制器20包括由軟件、硬件、固件、硬編碼或上述的結合提供的邏輯。例如，控制器20可以是一般目的、或特殊目的、為延遲電路26提供和運用延遲系數a1-an而以傳統方式用軟件指令編程的數字數據信息處理器，盡管可以使用其它的配置結構。
經過配置的遠程位置調節器23幫助確保排列14以一定角度向目標28發射超聲波能量以致在目標28中產生剪切波。定形遠程位置調節器23以確定與目標28的外表面相關的排列14，或信號元件16的位置，以致與排列14或信號元件16相關的法線方向介于縱向臨界角度(Snell’s角)加上較低安全系數和小于剪切臨界角度(相應的剪切波不能在目標28中傳播)減去上面的安全系數之間。對于頭骨軟組織的界面，Snell’s角大約是20°，剪切臨界角度大約是65°，因此，優選的是引向頭骨的超聲波角度介于大約25°-60°之間。安全系數可以幫助計算排列14或元件16的主波束的寬度。參考附圖24-25，排列14的主波束200相對窄，例如在3分貝(dB)法線在0°以下的±3°。信號元件16的主波束202相對寬，例如在3dB法線在0°以下的±30°。對于診斷應用，無論排列(大或小)或單一元件的主波束優選窄的主波束。遠程位置調節器23幫助確保至少主波束200、202的需要部分可以介于縱向和剪切臨界角度之間的角度引導至目標28。例如，對于信號元件16，遠程位置調節器23可能是配置用于接收元件16的設備，安裝在目標28的表面以根據需要排列元件16。例如，遠程位置調節器23可能放置在人的面部接近鼻子的地方，和確定元件16的位置以致至少主波束202的需要部分(例如，具有至少能量極限值)將會以介于縱向和剪切臨界角度之間的角度被引向人的頭骨(例如對準人的竇腔)。同時，也可以使用介于縱波臨界角度和法線之間的較淺的角度。
控制器20按照需要從排列14引導超聲波。經過配置的控制器20從排列14通過機械和/或電操縱和/或引導超聲波能量。控制器20向遠程位置調節器23發出指令信號以機械改變排列14的位置和排列14的物境指示(例如排列14的主波束方向和/或定位，在上述位置上主波束入射到目標28中)。控制器20進一步控制由移相器26提供的相位，或元件16的激勵時間，電子掃描排列14的超聲波波束。通過控制激勵時間可以使用幾項用于操縱的技術，例如控制器20發出延遲激勵信號，或控制器20發出普通激勵信號是不同元件16的不同數量的時間延遲，等等。控制器20確保獲得至少超聲波主波束的需要的能量，通過機械和/或電操縱，以介于縱向和剪切臨界角度之間的角度引向目標28。超聲波能量從縱向波轉變為剪切波并且作為剪切波在目標28內傳播。然而，某部分能量可能以高于或低于縱向和剪切臨界角度范圍外的角度被引向目標28。進一步，如果在目標28內存在產生變換(例如，從頭骨到大腦的轉變)的轉變(例如，聲阻抗變化)，那么剪切波可能變換回縱向波。
排列14的機械引導/定位可以通過手動調整。更優選的是，目標28的表面棱角由視覺確定，無需使用例如CT(計算機體層)或磁力共振(MR)掃描成像設備。然而，當波束法線射向排列14將在目標28內產生剪切波時，指南可能提供指示。控制器20進一步配置用于選擇性地激勵元件16。因此，控制器20可以選擇性地激勵元件將產生目標28的入射角度并在目標28中產生剪切波，如果沒有激勵元件將不會在目標28中產生剪切波。進一步地，排列14在不同地位置同時產生相似的或不同的頻率和/或振幅的多波束。
經過配置的控制器20用于控制延遲回路26和放大器24，處理接收到的目標28的數據，在此是指頭骨28，提供診斷能力。控制器20導致發射的超聲波在目標28中沿直線發出，并被掃描(例如，系統地移動)目標28內的較寬的利害區域。穿過目標28的超聲波直線可能會改變方向(例如，變化的聲阻抗界面)。控制器20將排列14接收的反射能量處理為取決于波束方向和發出和接收能量的時間的圖像。同時，控制器20不是必須要將接收的能量處理為目標28的圖像。控制器20處理接收的能量以提供其它診斷信息，例如，是否檢測空間(例如，牙齒或骨骼中的空洞或膿腫，比如顎骨)的二元指示，或在空間中是否存在材料(例如，竇腔或內耳中的液體)等等。控制器20也可以處理信息以形成圖像，例如目標28的解剖圖，目標28的血血流分布成像等等。
進一步配置控制器20用于控制頻率發生器22、放大器24和延遲回路26以影響頻率、量值和排列14提供的超聲波能量的相位以運用于目標28的診斷。已經發現不一致的激勵方案有利于克服傳播衰減，從而改進能量釋放和接收特征。控制器20引發一系列擴展脈沖激勵排列以產生一系列擴展的超聲波脈沖傳播到目標28。優選的是，脈沖在頻率范圍內重復而且連接返回的信號數字。例如，在大約0.5MHz-大約2.0MHz的頻率范圍內以間隔0.01MHz的頻率向頭骨28發出10個周期的能量。放大器24更可取的是控制這樣需要的(例如，統一的)信號被發出(或接收)到光譜的任一組分。而且，傳遞信號的能量可取的是，能量越高頻率衰減越多(例如，對于頭骨大約是1MHz)，例如與雙向衰減損失成比例以致接收的信號有更多或更少的需要(例如，相等)信號在接收的頻譜之內。控制器20進一步配置用于總和接收的信號以及將匹配濾波器運用于信號以恢復結構界面。同樣可以在單一傳輸超聲波脈沖時執行，當以需要的方式調整振幅以補償與不同的頻率相關的不同衰減時，在需要的區域掃描頻率。脈沖之間或脈沖之內的頻率可以任何方式實質地變化，例如，線性增加或減少，非線性增加或減少，單調增加或減少，無規則地，等等。控制器20進一步配置用于控制延遲回路26以改變脈沖之間或之內的相位。控制器20引發延遲回路26產生具有不同相位的不同脈沖，和/或脈沖之內的不同定相的單一脈沖。
診斷應用的功率級的變化取決于運用。然而，典型地，對于診斷應用來說，脈沖持續周期為頻率大約0.1MHz-大約5MHz之間的1周期-100周期，優選的是介于大約0.5MHz-大約3MHz之間，盡管這些取值只是可以效仿的，在本發明的范圍內并無限制。
變頻器16接收的反射信號被轉變為由影像器12處理的電子信號。影像器12處理電子信號形成掃描區域的圖像。向控制器20提供圖像，可能與排列14(例如，通過間歇運用能量獲得圖像，或通過使用部分元件16獲得圖像以及出于其它目的使用其它元件16)的其它應用同時獲得。
控制器20分析排列14的數據和影像器12的圖像。控制器20可以處理反射信號，元件16接收分析的返回信號(或缺少它的信號)以識別特殊情況的標記特征，例如病患竇腔內的液體。
對照附圖2，附圖3-5顯示系統10的各種配置，僅僅顯示系統10的在診斷應用中的特殊使用部分。例如，參考附圖3-4，在排列14的場所內，單一變頻器或小的變頻器排列作為超聲波變送器32使用。附圖3顯示的配置更可取的是在不需要圖像的診斷應用中使用，而附圖4顯示的配置適合于有或沒有用于分析的生成圖像的使用。例如，如圖所示，超聲剪切波可能直接穿過材料34，比如骨骼，其中有空洞36(比如竇腔，或膿腫等)。控制器20分析反射以決定各種的性質，例如空洞34是否充滿液體。附圖5顯示的配置與附圖4的配置相似，具有對傳播的剪切波38的電子或機械掃描通過箭頭40識別。當剪切波38顯示未聚焦時，使變送器32的元件定相適應聚焦光波38。
操作中參考附圖10，并進一步參考附圖2-9，用于對使用系統10的目標進行診斷的處理器110包括顯示的步驟，和/或提供治療。出于可效仿的目的，目標被假設為附圖2所示的頭骨28，盡管這些取值只是可以效仿的，在本發明的范圍內并無限制。處理器110，只是可以效仿并沒有限制，而且可以改變，例如通過步驟的增加、刪除或重新排列。
在步驟112，排列14相對于目標28定位。排列14(或單一元件的無線電收發器)可以使人工定位和/或通過控制器20激發遠程位置調節器23定位。這樣的排列14定位可以將超聲波能量傳輸到目標表面以在目標28中產生初級剪切波。需要的定位根據由系統10的操作器視覺上確定的目標28的表面的角度確定。目標28的表面的角度也可以通過激勵排列14和目標28表面的成像確定。表面圖像可用于排列14的重新定位和/或適當地電操縱排列14的波束。
在步驟114，激勵變頻器元件16產生需要的超聲波波束引向目標28。控制器20選擇元件16用于傳輸能量以提供需要的方向、范圍，和超聲波能的能量為需要的區域或點提供充足的能量達到需要的結果(例如，診斷、成像和/或治療)。控制器20控制由選擇元件16提供的能量的頻率、相位、振幅和延遲。可以改變元件之間的延遲以提供電控波束方向以致來自排列14的需要的能量作為一個整體，和/或個別元件16，以介于縱向波和剪切波臨界角度之間的角度入射到目標28中，并被引導到目標28中的需要部位。更優選的是，超聲波能量按照上面所討論的以編碼的方式提供，在頻率的范圍內能量產生脈沖，功率量級根據(依靠)傳輸信號的頻率改變。波束可以擴展或聚焦。元件經過選擇和激勵以提供超聲波，在目標中將產生初級的縱向波，而不是剪切波。排列14傳輸的波束在頭骨入射時是縱向波，穿越頭骨時是剪切波，而且為進一步的傳輸(例如在大腦中)又轉變為縱向波。
在運用的基礎上，步驟112和/或步驟114可以不斷重復。例如，為了成像，排列14可能會機械地重新定位和/或超聲波波束的方向經過電控操縱以覆蓋全部面積以成像。
在步驟116，為診斷或成像應用，影像器12和控制器20處理接收到的反射以確定適當特征。影像器12可以通過聯合入射波束的相應方向來收集信號來處理接收信號以完成目標28(例如，在目標28的平面)的圖像。控制器20可以熟練地操作返回的標志以確定一種或更多不是必須與成像相關的性質，例如確定目標28內的空洞是否包含液體。為診斷應用，控制器20可以不使用影像器12提供的圖像，甚至影像器12可能不用提供任何圖像。
治療應用系統10可以用于治療應用，分別或同步地除了診斷應用之外或代替診斷應用。系統10的部件通常按照前述內容操作。然而，出于診斷應用，可能會提供另一個影像器13和經過配置的系統10用于提供在某種意義上的超聲波治療。
出于治療應用的目的，控制器20控制移相器26和放大器24。如果適合于治療(例如，熱消融)或在更廣泛的領域內使用非聚焦方式以進行適當的治療(例如，低功率的應用比如腦血管障壁通道)，控制器20引發超聲波在聚焦領域內聚集。
治療應用的功率級非常依賴運用。典型地，出于治療應用的目的，脈沖地持續時間為1周期的頻率介于大約0.1MHz和大約3MHz之間連續波，更優選的是在大約0.2MHz和大約2MHz之間，盡管這些取值只是可以效仿的，在本發明的范圍內并無限制。超聲波降解法通常包括在大約1微秒和1小時之間的超聲波降解時間中的一次脈沖或多次脈沖，脈沖之間的時間變化取決于應用。
影像器13可以獨立于附圖2的其它設備獲得目標28的圖像。例如，影像器13可以是計算機體層成像器(CT)或磁力共振影像器(MR)。影像器13和影像器12一樣，可以向控制器20提供圖像，例如，用于確定在使用排列14的超聲波治療應用之前或當中是否需要調整。控制器20根據圖像確定接受治療的需要部位是否確實接受治療，以及是否接收足夠的能量用于需要的治療。如果不是需要的區域，目標部位接收超聲波能量(例如，被消融)，或者需要部位接收太多或太少的能量，控制器20可以改變元件16的激勵從而修正條件。例如，可以增加或減少能量，縮小或擴大能量聚焦，變化或移動聚焦面積等等。
附圖6-9顯示各種適當的用于在例如熱消融、組織或腫瘤的機械損害、治療應用的配置結構，腦血管障壁(BBB)通道、基因治療、靶向藥物制劑治療、加速化學反應、幫助化學藥品、過高熱、區域內應用產生的不斷提高的溫度，其它具有治療價值的超聲波交互作用等的擴散。附圖6顯示單一的彎曲變送器42，它可能是單一元件或元件排列。變送器42產生作為剪切波穿越目標46(例如頭骨)的聚焦的超聲波波束44，超聲波波束44在焦點或區域48聚焦。注意作為討論的其它配置中的波束的超聲波波束44是由變送器42和目標46之間的縱向波和目標46的剪切波組成。如果目標46的結構發生改變(例如，從骨骼到空洞，被液體或其它類似大腦組織的物質充滿或未充滿)，傳輸的波束可能會轉變回縱向波。當目標46是頭骨時，這是一個實例。附圖7舉例說明與附圖6相似的配置，但具有兩個變送器42、43在聚焦點/區域48分別聚集各自的波束44、45。變送器42、43可能是單一排列的不同部分，或實體的不同，例如不同的排列、不同的單一元件或單一元件和排列。附圖8舉例說明與附圖7相似的配置，但是也具有在目標28中產生縱向波的入射超聲波50。也可以使用這種配置，例如變送器42、43可以提供除功率以外的需要的功率。排列14提供縱向波，變送器42、43最好作為一部分。附圖9解釋說明取代目標46的線性變送器52的使用(例如，單一元件或元件排列)和傳輸的非聚焦超聲波能量的足量用于治療應用(例如，腦血管障壁(BBB)通道、釋放或激活化學藥品、基因或其它材料等)。如圖所示，變送器是機械定位用于提供波束54，波束54是關于目標46的變送器52的法線并介于縱向波和剪切波臨界角度之間。
在操作中，參考附圖26，進一步參考附圖2-9，用于對使用系統10的目標進行診斷的處理器110包括顯示的步驟。出于可效仿的目的，目標被假設為附圖2所示的頭骨28，盡管這些取值只是可以效仿的，在本發明的范圍內并無限制。處理器210，只是可以效仿并沒有限制，而且可以改變，例如通過步驟的增加、刪除或重新排列。步驟212和214類似于前面的討論。
在步驟216中，目標28的需要部位被成像。影像器12和/或13用于對需要部位的成像，而且優選的是，周圍的體積以致可以評估運用超聲波聚焦的精確度。
在步驟218中，對用于治療應用的入射超聲波能量進行適當的修正。如果影像器13(或者如果排列14適合于成像和提供治療，則使用影像器12)產生的圖像表明運用的超聲波能量可以調整，然后控制器20相應動作。圖像可能被分析，例如，注意是否有需要部位，而且只是需要部位被加熱，如果有什么情況，就需要確定是否少于理想的超聲波。例如，超聲波能量貧乏聚焦、或在錯誤的地點、或太窄、或大大低于或遠遠高于功率等等。控制器20能夠引發波束，控制器20通過調整激勵的相位、振幅、延遲和或頻率修改，激勵根據分析的圖像調整/修正運用的能量在目標28的需要的特定區域內產生需要的聚焦和能量。控制器20也可以導致遠程位置調節器23按照需要改變方向和與目標28相關的排列14的關系。優選的是，在使用全部能量進行治療(例如，熱消融或其它非可逆轉過程)之前進行調整。例如，可以運用較全部能量少的能量，根據圖像所作出的最初的是否調整和怎樣調整的決定，進行調整，然后所有治療能量運用于排列14。在治療發展的基礎上，在使用所有治療能量的應用期間也可以調整。
實驗和實驗結果使用相同的塑料平面模型測試算法以提供依據實驗容易改變的理想的等方性的病例。表1總結列出塑料的相關取值。超聲波源是1.5MHz聚焦變頻器，該變頻器的直徑12厘米，曲率半徑等于16厘米。算法的源函數通過幾何聚焦返回源附近的平面的實驗室測量的壓力場的投影圖獲得。壓力場的面積超過30×30，空間分辨率0.5毫米。源函數在塑料中的傳播使用附件A和B中數字描述的算法。源到測試平面的距離是121毫米，塑料內表面到源的距離是61毫米。
同樣的方法論適用于人類體外顱頂(頭蓋骨)傳播。在以下的實驗室測量中，水作為頭骨的內表面和外表面之間的界面材料使用。穿骨測量的超聲波源是0.74MHz聚焦變頻器，該變頻器的直徑8厘米，曲率半徑等于15厘米。
數字算法由Matlab語言執行，使用矩陣基礎操作層。在1GHz AMD-Based PC上完成操作。典型方案是使用大約30秒的時間內穿越5層128×128的復矩陣計算。
表1

實驗室測量法頭骨記錄和密度用于模擬的數據可以從使用CT成像(Siemens，SOMATOM，AH82 Bone Kernal)得到的數字化的人類頭部輪廓獲得。可以從上述圖像中獲得頭骨表面的同等物和內部密度的變化。每間隔1mm使用200mm×200mm的視野掃描。聚碳酸酯立體結構附著在每一個樣本周圍以允許頭骨被粘貼在排列上和為機械定位系統和CT成像提供參考。只能在考慮了界面的波束寬度之內的骨骼中執行計算結果。個別顱蓋的結構和外形信息通過結合圖像獲得，該信息返回材料密度的強度比。
使用極限濾波器沿頭骨的內表面和外表面的坐標點標記在圖像中，極限濾波器沿成像的每一根直線搜索最里面和最外面的＞1.4gm/cm3的密度。結合連續成像的點描繪頭骨表面的內外表面的三維示意圖。每一張圖像的象素密度也被結合成三維排列用于后繼處理。
相位算法取決于與個別排列元件相關的頭骨定位的精確知識。在實踐中完成上述任務，相位算法將頭骨數據從CT同等結構翻譯和轉化為變頻器同等結構，也可以將頭骨從機械定位系統的同等結構翻譯和轉化為變頻器同等結構。程序操作使用定位在聚碳酸酯結構上的三個標記附著在頭骨上。上述定位可以被定位系統機械識別，精度達到大約0.1mm。算法產生繪制在同等系統中的旋轉矩陣。
超聲波測量法在水箱中進行的傳播實驗校驗數字算法。測量法在水箱中的去氣和去離子的水中執行并墊襯橡膠以抑制反射。明確用于特殊測量的變頻器產生超聲波信號并被聚二氟乙烯(PVDF)針式水診器(Precision Acoustics，Dorchester，UK)接收。在維持精確度的同時確保強接收力，直徑為0.2mm水診器用于1.5MHz的測量中，直徑為0.5mm水診器用于0.74MHz的測量中。具有較高頻率的較小的水診器被用于幫助減小水診器的方向性和幫助阻止相位平均。頭骨(或塑料板)以被旋轉步進式馬達(made by Velmexof Bloomfied，New York)控制的角度放置在水診器和變頻器之間。三維線性定位系統(Velmex，Bloomfied，Model VP9000)允許水診器用于變頻器軸向對稱周圍的測量面積中心掃描。由任意波形發生器(made by Wavetek，of Norwich，UK，Model 305)發出的變頻器信號供應給功率振幅(made by ENI，of Rochester，NewYork，Model 2100L)。在被數字示波器(made by Textronix，ofWilsonville，Oregon，Model 380)記錄之前，水診器的電壓響應通過精確的聲學前置放大器和放大器(made by PreambleInstruments，of Beaverton，Oregon，Model 1820)發出。通過通用接口總線(GPIB)控制電壓波形下載到個人電腦(PC)和根據信號的快速傅氏變換算法計算測量位置的振幅和相位，并在變頻器的激勵頻率取值。
11.8mm的塑料板放置在實驗箱中和在變頻器的軸向對稱上測量聲音傳輸，距離正面121mm。在-70°和70°之間每增加1°測量聲壓一次。通過對比每一個角取向的振幅和相位評估測量波形和模擬波形之間的一致性。模擬的源函數是沒有存在的板的水中通過變頻器獲得的壓力場測量值。
為了進行穿骨測量，執行兩個不同的安裝程序。附圖11顯示第一個程序，該程序被設計用于允許以不同的入射角在頭骨的大致固定的位置進行測量。附圖12顯示第二配置，允許以具有變頻器和頭骨之間的好的配準的高入射角度進行測量，但是不便于頭骨的運動。最初的測量依靠頭骨振幅檢查角度，為了確定振幅峰值存在是否超過縱向Snell’s臨界角度。頭骨截面在0°和55°之間循環，具有軸向循環法線對準變頻器軸向并和穿過骨骼的直線一致。最大角度55°是所述設置的可獲得的最大值。
結果塑料模型附圖13顯示測量場和預測場之間的相關性。為了參考，該圖也包括忽略剪切波時的數字計算得出的振幅。所有三份曲線圖表的振幅和相位在低于31°的入射角時極其匹配，31°是信號光譜峰值的縱向波臨界角度。然而，超過上述角度時，只用縱向模擬不能預測來自樣本范圍內的純粹彈性波的振幅的第二局部極大。測量數據和模擬數據之間的誤差的主要來源可能是由于對模擬的剪切波吸收系數的不充分的估計導致的。在高角度時路徑長度取最大值，上述影響更加顯著。在所有角度的模擬和測量的超聲波相位之間發現非常好的相關性，但是要除去介于20°和30°之間的過渡區域，在該區域內波振幅接近其最小值。忽略上述區域，76％的保留計算值點偏離測量值π/6弧度，或更少。
穿骨測量通過旋轉頭骨，在32°可以觀察到局部壓力傳輸最大值，在大約30°的縱向臨界角度的基礎上，可能導致幾乎全部穿過骨骼的剪切傳播。在附圖14A-B的測量數據中找到在較高入射角度時波源是剪切波的進一步證據，附圖14A-B顯示的角度取決于波相位。正如附圖14B所示，低于26°時，相位與純粹的縱向波的行為極其類似。在26°和32°之間，在斜率上存在減速，這表明來自剪切波和縱向波的雙重作用于某一區域。超過32°的斜率接近直線的和負的是由于剪切聲速小于水中的聲速。
使用同樣的安裝配置，在分辨率為1mm時，在30mm×30mm面積上對不同的入射角執行場測量。附圖15在0°、15°和35°的入射角度穿過頭骨后立即顯示場，表明與0°和15°縱向模式的傳播相比作為剪切波穿越頭骨的信號具有較少的失真。
第二套測量方案在頭骨中執行，頭骨放置在為了與CT成像空間相關的參考框架中。盡管只有一個剪切波速的估計值用于研究，精確的空間配準和縱向模式的數據允許縱向臨界角度被識別。頭骨被排成行以確保傳輸信號在骨骼中形成剪切傳播。附圖16顯示根據模擬算法確定的與軸向對稱相關的32°定位的頭骨外表面的實例。盡管在模擬和測量之間存在誤差，但是模擬能夠識別存在的聚焦剪切波。
與放置在參考框架中的頭骨執行實施例，允許與CT成像空間相關。精確的空間配準和縱向模式的數據允許縱向臨界角度被識別。只有一個剪切波速的估計值用于研究。頭骨被排成行以確保傳輸信號在骨骼中形成剪切傳播。附圖7顯示場的線性測量方案，與軸向對稱相關的32°定位的頭骨外表面。盡管在模擬和測量之間存在誤差，雖然如此模擬能夠識別存在的具有類似于測量方案的波束形狀的聚焦剪切波。
診斷應用-穿骨成像為形成穿骨成像，反射的信號傳播第二時間返回穿過頭骨，返回帶有可測量的信號，優選的是具有較少的失真。從1MHzPanametrics成像探針和脈沖接收放大器分析信號。尼龍螺母c＝2.6×106mm/s Z＝2.9M Rayl)當作成像目標。螺母通過細小的鋼絲針懸掛在水箱底板的上方。通過使傳播方向首先與頭骨垂直然后與骨骼形成大約33°角獲得A型線性成像。
為克服損失，特別強的信號衰減大約1MHz，使用發射穿越頭骨的一系列擴展脈沖的新的激勵方案。脈沖在頻率范圍內重復和信號用數字結合。在可效仿的試驗中，在0.5MHz-2MHz范圍內每間隔0.01MHz的頻率發射的穿越頭骨的10個周期。附圖17A顯示上述一系列測量。然后將信號除以峰值得到平均重量來實現標準化，以強調如附圖17B顯示的較弱的頻率信號。隨后探測，所有的時間信號的總和和使用匹配的濾波器恢復結構界面。附圖18A顯示結果信號。附圖證明與單一脈沖相比在定位和信號振幅中有重大改進。標準光譜與頻域交叉應當允許在應用匹配的濾波器之后更好的界面定位。此外，強制驅動變頻器的振動有可能在變頻器響應的高端或低端增加變頻器的寬帶。同時，結合的數字信號的有效功率遠遠超過由單一脈沖安全得到的功率。因此，信號噪聲比的重大改進是有可能的。
A型線性成像之后接著是使用中心頻率是0.91MHz的聚焦寬帶變頻器排列的C-掃描成像實驗。為繪制圖像，1MHz變頻器附著在步進式馬達遠程位置調節器上。變頻器直徑是12.7mm，描繪當前實驗的分辨率限制。首先在水中獲得尼龍螺母的掃描得到超過20mm×20mm的面積，然后在接近法線方向穿過骨骼碎片，最后在接近33度的角度獲得尼龍螺母的掃描。軸向(時間的)和波束操縱的輻射信息的結合允許構建和評估三維成像。附圖19顯示持續時間的目標成像片斷。圖像的空間分辨率受到現有的成像變頻器的直徑的限制，現有的成像變頻器探測直接在元件上的反向散射數據。
期望較小的寬帶提供對成像清晰度的相當多的改進。水掃描和經顱掃描之間的失真至少部分由圖像獲得程序的方法引起。在頭骨表面移動變頻器的動作引起額外的失真是由于頭骨厚度和聲學性質的空間變化。如果窄超聲波波束直接穿過頭骨，誤差修正可能不是必須的。如果使用大面積的排列，就可以采用非創性誤差修正算法。
非創性相位誤差修正可以運用于恢復穿過頭骨的焦點。在這樣的案例中，可以小心地使用體外頭骨的CT掃描配準信息預測相位失真。但是，影像硬件也可能全部的相位失真可以通過頭骨底部的反射信號預測。反射點在大腦中起到實質變送器的作用，而且可以用于大腦中任一點的聚焦。上述方法的成功可以改善聚焦和逐步地消除對頭部CT掃描的需求。實踐中，具有中心頻率在大約0.5MHz和2MHz之間的變頻器排列和至少100個元件可能用于幫助確保充足的波束操縱能力。
信號的改進可以根據信噪比(SNR)和減少目標失真和準確目標定位的測量值進行量化。設備安裝(例如，附圖2所示)優先使用快速開關多路復用器以允許記錄波形，波形來自橫過排列的多通道。展現在附圖20中的是0度和33度入射角的圖像對比，顯示在33度角減少的圖像噪音。
診斷應用-空洞成像穿骨方法的應用不僅可以運用與大腦，還可以在頭骨中被感染的充滿液體的竇腔中運用。參考附圖21，為了說明適應性，研制的塑料模型130提供可以充滿和派排干液體(水)的空洞134。促動1MHz的中心頻率Panametrics變頻器132產生脈沖發射信號在以下四個位置之一穿過模型130(1)高角度超聲波入射(＞45°)以引發剪切波在具有充滿空氣的空洞134的模型130中傳播；(2)高角度超聲波入射充滿水的空洞134；(3)低角度超聲波入射(＜5°)并提供幾乎所有縱向波在具有充滿空氣的空洞134的模型130中的傳播；和(4)低角度入射充滿水的空洞134；使用剪切波的空洞成像的實例的優勢體現在附圖22A-B顯示的實驗結果中。附圖22A顯示當空洞充滿空氣和充滿液體時的高角度信號的時間關系曲線圖的戲劇性的差別。對比而言，附圖22B顯示的縱向結果在通過附加骨骼自身范圍內的反射的信號信息的充滿空氣和液體的案例中都是復雜的，使得成像位置的準確診斷變得困難。上述結論建議在實踐中剪切模式可以作為一種確定竇腔中存在液體的方法應用于臨床。
討論最初的模擬和實驗測量結果表明連貫的聚焦超聲波波束可以作為純粹的剪切波在頭骨中傳輸。當驅動頻率接近0.7MHz時，峰值振幅穿過頭骨是由于骨骼中的剪切傳播被發現與縱向傳播相似，有時驅動頻率高于0.7MHz。而且，剪切波經歷減少全部相位移動的事實確定在大腦中大面積區域內使用的簡化和擴展非創性穿骨調焦方法的能力。盡管剪切振幅低于縱向模式，證據表面當傳播通過骨骼的局部區域時，所有波束可能遭受較少的失真。而且，剪切模式遭受較少的相位失真，大概是由于剪切波速和水中的聲速的相似性。在軟組織中發現可以比較的相似性。模擬數據和測量數據之間的更加精確的相關性可以通過使用更加正確的頭骨中剪切波速的測量方法獲得。
存在幾種有意在穿骨應用中使用剪切波的直接指示的可能(盡管本發明對上述應用沒有限制)。首先，剪切波傳播可能被附加到在高入射角度時改進調焦而先存在的非創性穿骨相位算法中。當調焦接近頭骨表面時這是極其重要的，使用高角度入射。第二，剪切波傳播可以運用于穿骨成像，窄的超聲波波束以有意的高入射角度直接穿過頭骨。第三，剪切波傳播可以潛在地通過頻率多普勒轉移探測大腦中的流動。所有上述技術可以在討論的輔助兆赫頻率范圍內執行。
其它實施例在附屬權利要求的范圍和主旨之內。例如，由于軟件特性，上述功能可以通過使用軟件、硬件、固件、硬編碼或它們的結合來實現。特征執行功能也可以在不同的位置被物理地定位，包括被分配以致部分功能被在不同的物理位置執行。進一步，如果使用具有不同頻率和相位的不同的脈沖，每一個脈沖不必只具有一個頻率和一個相位；一種或更多的脈沖可以具有不止一個頻率和/或振幅。而且，入射超聲波能量不用對準對象，上文的縱向臨界角度是為了產生剪切波。入射角度可以小于Snell’s角度，例如，對象的表面法線和/或對象的骨骼。然而，優選的是，以介于縱向波和剪切波的臨界角度之間的角度引導能量入射，這樣可以幫助產生需要的剪切波能量的數量。
附件A壓力振幅通過解答方程式(1)、(2)、(3)和(8)中描述的速度勢來計算。獲得方程式的線性代數聯立解之后，可能顯示骨骼中的剪切波和縱向波振幅由以下方程式給出ASII(θI)=-4ALIcI2kI2kLIIρIcosθIcosθLIIsinθLII/kSIIDII(θI)ρIIcosθI+cII2kIρIICII(θI)...(9)]]>和ALII(θI)=2ALIcII2kI2kSIIρIcosθIcos2θSII/kLIIDII(θI)ρIIcosθI+cII2kIρIcosθLBII(θI)...(10)]]>其中BII(θI)=kSIIcos2θSII+2kLIIsinθLIIsinθSII,...(11)]]>CII(θI)=kScosθLIIcos2θSII+kLsin2θSIIsinθSII,...(12)]]>DII(θI)=kLIIkSII(cLII2cos2θSII-2cSII2sinθLIIsin(θLII-2θSII)),...(13)]]>和傳輸角度被理解為θ的函數，與Snell’s定律有關，sinθIcI=sinθLIIcLII=sinθSIIcSII....(14)]]>傳輸進大腦的光波振幅來自入射的縱向波和剪切波，與ALSIII(θI)=-(2ASII(θI)cS2kS2ρskcosθLII′(kScos2θSII′+2kLsinθSII′)sin2θSII′)/kIIID(θI)ρIIcosθIII+cIII2kIIIρIIICII(θI)...(15)]]>和
ALLIII(θI)=2ALII(θI)kLII2ρIIcosθL(cLII2-cSII2+cSII2cos2θLII)BII(θI)/kIIIρIIcosθIIIDII(θI)+cIII2kIIIρIIIcosθLIIBII(θI)....(16)]]>相等。
附件B無論層與層之間是否平行，傳遞函數仍然寫成封閉的解析式。由于厚度與Z軸交叉，Zn，聲速Cn，和每一層的密度(n＝I，II，III)，單位矢量垂直與層表面 是由計算得出的。給定的波矢量 光線路徑從(0，0，Z0)任何兩個表面界面穿過的距離cS=μρ,...(7)]]>cL=λ+2μρ]]>其中，正如附圖2所描述的， 是沿層伸展的矢量從Z軸到光線在層上的截距。沿波矢量路徑的單位矢量由 給定。此外，理解取決于光線矢量方位的頻率。因而斷定，光線位置矢量應當等于R→nxy=|R→nxy|k→nxy.]]>盡管，已知初始波矢量方位 第一層和隨后層的光波矢量方向必須使用關系式計算得出。
1cn(n^n+1×k^nxy)=1cn+1(n^n+1×k^n+1xy),...(18)]]>這是Snell’s定律在三維空間中的結論，在三維空間中要求入射光矢量、傳輸光矢量和法線矢量都在同一平面上。在方程式(18)右邊的傳輸光矢量可以通過在方程式兩邊用 交叉獲得。使用交叉乘積關系，可以顯示為k^n+1xy=cn+1cn(k^nxy-cosγin+1xyn^n+1)+cosγin+1xyn^n+1...(19)]]>nth層的入射單位波矢量與(n-1)st層傳輸光波相等。除了附圖2所示的0th層以外，為計算方程式(17)發現 給定橫過Z軸的每一層的厚度，光線 和n+1層的表面的交集的點是r→n+1=R→n+r→n-z→n....(20)]]>一系列N層之上，光線相位到達Nth平面ΦR( ω)是方程式(17)給定的相位作用的每一路徑長度的總和。空間相位在Z平面，與N的光線相位相關ΦN(k→Nxy,ω)=ΦR(k→Nxy,ω)-2πKNrNsinγNxy,]]>在附圖2中舉例說明。以極坐標角度γoxy(ω)離開初始平面的光線將以由N-1單位矢量 確定新的方向γNxy(ω)到達Z平面。
φ(k→Nxy,ω,z)=φ(k→0xy,ω,z0)+Σn=0N-1kn(z→n-γ→n)·n^n+1k^n·n^n+1-sinγNxy(ω),...(21)]]>既定Φ( ω，z0)， 的相位(kx，ky，ω，z0)在初始平面。
Z層平面的壓力可以根據方程式(21)的光線相位來表達和傳遞系數由p~(k→Nxy,ω,z)=p~(k→0xy,ω,z0)e-isinγNxy(ω)[Πn=1N-1Tnxy(ω)eiφN(k→Nxy,ω,z)],...(22)]]>給出。
其中，方程式(22)右邊方括號里面的項可以被認為是繪制從k0空間到新kn空間算符。在現存的問題中，振幅、T由方程式(15)和(16)和總和角度γNxy給出。在實踐中，繪制需要插值以產生線性空間矩陣Z。
權利要求
1.釋放使用剪切波的超聲波信號的方法，方法包括一部分至少第一超聲波波束以至少與對象的表面相關的第一入射角度照射到對象以在對象中產生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對象的需要部位中的第一超聲波能量的實質部分。
2.根據權利要求1的方法，其中運用于骨骼表面的部分第一超聲波主波束介于與對象相關的縱向波臨界角度和與對象相關的剪切波臨界角度之間。
3.根據權利要求1的方法，其中運用的部分至少第一超聲波主波束包括在多入射角度時運用超聲波能量在所需要的部位聚焦超聲波能量，多個入射角度介于與對象相關的縱向波臨界角度和與對象相關的剪切波臨界角度之間。
4.根據權利要求1的方法進一步包括對對象運用至少一部分第二超聲波波束，以致在對象中產生剪切波并在對象的所需要的部位產生第二超聲波；產生至少一部分所需要的部位的圖像；以及從圖像中識別，部分第二超聲波波束的超聲波能量是否以需要的方式到達所需要的部位。
5.根據權利要求1的方法，其中部分第一超聲波主波束的的運用包括在骨骼中至少部分第一超聲波波束的運用。
6.根據權利要求5的方法，其中骨骼是指頭骨，而且其中部分第一超聲波波束以至少第一臨界角度照射到頭骨上，以便于在頭骨范圍內到達需要部位。
7.根據權利要求1的方法，其中部分第一超聲波波束在不同頻率的多次脈沖中運用。
8.根據權利要求7的方法，其中不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內。
9.根據權利要求7的方法，其中不同的頻率在大約0.2MHz-3MHz的頻率范圍內。
10.根據權利要求7的方法，其中脈沖持續時間在大約1周期到連續周期的范圍內。
11.根據權利要求1的方法，其中部分至少第一超聲波波束的運用包括對對象使用一部分第三超聲波波束以在對象中產生剪切波，并在需要部位產生第三超聲剪切波。
12.根據權利要求11的方法，其中部分第三超聲波波束與部分第一超聲波波束分離。
13.根據權利要求1的方法，其中部分至少第一超聲波波束的運用包括在第四臨界角度對對象使用一部分第四超聲波波束，第四臨界角度小于與對象相關的縱向波臨界角度。
14.將使用剪切波的超聲波信號釋放到對象的目標部位的系統，該系統包括光源經過配置發射超聲波能量；以及引導裝置，與光源耦合，用于產生一部分至少發射出去的超聲波能量的第一主波束，第一主波束將入射到對象表面以在對象中產生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對象的目標部位中的第一超聲波能量的實質部分。
15.根據權利要求14的系統，其中引導裝置經過配置用于以第一角度引導對象表面的第一主波束，第一角度介于與對象相聯系的縱向波臨界角度和與對象相聯系的剪切波臨界角度之間。
16.根據權利要求15的系統，其中引導裝置包括至少(1)遠程位置調節器用于機械引導與光源相關的法線方向以第一角度照射到表面，和(2)相位/延遲調節器，其中光源包括多個輻射元件，配置的相位/延遲調節器用于調節至少多個輻射元件的相位和延遲電控操縱到至少第一主波束。
17.根據權利要求16的系統，其中遠程位置調節器經過配置至少(1)以固定的方式與對象和光源耦合以致法線在第一角度直接照射表面，和(2)機械調整光源以致法線在第一角度直接照射表面。
18.根據權利要求16的系統，其中光源包括發射超聲波能量的多個元件，系統包括控制器配置和耦合以產生至少一部分光源以發射超聲波能量，處理發射出去的能量中反射能量的標簽以確定與光源相關的至少一部分表面的定位，以及激發帶有至少部分位于介于縱向臨界角度和剪切波臨界角度之間的一部分表面的主波束的光源唯一元件。
19.根據權利要求18的系統，其中控制器處理返回能量的標簽以形成至少一部分表面的圖像。
20.根據權利要求15的系統，其中控制器與光源耦合并用于激發光源產生第一主波束和第二主波束，至少部分第一主波束和第二主波束以第二角度入射到對象表面，第二角度介于與對象相聯系的縱向波臨界角度和與對象相聯系的剪切波臨界角度之間，以致光源的第二主波束的超聲波能量可以在對象中產生剪切波，而且第二主波束的能量將到達目標部位，其中第二角度不同于第一角度。
21.權利要求14的系統包括與光源耦合的控制器被配置用于激發光源產生向目標部位發出能量的第一主波束。
22.權利要求14的系統包括與光源耦合的控制器和配置用于激發光源產生具有多個不同頻率的脈沖的第一主波束。
23.根據權利要求22的系統，其中不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內。
24.根據權利要求23的系統，其中不同的頻率在大約0.2MHz-大約3MHz的頻率范圍內。
25.根據權利要求22的系統，其中脈沖持續時間在大約1周期到連續周期的范圍內。
26.權利要求14的系統包括與光源耦合的控制器被配置用于激發光源產生第一主波束和第三波束，至少部分第一主波束和第三波束以第三角度入射到對象表面，第三角度小于與對象相關聯的縱向臨界角度。
27.釋放使用剪切波的超聲波信號到對象的目標部位的系統，系統包括光源經過配置用于發射超聲波能量；與光源耦合的控制器被配置用于激發光源向對象發射超聲波能量；以及定位裝置與光源耦合并且確保第一主波束的一部分波束來自至少一部分光源，光源以第一角度照射骨骼的一部分表面，第一角度介于與對象相關的縱向臨界角度和與對象相關的剪切臨界角度之間，以致第一主波束的超聲波能量在對象中產生剪切波，同時發射的超聲波能量將到達目標部位；其中控制器激發光源發射多脈沖的能量，每一個脈沖具有不同的頻率。
28.根據權利要求23的系統，其中光源包括發射超聲波能量的多個元件，其中經過配置的控制器抑制至少如下激發(1)一部分光源產生第二主波束，至少部分第二主波束以第二角度入射到對象的部分表面，第二角度小于縱向臨界角度，和(2)一部分光源產生第三主波束，至少部分第三主波束以第三角度入射到對象的部分表面，第三角度大于剪切波臨界角度。
29.根據權利要求27的系統，其中不同的頻率在大約0.1MHz-大約5MHz的頻率范圍內。
30.根據權利要求29的系統，其中不同的頻率在大約0.2MHz-大約3MHz的頻率范圍內。
31.根據權利要求29的系統，其中脈沖持續時間在大約1周期到連續周期的范圍內。
32.根據權利要求27的系統，其中定位裝置與對象耦合以機械確定與需要的對象相關的光源位置。
33.根據權利要求27的系統，其中光源包括發射超聲波能量的多個元件，其中定位裝置被配置同于影響元件的相位以電控操縱第一主波束。而且控制器從返回能量中產生線性圖像。
全文摘要
釋放使用剪切波的超聲波信號的方法，方法包括一部分至少第一超聲波波束以至少與對象的表面相關的第一入射角度照射到對象以在對象中產生剪切波，剪切波的能量形成在臨床水平上對象的所需要部位中的第一超聲波能量的實質部分。
文檔編號A61B8/00GK1809399SQ200480017100
公開日2006年7月26日 申請日期2004年4月12日 優先權日2003年4月17日
發明者庫勒沃·海尼內, 格雷戈里·T·克萊門特 申請人:布賴漢姆婦女醫院