本申请一般地涉及超声治疗系统，并且更具体地涉及用于通过以下方式改进超声治疗的有效性的方法，即，通过对发送到超声换能器的电信号使用相位调制来减小由这样的换能器引起的电磁干扰(emi)。
背景技术：
超声换能器已经被用于超声治疗系统中以实现病变组织和其他组织的治疗加热。操作来形成超声能量的射束的超声换能器阵列在受影响的组织区域或处置体积(treatmentvolume)中使声音转换为热能、随后在处置体积中引起有益的温度升高。
在图像引导的超声治疗系统中，患者和超声治疗设备一般被设置在成像体积(诸如磁共振成像(mri)设备)中，这使得可以引导敷抹器放置，并且另外使得可以通过提供可从其计算温度图的实时数据来监视组织的处置效果。临床操作者然后可以监视处置体积或病变组织内的治疗的进展，并且可以基于来自结果的输入和处置的进展来对超声功率信号做出手动或自动改变。通过适当地监视加热效果，超声治疗系统可以被用来处置有害细胞并且在使对于健康组织的损害最小化的同时可控地摧毁肿瘤。
在男性中证实使用mri引导的经尿道超声治疗系统处置诸如前列腺癌的疾病的工作已经被进行。参见例如chopra等人，“mri-compatibletransurethralultrasoundsystemforthetreatmentoflocalizedprostatecancerusingrotationalcontrol”,medphys35(4):1346-1357,2008年。还参见美国公开2007/0239062；美国专利6,589,174，“techniqueandapparatusforultrasoundtherapy”，2003年；美国专利7,771,418，“treatmentofdiseasedtissueusingcontrolledultrasonicheating”，2010年；美国专利8,998,889，“systemandmethodforcontrolandmonitoringofconformalthermaltherapy”，2015年；美国专利9,707,413，“ultrasonictherapyapplicator”，2017年。这样的系统(包括本申请人所进行的或者为本申请人进行的累积的公布的且获得专利权的工作，所有这些工作特此通过引用并入)教导了对病变的前列腺使用经尿道超声能量以在病变的组织中达到期望的目标温度以实现临床结果，所述临床结果通常是前列腺中的病变组织细胞的坏死。实时的处置的mri引导和温度监视使得能够控制供给超声治疗换能器的功率，而且还控制沿着在病变的前列腺附近插入到患者的尿道中的细长敷抹器轴向设置的这样的换能器阵列的旋转。
如本领域中技术人员已知的，超声换能器被构造和操作为获取电功率并且在一般被称为转导的过程中从换能器元件的表面生成超声能量波。转导的性质和程度取决于用于构造换能器的材料、换能器几何形状以及输入到换能器的电输入。构造超声换能器所用的常见的材料是以几种形式出现的压电换能器晶体材料(锆钛酸铅，pzt)。
在以上引述的来源中所公开的用于超声热治疗的系统中，通常在频带4-4.5mhz和13-14.4mhz中产生射频(rf)电输出，并且使用该输出来驱动将电能量转换为声学压力(例如，超声)的多达10个压电元件。所述元件可以在相对较高的功率下被驱动，分别地，在低频带和高频带处在大约4w和2w的功率下被驱动，并且已知的是，pzt材料可以产生非线性响应。这种情况的影响是产生以谐波形式的电磁干扰(emi)，所述谐波可能污染mri图像，并且当换能器被用在mri设备内部时，可能干扰mri测温，这使其操作依赖于rf电磁信号。这样的emi是由在换能器元件中产生的电场、以及由于流入和流出换能器元件的电流产生的磁场引起的，因为如本领域中众所周知的，时变的电场和磁场可以产生电磁辐射。
因此，需要通过减小emi来改进超声热治疗的准确性和有效性。当emi的来源被部署在人体内部的狭窄的空间中(例如，男性尿道和前列腺中)时，传统的屏蔽方法不总是可行的，或者具有有限的功效。因此，需要不增大部署的设备的主体、因此没有伤害患者的风险、减小emi的其他方法。本公开是针对用于通过调整发送到超声换能器阵列中的不同换能器的电信号的相位角来减小由于该阵列引起的emi的方法。
技术实现要素：
本文中的公开是针对用于通过使用相位调制技术减小由于超声换能器阵列和连接到这样的换能器的电线引起的电磁干扰来改进治疗过程和其他过程中的超声的使用的有效性的方法。所提出的方法为发送到相应的换能器的信号确定并且实现相位偏移角，以便通过阵列中的相应的换能器产生的电场和电流的相互偏移来实现emi的最佳减小程度。
实施方案是针对一种减小由于作为热治疗设备中的超声换能器阵列的一部分的超声换能器集合引起的电磁干扰的方法，所述集合包括n个换能器，所述集合中的每个换能器对应于作用的信道，并且被用成一振幅、频率和相位角的驱动信号电驱动，所述驱动信号的所述频率对于所述集合中的所有换能器都是相同的，所述方法包括确定和设置每个驱动信号的相位角θ1，θ2，....，θn，这样的相位角的确定和设置包括：确定每个换能器的相应的驱动信号的振幅a1，a2，...，an，每个振幅是非负实数；确定所述振幅am中的一个是否大于除了am之外的所有振幅的总和a1 a2 ...am-1 am-1 am 1 ... an；如果am大于或等于这样的其他的振幅的总和，则对于所有的不等于m的i，设置θm＝180°，并且设置θi＝0°；如果am小于这样的其他的振幅的总和：确定矢量
并且对于所有的θi，除了θa和θb之外，设置θi＝cos-1oi。
另一个实施方案是针对一种用于减小操作电驱动的超声热治疗设备时的电磁干扰的方法，所述方法包括：相对于指定的处置区域定位包括所述设备的超声阵列的所述设备；在耦合到所述治疗设备的基于计算机的主机单元中，确定共同的驱动频率，并且确定用其驱动所述阵列的多个换能器元件中的每个的振幅；用相应的电压源产生的相应的驱动信号驱动所述多个换能器元件中的每个，用于每个元件的所述驱动信号包括所述共同的驱动频率、所述振幅和相应的相位角；以及修改至少一个驱动信号的相位角以减小所述热治疗设备的净电磁输出。
处置区域可以是患者的身体内的内腔、孔口或其他自然体积或人造体积，包括尿道、直肠或其他器官或腔体。在这样的情况下，处置在内部(例如，经尿道)被递送。在其他情况下，处置从外部被递送给身体，并且超声能量被引导到身体中，例如，通过患者的皮肤、外部的器官和组织层。处置设备因此可以包括成直线(沿着直线装置的行或轴线)的阵列，或者可以是具有弯曲的、有轮廓的或其他的几何布置的几何聚焦的阵列。
附图说明
为了更充分地理解本发明的性质和优点，结合附图参照以下对优选实施方案的详细描述，在附图中：
图1图示说明用于向患者提供图像引导的超声治疗的示例性系统；
图2图示说明示例性超声阵列；
图3是图示说明两换能器阵列的简化模型的示意性电路图，通过该电路图，展示了构成本文中所公开的方法的基础的某些原理；
图4是两音调混音模型的示意图，该图进一步展示了构成本文中所描述的方法的基础的原理中的一些；
图5是示出在使用本文中所公开的方法的情况和不使用本文中所公开的方法的情况这两种情况下被驱动的两个换能器的结果的说明性绘图，该图展示了通过使用这样的方法获得的结果；
图6a、6b、6c和6d是用几何展示本文中所公开的方法的某些方面的矢量图；以及
图7a、7b、7c和7d图示说明示出根据实施方案的、本文中所公开的方法的操作的流程图。
具体实施方式
本文中的公开是针对用于使用相位调制技术来减小由于用于超声热治疗的设备中的超声换能器的多元素阵列引起的emi的方法。
图1图示说明用于向患者提供图像引导的超声治疗的示例性系统10。简化的图示示出了主计算机100，诸如便携式pc、工作站、或具有处理器、存储器并且耦合到某个输入/输出设备的其他处理装置。主计算机100可以包括显示器，并且可以支持用户界面110以便利热治疗处置过程的控制和观察。
主计算机100适于通过计算机接口连接器120耦合到其他系统和组件。连接装置120将数据和信息传载到主计算机100并且从主计算机100传载数据和信息，并且可以包括标准的或专用的电布线连接电缆，诸如串联连接电缆等。此外，连接装置120可以如无线通信领域中的技术人员已知的那样无线地实现，并且可以进一步通过多次连接、通过网络、或者通过另一合适的方法来实现。
在一些实施方案中，主计算机100通过连接装置120耦合到功率控制单元130。功率控制单元130可以被实现为独立的硬件设备，但是可以被实现为主计算机100的一部分，例如，通过被构建到容纳这样的硬件组件的计算机或服务器系统中的特殊卡中。
功率控制单元130可以专门至少包括适于处理机器或程序指令的处理器，这些指令可以从系统10的另一组件提供给处理器，并且可以被存储在功率控制单元130中的存储器装置上。包括模拟和/或数字电路系统的电路系统可以在功率控制单元130内被操作以便确定供给超声治疗设备150中的一个或更多个超声治疗换能器元件的输出功率。
在一些实施方案中，功率控制单元130可以将受控的电驱动信号递送给超声治疗设备150中的多个超声换能器元件(例如，pzt阵列元件)。驱动信号可以被控制为将程控的功率量递送给治疗设备150的每个元件或一组元件。驱动信号也可以被控制为向治疗设备150的所述超声换能器提供确定的驱动电压、电流、振幅、波形或频率。如本文中所讨论的，驱动信号的相对相位也可以被控制为例如减小emi。这样的电驱动信号通过合适的导线、电缆或总线140从功率控制单元130被传载到超声治疗设备150。适当的插件接口或连接器可以被包括以便配合与它们的相关联的组件往来的连接器或总线的各种端部。
在操作中，超声治疗设备150包括部分155，该部分155被插入到患者的身体的一部分中，以将合适剂量的超声能量递送给患者的身体的病变的区域中的组织。
患者和超声治疗设备150一般被设置在成像体积160(诸如磁共振成像(mri)设备)中，成像体积160可以将患者的相关部分(例如，处置体积)的实时图像提供给主计算机100或显示器和用户界面110。在一些实施方案中，热治疗的实时监视被执行以使得临床操作者可以监视处置体积或病变的组织内的治疗的进展。可以基于来自结果的输入和处置的进展来对来自功率控制单元130的功率信号做出手动或自动改变。
处置系统组件对于系统10中的控制组件的反馈和耦合可以被用来确保最佳的射频(rf)功率信号被提供给病变的组织的处置中所用的超声阵列155的每个元件。一些示例包括在男性患者中使用mri引导的超声治疗应用的前列腺癌肿瘤的处置。
rf功率控制单元130可以包括单独的具有单个的处理器、放大器、滤波器和其他组件的电路卡以实现输出到超声处置设备150的超声阵列155的元件的期望的驱动功率。可替换地，单个处理器可以被用来控制对于每个阵列元件的各种功率信道的行为。
图2图示说明超声阵列200，超声阵列200与超声阵列155可以是相同的。超声阵列200中的每个超声换能器205经由至少一个电线220被单独的电压源210驱动。因此，用于每个换能器205的每个驱动信号的电压和相对相位可以被控制。电压源210被包括在rf功率控制单元230中，rf功率控制单元230与rf功率控制单元130可以是相同的。注意，rf功率控制单元230可以包括附加的组件，诸如如以上关于rf功率控制单元130讨论的电路、处理器、放大器、滤波器和其他组件。
每个换能器205具有2个电端子，其中第一个经由被称为驱动线的电线被电连接到其相应的电压源210的一个端子，并且其中第二个与其他所有的这样的第二换能器端子共同地，经由被称为返回线或地线的电线被电连接到电压源210的其他端子。驱动线(阵列200中的每个超声换能器一个)和公共返回线连接到敷抹器的近端，并且延伸到电压源210。当所述设备被用于热治疗时，在典型的布置中，敷抹器将被插入到患者的身体的内部以在身体的接收治疗的一部分的附近，例如，被经尿道插入到病变的男性前列腺的附近，此时患者在mri机器的内部。通常被一起绑在单个护套的内部的驱动线和返回线从敷抹器延伸到mri机器的外部，在mri机器中，安置了电压源，连同用于控制所述设备的各种装置，诸如rf功率控制单元230。
换能器(每个由单独的电压源驱动)的线性阵列的使用使得可以更精确地控制对于正被处置的组织的超声能量的应用，从而与换能器全都在相同的电压下被驱动时的情况相比，提高热治疗的有效性。在对于每个换能器使用单独的电压源的情况下，每个换能器的电压振幅可以根据处置计划，响应于反馈被动态地调整，以在任何给定的时间，保持针对每个换能器的位置和方向输出的超声的最佳水平。用于使用超声控制和监视热治疗的系统和方法在例如标题为“用于超声治疗系统的rf功率控制器(rfpowercontrollerforultrasoundtherapysystem)”的美国专利申请公开no.2011/0270366和标题为“用于适形热治疗的控制和监视的系统和方法(systemandmethodforcontrolandmonitoringofconformalthermaltherapy)”的美国专利no.8,998,889中被描述，这些专利和申请特此通过引用并入。
每个电压源以给定的电压振幅(任何给定时间时的该振幅由处置计划以及系统的控制算法和机制确定)将给定频率(被称为驱动频率)的交流(ac)信号(通常是正弦信号)发送给换能器中的一个。ac电压信号在换能器内引起振荡电场，这继而借助于压电感应在换能器中引起机械振荡；这些机械振荡将超声声学能量传送到正被处置的组织中，其中这样的能量最终被转换为热能以实现预期的治疗效果。
如以上所指出的，mri设备内部的emi可以产生于由流过驱动线和返回线的电流产生的磁场、以及在换能器中产生的电场。当多个换能器被单独的电压源以共同的驱动频率驱动时，可以通过使电压信号彼此异相来减小来自这些源的emi。这样，通过叠加原理，方向彼此相反的电场分量彼此将会叠加和偏移，如方向彼此相反的电流将会叠加和偏移的那样。当多个超声换能器被部署在线性阵列上彼此邻近时，换能器产生的电场将在空间上部分重叠。类似地，彼此紧邻的导线(诸如驱动线)产生的磁场也将在空间上重叠。因此在两种情况下，方向相反的场将会偏移，从而减小emi。并且返回线中的电流是来自所有的换能器的电流的叠加，所以这样的电流将直接偏移到它们在相反方向上的程度，从而减小由这样的电流引起的任何的因此而产生的磁场。
本文中所公开的相位调制方法背后的原理可以通过考虑包括用共同的频率驱动的2个超声换能器的阵列的简单情况来证实。图3是示出2个换能器301和302的简化的示意图，每个换能器被表示为电容器，每个换能器被连接到正弦电压源311和312中的一个，并且由该电压源供电，被驱动线321和322连接，并且被共享的返回线324连接。换能器301和302内的和周围的电场分别用场线331和332示出。
来源于源311和312的正弦电压信号可以被描述为时间的函数如下：
v1(t)＝acos(ω0t φ1)
v2(t)＝bcos(ω0t φ2)
这里，a和b是相应信号的电压振幅，ω0是基于2π弧度或360度的整个周期，以每秒弧度为单位或者可替换地以每秒度数为单位测量的共同的驱动频率，φ1和φ2是以弧度为单位或者可替换地以度数为单位测量的相位角或相位偏移。
注意，给定频率ω的正弦信号可以被认为是在复平面中、以每秒ω弧度(或度数)或者每一个2π弧度(或360度)一个整周期的速率逆时针旋转的相位矢量或相量；矢量的长度或幅值是信号的振幅，并且任何给定时间的信号等于相量到水平(实)轴(即，相量的实数部分)上的投影。信号的相位偏移或相位角是在时间t＝0、被指定为周期的起点的任意时间(该时间对于正被考虑的所有相量是相同的)、从轴到相量逆时针测量的、相量的相对于正实轴的角度位置。当共同的频率的多个ac信号被表达为相量时，矢量算术可以被用来计算这样的信号的组合效果。本文中所公开的方法使用这样的计算技术。
返回到图3，流过换能器301和302的电流分别指定为i1和i2，其中返回线324中的电流被指定为it，其中it＝i1 i2。如果相位角φ1和φ2被设置为使得v1和v2为相反的相位，诸如通过设置φ1＝0°和φ2＝180°，并且a＝b，即，信号的幅值相等，则v1＝-v2并且i1＝-i2，并且和it＝i1 i2将被相加为零，即，流过换能器的净电流为零，并且返回线中的电流为零。
该情形在图3中被描绘，在图3中，电场线331和332被示为指向相反的方向；换能器中的电场的方向将取决于施加的电压的意义。假定，换能器301和302在物理上彼此并联，因为它们将在线性换能器阵列上。可以看出，来自相应的换能器301和302的电场在换能器之间的空间333中重叠。按照叠加原理，同一空间中的这样的重叠的场将会彼此偏移到它们指向相反的方向的程度。这种场抵消使由这样的场引起的rf发射减小。另外，来自返回线的辐射减小，因为返回线传载更小的电流，因此产生更小的磁场。此外，由于这样的电流的方向相反，驱动线中的电流产生的磁场将是彼此反向的，因此这样的磁场也将彼此叠加和偏移，进一步减小rf发射。
超声换能器中所用的压电材料(诸如pzt)已经被观察到响应于施加的信号，表现出非线性行为。在两个作用的元件的简单的情况下，两音调非线性混合模型可以被用来理解因此而产生的谐波和互调内容：
在以上方程中，v1和v2表示施加于两个被驱动(在这种情况下，以ω0的共同的频率操作)的元件的信号。功率电平自由变化。v0是包含新的谐波和互调内容的“混合器”的输出，这里用pzt传递函数的幂级数逼近表示。图4以示意性的形式示出混合模型。输入信号410和420被馈送到混合器400中，混合器400输出信号430。为了简化，特定于压电的模型参数已经被忽视。在a＝b并且信号为相反相位(例如，φ1＝0°并且φ2＝180°)的情况下，那么v1＝-v2并且求和项取消，从而消除了谐波内容。
在两个元件的情况下对信号进行相位调制的效果可以在图5中被看见，图5描绘了基于当以相同的振幅和频率(可替代地同相的和异相180度)驱动2个元件时获得的实验结果的说明性绘图500。水平轴510表示频率，垂直轴520表示组合信号的功率。迹线530示出同相(φ1＝φ2)驱动信号的组合，而迹线540示出异相(φ1 180°＝φ2)驱动信号的组合。峰550表示以被驱动的压电元件的自然频率的整数倍出现的谐波。可以容易地看出，当驱动信号异相时，峰低得多，从而证实了由彼此异相的驱动信号造成的谐波内容大幅减少。
rf电压信号可以是提前的或推迟的，也就是说，它们可以使它们的相位角被调整，而不极大地影响对于目标的超声声学能量的递送。换能器产生的超声能量取决于驱动该换能器的电压信号的振幅和频率，而它不取决于该信号的相位；并且这样的能量在取决于换能器的位置和几何形状以及周围组织、而不取决于该信号的相位的方向上被传送。因此，本文中所公开的方法(其涉及选择并且实现用于驱动超声换能器阵列的各种信号的不同的相位角)对于减小来自这样的信号的emi是有效的，同时保持这样的信号对于驱动换能器以实现期望的治疗目标的有效性。
以上所讨论的两元件模型可以容易地被扩展到多个元件，其中这样的元件的一个或更多个子集被以共同的频率驱动。分配相位角的简单的方法将是将共同的频率的交替的元件设置为0/180/0/180…度。然而，该方法只有在所有元件上输出的功率相同时才是最佳的。在许多超声应用中，可取的是，以相同的频率、但是不同的功率电平驱动阵列上的不同的换能器元件，并且在过程期间，响应于反馈动态地调整这样的功率电平以便实现该过程的治疗目标或其他目标。就在换能器元件之间并且随着时间变化的功率电平而言，需要更好的算法。
本文中所公开的方法是针对确定并且设置驱动超声换能器阵列的正弦电压信号集合的相位角，以使得对于给定驱动频率的每个信号子集，这样的子集中的所有信号的矢量和最小化。在计算矢量和时，给定频率的每个电压信号被表达为相量，也就是说，被表达为复平面中的具有一长度、或等于该信号的振幅的幅值、并且成从正实轴逆时针测量的、等于这样的信号的相位角或相位偏移的角度的矢量。也就是说，诸如v1(t)＝a1cos(ω0t φ1)的信号在相量表示法中将被表示为长度为a1的、从正实(即，指向右的)轴逆时针指向角度φ1的矢量。可替换地，作为矢量，相量可以用其分量(即，其实数部分和虚数部分)被表示为[a1cosφ1，a1sinφ1]、或者被表示为单个复数
给定频率的所有信号的矢量和将是表示正被发送到阵列中的正被以该频率驱动的所有换能器的净信号。通过最小化该净信号，驱动线和返回线中的净电流(其电流与这样的线传载的电压信号成比例)也将最小化。所述线中的净电流的减小将使由这样的电流引起的磁场减小，从而将使rf发射减小。同样地，施加于设置在线性阵列上、因此物理上彼此并联的超声换能器元件的净电压的减小将导致这样的换能器产生的电场的偏移更大，从而来自这样的场的rf发射减小。
对于正被以给定的共同的频率驱动的给定的换能器子集，本文中所公开的算法可以被用来优化发送到集合中的每个换能器的信号的相应的相位角。设n为子集中的换能器的数量，并且设a1、a2等一直到an为将被发送到集合中的换能器的信号的相应的振幅(在电压上，或者可替换地在功率上)；这样的振幅将通过用于这样的目的的任何手段来确定和选择，以便实现超声过程的治疗目标和/或其他目标。注意，所有的ai都是非负数，并且对于所有的作用的信道，一般都将是正的。(不作用的信道将用零振幅表示)。目标是找到相位角θ1,θ2,…,θn的集合以使得所有的相量的矢量和最小化。
所述算法继续进行如下：定义由振幅组成的n矢量(也就是说，n个标量量的有序集合)
作为第一遍或粗略的逼近，我们仅考虑0度和180度的相位角、以及这样的角度的什么组合将使总信号最小化。180度的相位角等同于将信号乘以-1，从而使该级的计算简化。计算振幅的和并且确定最大振幅：
amax＝max[a1，a2，…，an]
确定
尤其是当数量较多的(例如，10个)换能器被以给定频率驱动时，情况通常可以是，最大的振幅将不大于所有其他的振幅的和，即，
所述算法中的下一个步骤是确定将得到具有最小幅值或绝对值的残留的r的相位偏移矢量
这里，pk是所有的可能的2n个相位偏移矢量。例如，如果n＝3，则
设
可能存在多于一个的这样的
如果rmin＝0，则电压信号的整个偏移可以通过根据
如果rmin>0，则这样(即，根据粗略逼近步骤)设置相位角将不会得到电压信号的整个偏移，而是将使净信号减小到振幅rmin中的一个。在这种情况下，所述算法继续通过获取电压信号中的两个并且进一步调整它们的相位角以便实现自所有信号的整个偏移。
我们将n矢量
假定
注意，对于rmin>0，在
注意，γ不总是负的。(如果γ是正的，则rmin将不会是最小的可能的残差，因为它可以通过将pa和pb这二者的符号反过来而变得更小。)还注意，γ的幅值将小于α和β的和(如果γ不是，则我们将具有rmin<0)。γ的幅值将大于α和β的差：
γ＜0
α-β＜|γ|＜|α β|
量γ表示来自除了α和β所表示的那些信道之外的所有信道的电压信号的因此而产生的信号的相量。下一个步骤是对这两个信道设置相位角以使得它们偏离所述因此而产生的信号。这些角度可以从几何上通过形成具有长度α、β和|γ|的边的三角形而被找到。这样的三角形可以被形成，因为三个量满足以上“三角形不等式”。
余弦定理陈述了，对于具有与长度c的边相对的角度c的任何三角形，其中其他边的长度为a和b：
c2＝a2 b2-2abcosc
通过重新布置位，余弦定理被用来分别计算用于α和β所表示的信道的相位角a和b：
信道a被分配相位角-b，并且信道b被分配相位角a，其余的信道在粗略逼近步骤中被分配，即，分别地，根据
上面描述的相同的方法也可以被用于rmin<0。在这种情况下，计算是相同的，除了α和β被选择为
选择相位角的方法可以用数值和图形示例来例示说明。考虑n＝4的情况，即，4个作用的信道，其中振幅分别为1、1、3和2，即，
因为残差为负的，所以α和β被选为负方向上的两个最大的矢量，其中长度为α＝-2和β＝-1，分别地，对应于信道a＝4和b＝1。图6b示出在这2个矢量被移除之后的剩余的矢量，其中新的残差γ＝ 2被描绘在下面。
下一个步骤是调整矢量α和β的相位以便使γ偏移，即，以使得3个矢量将在矢量上相加为零。应用余弦定理，
因此我们将信道a的相位设置为180°-b＝180°-28.96°＝151.04°，并且将信道b的相位设置为180° a＝180° 75.52°＝255.52°。在图6c中，矢量α和β被示为被放置成这些角度，其中γ被放置成0°。角度a和b在由矢量α、β和γ形成的三角形中被指示。可以看出，α离指向右的(零相位)位置180°-b，并且β离这样的位置180° a。
因此，通过所述方法得到的最终的相位角为[255.52°,180°,0°,155.04°]。在图6d中，单个的信道所表示的相量被示为具有这些相位角。4个相量的矢量和为零，从而在驱动线和返回线中得到零的净电流以及由换能器产生的电场的最大偏移。
如果阵列上的超声换能器正被以多于一个的驱动频率驱动，则对于正被以给定的驱动频率驱动的换能器的每个子集执行本文中所公开的方法。因为振幅和驱动频率在超声过程的过程期间被调整和重新校准，所以每次用于信道中的任何一个的任何振幅和/或频率有改变时，重复相位角计算。对于最佳的emi减小，每次如通过控制算法和/或处置计划确定的、频率和/或振幅有更新时，在振幅和/或频率的改变在发送到换能器的信号中被实现之前，与新的振幅和频率集合相对应的相位角被如本文中所公开的那样计算。然后，当这些信号被改变时，新的频率和振幅被与如本文中所公开的那样确定的新的相位角同时地实现。
本文中所公开的方法在图7a-7d中所描绘的流程图70中被图示说明。所述方法从步骤702开始，其中n矢量
所述方法继续进行到步骤704，在步骤704中，计算
接着是步骤708，在步骤708中，确定最大的振幅(也就是说，
如果步骤708结果为“否”，则流程图继续进行到占位符a。图7b从占位符a开始，占位符a然后继续进行到步骤712，计算
图7c从占位符c和d开始。在步骤722和732，α被定义为
流程图的分支在步骤540处重新会合，在步骤540中，残差γ被定义为移除oi和oj之后的、
在步骤744，根据粗略逼近步骤，将相位角
从步骤746或步骤710，下一个步骤是步骤750，在步骤750中，信道1至n根据矢量
本发明不应被认为限于上述特定实施方案。各种修改、等同过程、以及本发明可适用于的许多结构对于本发明针对的领域的技术人员来说在阅览本公开时将是容易明白的。
1.一种用于减小操作电驱动的超声热治疗设备时的电磁干扰的方法，所述方法包括：
相对于指定的处置区域定位包括所述设备的超声阵列的所述设备；
在耦合到所述治疗设备的基于计算机的主机单元中，确定共同的驱动频率，并且确定用其驱动所述阵列的多个换能器元件中的每个的振幅；
用相应的电压源产生的相应的驱动信号驱动所述多个换能器元件中的每个，用于每个元件的所述驱动信号包括所述共同的驱动频率、所述振幅和相应的相位角；以及
修改至少一个驱动信号的相位角以减小所述热治疗设备的净电磁输出。
2.如权利要求1所述的方法，其中第一驱动信号的第一相位角和第二驱动信号的第二相位角偏移180度。
3.如权利要求2所述的方法，其中所述第一驱动信号和所述第二驱动信号驱动相邻的换能器元件。
4.如权利要求1所述的方法，其中每个相位角是至少部分地基于对应的驱动信号的振幅而确定的。
5.如权利要求4所述的方法，其中每个相位角是至少部分地基于每个振幅和对应的假定的两状态相位赋值的矢量点积而确定的，所述假定的两状态相位赋值包括1或-1，其中1对应于0度的相位角，-1对应180度的相位角。
6.如权利要求5所述的方法，其中每个相位角是至少部分地基于所述假定的两状态相位赋值的所有组合上的每个矢量点积的每个元素的最小和而确定的。
7.如权利要求5所述的方法，其中与最小的矢量点积的最大的正元素或负元素相对应的相位角被修改。
8.如权利要求6所述的方法，其中与最小的矢量点积的第二个最大的正元素或负元素相对应的相位角被修改。
9.一种减小由超声换能器集合引起的电磁干扰的方法，所述超声换能器集合是热治疗设备中的超声换能器阵列的一部分，所述集合包括n个换能器，所述集合中的每个换能器对应于作用的信道，并且被用成一振幅、频率和相位角的驱动信号电驱动，所述驱动信号的所述频率对于所述集合中的所有换能器都是相同的，所述方法包括确定和设置每个驱动信号的相位角θ1，θ2，...，θn，这样的相位角的确定和设置包括：
确定每个换能器的相应的驱动信号的振幅a1，a2，...，an，每个振幅是非负实数；
确定所述振幅am中的一个是否大于除了am之外的所有振幅的总和a1 a2 ...am-1 am 1 ... an；
如果am大于或等于这样的其他的振幅的总和，则对于所有的不等于m的i，设置θm＝180°，并且设置θi＝0°；
如果am小于这样的其他的振幅的总和：
确定矢量
对于i＝1,2,…,n，定义包括n个元素的矢量
确定
确定
将量γ定义为
将θa和θb设置为：
并且对于所有的θi，除了θa和θb之外，设置θi＝cos-1oi。
10.如权利要求9所述的方法，其中所述超声换能器阵列被部署在磁共振成像设备的内部。
11.如权利要求10所述的方法，其中所述超声换能器阵列是出于向人类患者施加适形热治疗的目的而被部署的。
12.如权利要求9所述的方法，其中所述振幅和频率每隔一段时间被更新，并且这样的相位角的确定和设置按每个这样的间隔、基于由这样的更新引起的新的振幅和频率被重复。
13.如权利要求12所述的方法，其中更新所述振幅和频率包括将所述阵列中的一个或更多个超声换能器添加到所述集合和/或从所述集合移除一个或更多个超声换能器。
14.如权利要求12所述的方法，其中与所述振幅和频率的更新相结合的、所述驱动信号的相位角的设置与所述驱动信号中的所述新的振幅和频率的实现同步地在所述驱动信号中被实现。
15.如权利要求9所述的方法，其中所述驱动信号是正弦信号。
16.如权利要求9所述的方法，其中所述矢量
17.如权利要求9所述的方法，其中所述矢量
18.如权利要求9所述的方法，其中所述超声换能器阵列是线性阵列。
19.如权利要求9所述的方法，其中所述超声换能器阵列是聚焦阵列。
技术总结