(57)【要約】  本発明は、媒体（４）の関心領域（６）における波収束を最適化する方法に関し、前記波は、初期には未決定である位相偏差を挿入する収差挿入部材（５）を介して媒体（４）にソース・ネットワーク（３）によって放射される。本発明の方法は、放射波のＭ−１回の連続修正を使用することを含み、各々は、阻害をもたらす。本発明によれば、Ｍ回の阻害は、位相および／または振幅分布の各修正で、関心領域（６）において測定され、これらの測定値は、関心領域（６）において生成された阻害を最大化する最適収束特性を引き出すために使用される。
2010524513.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
媒体［４］の関心領域［６］における波の収束を最適化する方法であって、前記波は、初期には未決定である位相シフトφｎ（１≦ｎ≦Ｎ）を導入する収差誘導要素［５］を通じて前記媒体［４］に対しＮ個のソース［３］のネットワークによって放射されることと、前記方法は、前記放射波のＭ−１回の連続修正を使用することと、各修正は摂動を生じさせることと、Ｍ回の摂動が測定されることと、これらの測定値は、最適の収束特性を推測するために使用されることと、
ａ）前記Ｎ個のソース［３］のネットワークを介して、位相αｎおよび振幅Ａｎの空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）を示し、前記媒体［４］中の関心領域［６］に伝播する波
【数１】
2010524513.tif 000060
（ｊ２＝−１）を放射するステップと、
ｂ）前記ネットワークの複数のソース［３］によって同時に放射された前記波の位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）をＭ−１（Ｍ＞１）回修正するステップと、各修正は、前記ネットワークの前記複数のソース［３］の位相、振幅またはその両方の同時修正に対応することと、各修正は放射のステップａ）を生じさせることと、
ｃ）前記位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の分布のｍ個の各修正（１≦ｍ≦Ｍ）で前記関心領域［６］において前記波によって誘導される１回以上の摂動Ｉｍ（１≦ｍ≦Ｍ）を測定するステップと、
ｄ）前記関心領域［６］において誘導される摂動Ｉｍを最大化する放射の最適な位相
【数２】
2010524513.tif 000061
振幅
【数３】
2010524513.tif 000062
またはその両方の分布を、前記摂動測定値Ｉｍから推測するステップと、を含む方法。
【請求項２】
前記位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の分布のｍ個の各修正（１≦ｍ≦Ｍ）で前記関心領域［６］外のある位置において１回以上の摂動Ｉｍｅを測定するステップｃ’）を含み、ステップｄ）は、前記関心領域［６］内において誘導される摂動Ｉｍを最大化し、かつ、前記関心領域外の１回以上の摂動Ｉｍｅを最小化する放射の最適な位相
【数４】
2010524513.tif 000063
振幅
【数５】
2010524513.tif 000064
またはその両方の分布を、前記摂動測定値Ｉｍおよび摂動測定値Ｉｍｅから推測するステップを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記位相αｎの空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）は、少なくとも前記複数のソース［３］に適用された位相の連続的な反復によって修正され、前記最適な位相の分布
【数６】
2010524513.tif 000065
は最大の摂動を生成する前記反復として選択される、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記位相αｎの分布は、
【数７】
2010524513.tif 000066
（ｄｋは実数）によりＫ個の基底ベクトルＶｋ（１≦ｋ≦Ｋ）へ分解され、各ベクトルＶｋは、前記Ｎ個のソース［３］によって放射される前記位相を示し、前記位相αｎ（１≦ｎ≦Ｎ）の修正は、各ベクトルＶｋに対するｄｋの値のＳｋ回の修正によってＮ個のソースのすべてにおいて行われ、Ｍは、
【数８】
2010524513.tif 000067
に等しい、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記位相αｎの分布の修正は、
【数９】
2010524513.tif 000068
により前記基底ＶｋのＫ’（Ｋ’＜Ｋ）個のベクトルの部分空間において行われ、Ｍは、
【数１０】
2010524513.tif 000069
に等しい請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記ベクトルＶｋは前記空間のＫ個の周期関数から定義され、各係数Ｖｋｎは、前記ｎ個のソースの位置に関する関数ｋ（１≦ｋ≦Ｋ）の値によって決定される請求項４または５に記載の方法。
【請求項７】
前記振幅Ａｎの空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）は、少なくとも前記複数のソース［３］への連続修正によって修正され、前記最適な振幅
【数１１】
2010524513.tif 000070
の分布は、最大摂動を生成する反復として選択される、請求項３乃至６のいずれか一項に
記載の方法。
【請求項８】
前記振幅の分布の修正は、前記位相の分布の修正と連続的に、選択的に、または同時に行われる請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記振幅Ａｎおよび位相αｎの修正は、
【数１２】
2010524513.tif 000071
の行列式Ｈｐｎ（１≦ｐ≦Ｐかつ１≦ｎ≦Ｎ）により定義されるＰ個のベクトルＨｐの組合せであり、各ｃｐの値は複素数である請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記行列Ｈｐｎは直交行列である請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記行列Ｈｐｎはアダマール行列である請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記位相、振幅またはその両方の分布のＭ回の修正は、前記基底の２つ以上のベクトルＨｐ１およびＨｐ（１≦ｐ≦Ｐ）の和に相当するｎ個の各ソースに対する和
【数１３】
2010524513.tif 000072
の放射中の位相の値のＲｐ回（Ｒｐ≧２）の修正によって実施され、前記２つ以上のベクトルのうちの１つは、位相ｘｒだけ位相シフトされており、Ｍは
【数１４】
2010524513.tif 000073
に等しく、前記位相および振幅の最適な分布は、放射されたベクトルの各和に対して得られる前記摂動Ｉｍの測定値と、前記行列Ｈｐｎの逆行列とによって決定される請求項９乃至１１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１３】
前記放射波は、音響波、超音波、電磁波、および光波のうちのいずれかである請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１４】
前記収束の媒体［４］は生体媒質である請求項１乃至１３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１５】
媒体おいて誘導および測定される前記摂動Ｉｍは、局所的な運動、局所的な速度、前記媒体中に局所的に誘導される応力、温度変化、光強度の中から選択される請求項１乃至１４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１６】
誘導される前記摂動Ｉｍの測定は、画像化手段［８］によって行われる請求項１乃至１５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１７】
前記画像化手段［８］は、核磁気共鳴画像化手段、超音波画像化手段、および断層撮影Ｘ線画像化手段、および光学画像化手段の中から選択される請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記関心領域［６］において誘導される前記摂動Ｉｍの測定は、前記関心領域［６］自体の画像化によって行われる請求項１６または１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記媒体中で誘導および測定される摂動Ｉｍは、超音波、音響波、または電磁波の放射圧によるものである請求項１〜１８のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２０】
請求項１乃至１９のいずれか一項に記載の媒体［４］中で収束を最適化する方法を使用し、初期には未決定である位相シフトを導入する収差誘導要素［５］を通じて収束波が放射されるときに有用である、前記媒体［４］の関心領域［６］に位相αｎおよび振幅Ａｎの空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）を示す収束波
【数１５】
2010524513.tif 000074
を放射するように設計されたＮ個のソース［３］のネットワークを備えた放射システム［１］であって、該システム［１］は、前記媒体［４］における収束波の放射中に、  ｂ）前記ネットワーク中の複数のソース［３］によって同時に放射された前記波の位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）をＭ−１回修正することと、各修正は、前記ネットワークの前記複数のソース［３］の位相、振幅またはその両方の同時修正に対応することと、前記媒体中に収束波の放射を生じさせることと、
ｃ）前記位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の分布のｍ個の各修正で前記関心領域［６］において前記波によって誘導される摂動Ｉｍ（１≦ｍ≦Ｍ）を測定することと、
ｄ）前記関心領域［６］において誘導される摂動を最大化する放射の最適な位相
【数１６】
2010524513.tif 000075
振幅
【数１７】
2010524513.tif 000076
またはその両方の分布を、前記摂動測定値Ｉｍ（１≦ｍ≦Ｍ）から推測することと、を行う手段を含むシステム。
【請求項２１】
前記ソース［３］は超音波放射器である請求項２０に記載のシステム。
【請求項２２】
コンピュータによって実行されるとき、請求項１乃至１８のいずれか一項に記載の方法のステップの実行するための命令を含むコンピュータ・プログラム製品。
【請求項２３】
請求項１乃至１９のいずれか一項に記載の方法のステップを実行するための命令を含むコンピュータ・プログラムが記録されているコンピュータ可読媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般に媒体内の波の収束分野に関する。より詳細には、本発明は、非常に不均一な媒体を通じた波の収束を必要とする画像化処理に関する。
【背景技術】
【０００２】
この種の画像化の用途は、多種多様である。特に、水中音響、電気通信、地球物理、材料の非破壊試験、医薬などが挙げられる。この最後の分野では、収束波（特に、収束超音波）は、例えば、画像化および治療において使用される。
【０００３】
不均一媒体によって導入される収差は、これらの用途の各々において問題となる。
実際、強度の高い波が伝わる場合や、判定される領域だけが波に晒されることが非常に重要な場合には常に、収差は非常に不利であり、正確な収束を不可能とすることにより、或る用途での収束波の使用を阻むことさえある。或る用途、例えば、治療の分野における用途では、実際、収束波の作用範囲を広げないように、収束は非常に正確である必要がある。
【０００４】
現在、そのような用途で必要とされる精度は、高度な実施の複雑さ、また治療の場合には、侵襲的手術を犠牲にして達成されている。
実際、脳治療においては高強度超音波の正確な収束を達成するために、特許文献１に記述された第１の解決策は、治療に先立って行なわれる断層撮影走査（コンピュータ断層撮影またはＣＴスキャン）により得られる患者の脳を画像化した結果を使用することである。その後、頭蓋骨の構造の三次元の情報は、収差をシミュレートし、治療中に放射される信号を修正するために使用される。これらのデジタル・シミュレーションは、一般に長い時間が掛かり、リアルタイム作業に対応していない。
【０００５】
その後、患者は、一般に温度上昇の画像化によって治療のリアルタイム監視を可能にするために核磁気共鳴映像装置中で位置を変える必要がある。
その後、前記構造が同一に位置するために、ＣＴスキャン中に使用されるものと同一の基準ベースに対して患者の位置を変える必要がある。これは、一般に複雑な再構成手順を含んでいる。患者の頭にネジ止めされる定位脳手術フレームが特に使用されることがある。
【０００６】
第２の解決策は、波の一時的な返しに基づいている。それは、生検中に使用されている外科用器具上に超音波を放射する小型超音波プローブをインプラントすることからなる。組織の除去中に、プローブは、腫瘍の近傍に超音波を放射し、これらは、超音波振動子のネットワークによって頭蓋から出る際に拾われ、記録される。
【０００７】
生検によって治療の必要が明らかとなる場合には、記録された信号は、一時的に返される。その後、それらの再放射中に、返された信号は、腫瘍領域上にある、生検が実行された領域に自動的に収束する。それにも拘わらず、患者の位置は、振動子のネットワークに対して正確に位置を変えられることが必要であり、これは、もう一度言うが、困難な操作である場合がある。
【０００８】
その後、実際に治療を行なうために、ビームが、腫瘍をすべて処理すべく初期収束点の周囲に電子的に移動される（点毎に）。
この最後の解決策は、侵襲的であり、従って侵襲的な方法に内在するすべての難点を有している。
【０００９】
従って、医薬の状況における収束波の使用、特に、収束した高強度超音波の使用は、収差を導入する要素が波の経路に位置する場合は常に、現状では好ましくない。しかしながら、超音波は、幾つかの大きな利点を有しており、その中には、再発の場合にはいつでも作用する能力と、治療の選択肢が大人に対してよりもより制限された子供に作用する能力とがある。
【００１０】
高強度超音波の使用が、放射線照射のない操作であり、局所的な温度上昇のみにより達成されることはさらに強調されるべきである。
従って、超音波、より一般的には放射線以外の波の使用分野の拡張を可能にする手段のすべては、高い興味を持つ価値がある。特に、それらは、言及した手段の中でも収差の影響が排除されることを可能にすること意味している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１１】
【特許文献１】仏国特許第２８４３８７４号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
従って、本発明は、前記２つの既存の解決策（つまり、誤差のリスクを伴った２つの画像化手順間の再構成の複雑さ、および生検によるガイダンスの場合の手順の侵襲的特性）によって提示された難点を依然として回避しつつ、収差要素の存在下でも、波の正確な収束の達成を可能にすることを主な目的としている。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
この目的のために、本発明は、媒体中の関心領域における波の収束を最適化する方法を提案する。この波は、Ｎ個のソースのネットワークによって、初期には未決定である位相シフトφｎ（１≦ｎ≦Ｎ）を導入する収差誘導要素を通じ、媒体に対し放射される。この方法は、摂動を各々生じさせる、放射波のＭ−１回の連続修正を使用する。また、Ｍ回の摂動が測定され、これらの測定結果は、最適の収束特性を推測するために使用される。この方法は、
ａ）前記Ｎ個のソースのネットワークを介して、位相αｎおよび振幅Ａｎの空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）を示し、前記媒体中の関心領域に伝播する波
【００１４】
【数１】
2010524513.tif 000003
（ｊは複素数であり、ｊ２＝−１）を放射するステップと、
ｂ）ネットワークの複数のソースによって同時に放射された波の位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）をＭ−１（Ｍ＞１）回修正するステップと、各修正は、ネットワークの該複数のソースの位相、振幅またはその両方の同時修正に対応することと、各修正は放射のステップａ）を生じさせることと、
ｃ）位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の分布のｍ個の各修正（１≦ｍ≦Ｍ）で関心領域において波によって誘導される１回以上の摂動Ｉｍ（１≦ｍ≦Ｍ）を測定するステップと、
ｄ）関心領域において誘導される摂動を最大化する放射の最適な位相
【００１５】
【数２】
2010524513.tif 000004
振幅
【００１６】
【数３】
2010524513.tif 000005
またはその両方の分布を、摂動測定値Ｉｍから推測するステップと、を含む。
【００１７】
そのような方法は、収束波を生成するすべての振動子または少なくともそれらの振動子うちの多数における位相シフトを最適化するために、理論的な収束領域において収束波によって誘導される１回以上の摂動を使用した収束の適応を提案する。摂動は、放射器のネットワークによって関心領域において遠隔的に生成される。
【００１８】
用語「摂動」は、関心領域のエネルギ密度に関連した波と媒体との間の相互作用に、関心領域において波によって運ばれる平均パワー、または、関心領域におけるエネルギ密度から生じる或る物理的なパラメータの可逆的または不可逆的な修正を指している。
【００１９】
この摂動の限定的な定義の重要な結果は、摂動の振幅は関心領域における波の振幅（すなわち、エネルギ）だけに関連し、任意の所定の瞬間における位相には関連しないということである。摂動は、例えば、媒体による波の吸収に起因する局所的な温度上昇、波によって与えられる放射圧に起因する媒体の運動もしくは局所的な変形、または、実際には、キャビテーション泡の出現、関心領域によって逆拡散されたエネルギ、関心領域における音響、超音波、電磁気、または光学エネルギの密度であることができる。
【００２０】
摂動の測定は、摂動が同時にネットワーク中の幾つかのソースによって（単一のソースによって連続的にではなく）媒体に誘導されるという事実によって可能になる。これは、媒体へ放射されたエネルギが測定システムによって識別可能な摂動を誘導するのに十分であること、および、複数のソースで同時に達成される修正が互いに識別できる摂動を生成することを保証する。最適な収束は、位相および／または振幅分布の連続修正の後に、ネットワーク中の幾つかのソースと共に、毎回達成される連続放射から推測される。
【００２１】
用語「関心領域」は、組織において、空間的に最大のエネルギを得るために波を収束させることが望まれる組織の領域を指している。典型的には、超音波場において、波の収束によって、縦横数百μｍの範囲に限定された関心領域においてエネルギのピークを得ようとする。より一般的には、波を使用する所定手順における関心領域の寸法は、使用される波長近傍である。
【００２２】
本発明は、壊死すべき領域（典型的には、腫瘍）を非常に正確に見つけることが必要である脳治療の状況において特に有用である（健康な組織を損傷させないようにこの領域外に行かないように）。従って、高強度収束超音波ビームによる治療は、特に本発明の関心事である。
【００２３】
この状況では、本発明の補助により、収束の修正は、治療のために、そして、実際には、画像化のために、収束の修正用の振動子の単一のネットワークを使用して、治療の直前に達成されることができる。
【００２４】
さらに、それが穿孔術も外科用器具の導入もない介在を可能にするので、本発明は、操作の質、および従来利用可能でなかった利便性を提供する。
特に、本発明は、脳病変に対して容易な非侵襲的な治療を与える。これらの治療がコストおよびリスクの観点から利点があるので、従って、本発明は、近外科的治療介入の分野における現在の社会経済的な課題に対処する。
【００２５】
付加的な有利な特徴によれば、本発明にかかる方法は、位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の分布のｍ個の各修正（１≦ｍ≦Ｍ）で関心領域外のある位置において１回以上の摂動Ｉｍｅを測定するステップｃ’）を含み、続くステップｄ）は、関心領域内において誘導される摂動Ｉｍを最大化し、かつ、関心領域外の１回以上の摂動Ｉｍｅを最小化する放射の最適な位相
【００２６】
【数４】
2010524513.tif 000006
振幅
【００２７】
【数５】
2010524513.tif 000007
またはその両方の分布を、摂動測定値Ｉｍおよび摂動測定値Ｉｍｅから推測するステップを含む。
【００２８】
この付加的な有利な特徴は、関心領域への（その外ではなく）、媒体に送られるエネルギのより大きな収束を可能にする。従って、この特徴は、摂動の範囲を制御することを可能にし、それは、関心領域に理想的に限定される。
【００２９】
より一般的には、各修正において、摂動の幾つかの測定値は、媒体中の幾つかの点で達成されることができる。
本発明の第１実施形態によれば、位相αｎの空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）は、少なくとも複数のソースに適用された位相の連続的な反復によって修正され、最適な位相αｎの分布は、最大の摂動を生成する反復として選択される。
【００３０】
この特徴によれば、経験的な反復が行なわれ、複数の試験済みのソースに適用される最適位相分布の選択は、反復中に試験された位相分布中から達成される。各反復での収束領域において誘導された摂動の強度の測定、および、最大摂動をもたらす複数のソース上の位相分布の選択は、複数のソースに対する最適位相分布または振幅分布を選択することを可能にさせる。
【００３１】
１つの有利な特徴によれば、位相αｎの分布は、
【００３２】
【数６】
2010524513.tif 000008
（ｄｋは実数）によりＫ個の基底ベクトルＶｋ（１≦ｋ≦Ｋ）へ分解される。各ベクトルＶｋは、Ｎ個のソースによって放射される位相を示し、位相αｎ（１≦ｎ≦Ｎ）の修正は
、各ベクトルに対するｄｋの値のＳｋ回の修正によってＮ個のソースのすべてにおいて行われ、Ｍは、
【００３３】
【数７】
2010524513.tif 000009
に等しくなる。
【００３４】
そのような特徴は、複数のソースを構成するために、すべてのソースを選択および／または同時に重み付けするために使用される。この方法は、２つの利点を有している。第１に、収差の空間変化からのベクトルの定義は、本発明の方法によれば、これらの変化の特異性を直接考慮する位相修正を達成するために使用される。第２に、すべての放射器による放射によって、摂動の測定強度の振幅に知覚可能な影響を及ぼさない位相修正が行われない。従って、この方法によって、我々は、本方法の修正反復の回数を相当に減らすことができる。各ベクトルＶｋに対する反復回数ｄｋの実施は、ベクトルＶｋに対する最適位相分布を生成する回数ｄｋを決定するために使用される。次のベクトルＶｋ＋１に関連するｄｋ＋１に対する反復の再編集は、ネットワーク中のすべてのソース上の最適収束へ収束させるために使用される。
【００３５】
有利には、位相αｎの分布の修正は、
【００３６】
【数８】
2010524513.tif 000010
により基底ＶｋのＫ’（Ｋ’＜Ｋ）個のベクトルの部分空間において行われ、Ｍは、
【００３７】
【数９】
2010524513.tif 000011
に等しくなる。
【００３８】
そのような特性は、空間周波数の縮小空間を記述する１組のベクトルから或る数の空間周波数を選択するために使用される。これは、位相分布を最適化するのに必要な時間を短縮するために使用される。
【００３９】
１つの有利な実施では、ベクトルＶｋは、空間のＫ個の周期関数から定義され、各係数Ｖｋｎは、ｎ個のソースの位置に関する関数ｋ（１≦ｋ≦Ｋ）の値によって決定される。
周期関数（シヌソイド関数であることが可能である）は、空間周波数の特定の空間について単に記述するために使用される。
【００４０】
別の有利な実施特徴によれば、振幅Ａｎの空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）は、少なくとも複数のソースへの連続修正によって修正され、最適振幅
【００４１】
【数１０】
2010524513.tif 000012
の分布は、最大摂動を生成する反復として選択される。
【００４２】
この付加的な特徴は、位相の最適化に加えて、空間周波数の関数として振幅の最適化を付与するためにも使用される。
付加的な特徴にかかる振幅分布の修正は、位相分布の修正と連続的に、選択的に、または同時に行われることができる。
【００４３】
第２実施形態によれば、振幅Ａｎおよび位相αｎの修正は、
【００４４】
【数１１】
2010524513.tif 000013
の行列式Ｈｐｎ（１≦ｐ≦Ｐかつ１≦ｎ≦Ｎ）の形態で定義されるＰ個のベクトルＨｐの組合せであり、各ｃｐの値は複素数である。
【００４５】
そのような特徴により、位相、振幅またはその両方の分布の各修正は、複素数の値ｃｐの変化に対応する。この修正が、ベクトルＨｐによって指定される幾つかのソースに共通であるので、この特徴は、検出可能な摂動を生成するために使用される。
【００４６】
この特徴により、最適位相分布は、摂動の位相およびエネルギに関連する理論的な方程式において決定要素として使用される摂動測定値を補助に決定される。
行列は、例えばアダマール行列のような直交行列であることができる。
【００４７】
有利な特徴によれば、位相、振幅またはその両方の分布のＭ回の修正は、基底の２つ以上のベクトルＨｐ１およびＨｐ（１≦ｐ≦Ｐ）の和に相当するｎ個の各ソースに対する和
【００４８】
【数１２】
2010524513.tif 000014
の放射中の位相値ｘｒのＲｐ回（Ｒｐ≧２）の修正によって実施され、前記２つ以上のベクトルのうちの１つは位相ｘｒだけ位相シフトされており、Ｍは、
【００４９】
【数１３】
2010524513.tif 000015
に等しく、位相、振幅またはその両方の分布は、放射されたベクトルの各和に対して得られる摂動の測定値Ｉｍと、行列Ｈｐｎの逆行列とによって決定される。
【００５０】
この特徴（２個のベクトルのうちの１個に位相シフトを適用することからなる）は、ｘ
の幾つかの値に対する和
【００５１】
【数１４】
2010524513.tif 000016
の連続放射によって生じた摂動の幾つかの測定を行なうことによって達成される、２個の異なる放射ベクトルＨｐ１およびＨｐ間の収差要素によって誘導される位相および振幅シフト
【００５２】
【数１５】
2010524513.tif 000017
の値を得るために、理論的な方程式を補助に使用される。
【００５３】
位相シフトφｎの分布の推定は、行列Ｈｐｎの逆行列によって得られ、各ベクトルＨｐに対して得られる
【００５４】
【数１６】
2010524513.tif 000018
を使用すると、次式となる。
【００５５】
【数１７】
2010524513.tif 000019
ソースの各々で放射される最適位相分布
【００５６】
【数１８】
2010524513.tif 000020
は、位相の反転
【００５７】
【数１９】
2010524513.tif 000021
によって直接得られる。
【００５８】
本発明の有利な用途では、収束媒体は生物学的媒体である。
本発明によれば、媒体において誘導および測定された摂動Ｉｍは、媒体中の局所的な運動、局所的な速度、応力、または局所的な温度変化の中から選択されることができる。
【００５９】
波の性質および媒体の性質によっては、これらの種類の摂動のうちの１つが好適である。例えば、超音波の場合には、本方法は、超音波放射圧による媒体中の力の生成を許容す
るが、反対に治療中の場合のように、媒体中に損傷を生成しないような強度の波により実施されることができる。
【００６０】
本発明の別の特定の特徴によれば、誘導された摂動Ｉｍの強度の測定は、画像化手順を補助に達成される。
摂動の強度を監視する画像化手順の使用は、直接および確実に、媒体の画像化構造に関する収束点の位置を監視することを可能にする。治療の場合には、これは、同時に障害を見るために、また、適切な場合には、リアルタイムで治療法効果を監視するために使用されることもできる。これは、さらに、画像化段階と治療段階との間で患者を移動させる必要性を排除する。当然、この特徴は、さらに、先の画像化ステップに対応する基準ベースに従って患者の位置を変える必要なしに、領域の直接的な位置が治療されることを可能にする。
【００６１】
例として、超音波ビームによって誘導されたμｍの移動の後で、核磁気共鳴映像法が続くであろう。このように、単一の画像化手順を使用して処置のガイダンスおよび監視を可能にすることによって、脳腫瘍の処置手順にさらなる柔軟性およびさらなる迅速性を与えることが可能である。
【００６２】
画像化手順は、核磁気共鳴映像法手順、超音波診断手順、断層撮影法のＸ線画像化手順、または光学画像化手順の中から選択されることができる。
核磁気共鳴映像法手順は、有機組織の変化を監視するのに特に適しており、この画像化が本発明を実施するために使用されるという事実とは別に、医薬用途の好みで選択される。それは、処置の効果の監視を連続的および／または同時に可能にするか、または、検査したい関心領域の同時画像化を可能にし、波の収束が改善する際により高い精度を持つ。
【００６３】
このように、本発明は、核磁気共鳴映像法によっても画像化される媒体中の超音波を収束させるために、全く独自の方法で実施される。これら２つの手順は、同時使用に完全に互換性を持ち且つ適切であるという大きな利点を有している。
【００６４】
有利には、関心領域で誘導された摂動Ｉｍの測定は、その関心領域自体の画像化により達成される。
本発明の摂動の好ましい実施では、媒体において誘導され且つ測定された摂動Ｉｍは、超音波、音響波、または電磁波によるものである。
【００６５】
そのような摂動は、運動としてだけでなく加熱としても測定されることができる。特に、測定の種類は、媒体の性質の関数として選択されることができる。
本発明は、さらに、放射システムを含む。この放射システムは、
ａ）媒体中で収束を最適化する方法を使用し、初期には未決定である位相シフトを導入する収差を誘導する要素を通じて収束波が放射されるときに有用である、媒体の関心領域に位相αｎおよび振幅Ａｎの空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）を示す収束波
【００６６】
【数２０】
2010524513.tif 000022
を放射するように設計されたＮ個のソースのネットワークを含み、媒体における収束波の放射中に
ｂ）ネットワーク中の複数のソースによって同時に放射波の位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の空間分布（１≦ｎ≦Ｎ）をＭ回修正することと、各修正は、このネットワーク中の複数のソースの位相、振幅またはその両方の同時修正に対応することと、
ｃ）位相αｎ、振幅Ａｎまたはその両方の分布のｍ個の各修正で関心領域において波によって誘導される摂動Ｉｍ（１≦ｍ≦Ｍ）を測定することと、
ｄ）関心領域において誘導される摂動を最大化する放射の最適な位相
【００６７】
【数２１】
2010524513.tif 000023
振幅
【００６８】
【数２２】
2010524513.tif 000024
またはその両方の分布を、摂動測定値Ｉｍから推測することと、を行う手段を含む。
【００６９】
本発明の有利な特徴によれば、ソースは、超音波放射器である。
好ましい実施によれば、本方法の様々なステップはコンピュータ・プログラムからの命令によって決定される。
【００７０】
結果として、本発明は、データ媒体上のコンピュータ・プログラムをさらに包含する。このプログラムは、収束波放射用のシステムで実行されるのに適している。このプログラムは、本発明にかかる方法のステップを実施するのに適した命令を含んでいる。
【００７１】
このプログラムは、任意のプログラミング言語を使用することができ、また、ソース・コード、オブジェクト・コード、または、並列コンパイルの形態のようなソース・コードとオブジェクト・コードとの間の中間コードの形態、または、所望の任意の他の形態であることができる。
【００７２】
本発明は、本発明にかかるシステムによって読むことができ、上述したようなコンピュータ・プログラム命令を含んだデータ媒体をさらに包含する。
データ媒体は、プログラムを格納することができる任意の実体または装置であることができる。例えば、担持体は、ＣＤ−ＲＯＭまたは超小型電子回路ＲＯＭなどのＲＯＭのような記憶媒体、または、実際には、例えば、ディスケット（フロッピー（登録商標）ディスク）またはハード・ディスクまたはメモリ・カードなどの磁気録音のための任意の手段を含むことができる。
【００７３】
第２に、データ媒体は、電気的または光学的信号などを伝達可能な媒体であることができ、それは、電気的または光学的なケーブルを介して、無線で、または任意の他の方法によって送られることができる。本発明にかかるプログラムは、特に、インターネット型のネットワークを通じてダウンロードされることができる。
【００７４】
代わりに、データ媒体は、プログラムが組み込まれた集積回路であることができ、該回路は、当該方法の実行または実行中に使用されるのに適している。
【図面の簡単な説明】
【００７５】
【図１】本発明を実施するために有利に使用されるような超音波プローブを示す図。
【図２】本発明の方法にかかる収束を最適化するための状況を示す図。
【図３】収差誘導要素を通じた経路によって生じた収差の有意な空間変化の周波数場を示す図。
【図４】本発明にかかる収束最適化方法を使用して、収差誘導要素を通じた経路によって生じた収差の修正の例を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００７６】
図１は、本発明を実施するために有利に使用されるような超音波プローブ１を示している。この図中に示される超音波プローブ１は、脳内の超音波の収束の最適化を可能にするように特に意図されている。
【００７７】
実際、収束したビーム内の位相収差を頭蓋骨が不可避的に誘導するので、本発明はこの状況において特に有用である。これらの収差は、収束領域の正確な位置を阻害し、これは、高度の正確さが必要な医薬用途において特に問題であることが実証されている。
【００７８】
しかしながら、頭蓋骨は、超音波に対して比較的透過性である。従って、脳のある領域を画像化または処理するために、収差に拘わらず、超音波を使用可能とすべく、頭蓋骨を通じた経路によって誘導された収差を修正する解決策を開発する機会がある。
【００７９】
このように、超音波プローブ１は、その曲率半径が当該用途の関数として選択される球の一部を形成するシャーシ２を備えている。選択された例では、脳の画像化および処理に対して、曲率半径は、例えば１２０ｍｍになる。シャーシ２は、所定のＮ個の圧電振動子３を備えている。
【００８０】
従って、１つの実用的な実施形態では、Ｎ＝５１２個の圧電振動子３がシャーシ２に設置される。それらは、同数の波源を構成している。説明の単純化のために、少数の振動子が図１に示されており、それは、単に例示である。個々の振動子要素３は、それぞれ、連続的および／または不連続的に超音波を放射するように設計されている。１つの実施形態の例では、個々の要素３は、それぞれ８ｍｍの直径を有しており、１ＭＨｚの中心周波数で正弦波を連続的に放射する。
【００８１】
従来、プローブが超音波のビームを放射するときには、プローブの各振動子要素によって放射される波の位相は、媒体の収束領域として知られる領域で収束を達成するために、個々に算出される。
【００８２】
しかしながら、この収束を行なうために最初に算出される位相は、波が収束されなければならない媒体の異成分によって誘導される収差を考慮することができない。これらの収差は、実際、未確定数である。本発明は、これらの収差の影響を減ずるかまたは除去するために使用される。
【００８３】
図２は、収差６を誘導する要素である、頭蓋で囲まれた脳の場合の、媒体４内での画像化または治療のための、図１に示されるような、超音波プローブ１の使用を示している。振動子３から頭蓋５および脳４への波の送出は、適切なインピーダンスの媒体７によって達成される。
【００８４】
破線で示される所望の収差は、収束領域６を定める。位相修正がない状態では、図２において破線で示されるように、収束の低下を観測する。この低下は、プローブ１によって放射される超音波ビームの経路に配置された頭蓋からなる収差誘導要素５の存在による。
【００８５】
収束領域６では、該収束領域６で達成される和の音響場にｎ番目の振動子要素３の寄与（ｐ）は、頭蓋骨を通じた伝播の後で、次のように書かれることができる。
【００８６】
【数２３】
2010524513.tif 000025
ここで、φｎは、媒体導入収差５によって誘導された位相シフト、Ａｎは、放射の振幅、αｎは、振動子要素ｎに対応する位相分布における位相、Ｄｎは、頭蓋５を通過中の吸収現象によって且つ回析による振幅損失によって導入された減衰係数、ｆは、放射波の周波数、Ｋｗは、波動ベクトル、Ｒｃは、放射システムの曲率半径である。
【００８７】
従って、音響場の和は、次の式で与えられる：
【００８８】
【数２４】
2010524513.tif 000026
この音響場の和は、媒体４中に摂動Ｉを生成する。
【００８９】
本発明では、摂動Ｉの強度は、収束領域６で、媒体４中で達成された測定値を補助に監視される。摂動Ｉの強度の測定値は、例えば核磁気共鳴映像法またはまさに超音波検査のような画像化診断法８を使用して有利に達成される。
【００９０】
しかしながら、これらの画像化手順は、超音波場によって誘導された付加的な圧力の直接および遠隔の測定値を許容しない。一方、超音波の場合、局所的な超音波エネルギは、直接推測されることができる。
【００９１】
この超音波エネルギは、超音波場によって誘導された付加的な圧力の二乗に比例する。なお、しかしながら、局所的な超音波エネルギへのアクセスが、位相情報への直接アクセスを許容せず、従って、位相シフトを導入させる。さらに、従って、これらの画像化手順により、振幅の測定値による最適化のみが可能である。
【００９２】
１つの有利な実施形態では、局所的な超音波エネルギは、組織内の運動を刺激するのに十分であるが、如何なる損傷も生じさせない。その後、収束領域への超音波場の適用に起因するこの運動は、収束領域にある組織を画像化することによって測定される。
【００９３】
そのような測定値は、本技術分野の当業者にはよく知られており、彼らは、さらに、核磁気共鳴映像法の場合の特徴を見るために、Ｒ．シンクス（Ｓｉｎｋｕｓ  Ｒ）、Ｍ．タンター（Ｔａｎｔｅｒ  Ｍ）、Ｔ．サイディアス（Ｘｙｄｅａｓ  Ｔ）らの「磁気共鳴弾性率計測法によって測定される生体内の胸障害の粘弾性せん断特性（Ｖｉｓｃｏｅｌａｓｔｉｃ  ｓｈｅａｒ  ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｂｒｅａｓｔ  ｌｅｓｉｏｎｓ  ｍｅａｓｕｒｅｄ  ｂｙ  ＭＲ  ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｙ）」と題した文書（ＭＡＧＮＥＴＩＣ  ＲＥＳＯＮＡＮＣＥ  ＩＭＡＧＩＮＧ、２３（２）：１５９−１６５  Ｓｐ．Ｉｓｓ．ＳＩ  ＦＥＢ  ２００５）を参照することができる。
【００９４】
特に、超音波診断手順が摂動を測定するために使用されるときには、運動測定のためのすべての公知技術（ドップラー測定、信号相互相関技術、フーリエ場における位相変化の測定などを含んでいる）を使用することができる。
【００９５】
核磁気共鳴映像法手順が摂動Ｉを監視するために使用されるときには、収束点での運動は、時間の関数として運動に感応する核磁気共鳴映像法のシーケンスを使用して後に続く
ことができる。これらの核磁気共鳴映像法のシーケンスは、１〜１０ミリ秒の非常に短時間に亘ってサンプリングされる運動へのアクセスを獲得するために使用される。
【００９６】
例えば、拡散ＭＲＩにおいて周知のシーケンスと同様のシーケンスを利用することができる。特に、修正済のＭＲＩ拡散のシーケンス中の傾斜磁場の適用時間中に測定された運動の時間に亘る積分を使用して、超音波振動子によって生成される運動の２次元マップを作成できることが知られている。このマップの各ボクセルでは、運動は、力の適用中のこのボクセルの運動の短時間に亘る積分に対応している。
【００９７】
観測された運動から、その後、収束領域で誘導された超音波放射圧を推測する。その後、その力密度は、次式によって表わされる。
【００９８】
【数２５】
2010524513.tif 000027
Ｉは、音響強度、ａは、媒体の超音波吸収係数、ｃは、組織中の音の伝播速度、ｅｚは、伝播方向ベクトルである。
【００９９】
その後、波が収束点で局所的に平坦であると仮定して、収束領域における音響強度は、
【０１００】
【数２６】
2010524513.tif 000028
で与えられる。ここで、＜Ｐ２＞は、上述した音響エネルギの時間平均、Ｚは、媒体の音響インピーダンスである。
【０１０１】
続いて記述される実施形態の例では、音響エネルギＩは、摂動を表わす測定値として選択される。
本発明は、本発明の方法にかかる、超音波プローブ１の振動子要素３の各々の位相後退がｍ回修正されるときの、収束領域６における例えば音響強度のような、測定された摂動Ｉｍの振幅の変動を使用する。
【０１０２】
収束波が選択されることもでき、その結果、それらは媒体内の温度上昇を刺激する。この場合、温度上昇による摂動の測定は、他の特定のシーケンスを使用して、特に核磁気共鳴映像法によって達成されることができる。
【０１０３】
実際上、本発明は、１組の振動子の位相シフトを修正する一方で、収束の観点から最適位相分布を決定するために、関心領域で誘導された摂動Ｉｍも測定する。
有利には、関心領域６外で誘導された摂動Ｉｍの一又は複数の付加的な測定がさらに達成される。これは、核磁気共鳴映像法が使用されるときには特に容易である。なぜならば、この画像化が比較的拡張した領域に亘る現象を観測することを可能にするからである。
【０１０４】
以下に２つの実施形態を示す。これらはいずれも、媒体中に生じた摂動の測定値を使用して、最適位相分布を決定するために、位相分布の意図的で公知の修正の原理を使用する。
【０１０５】
第１実施形態は、位相分布内の位相の反復修正を使用する。そして、位相分布は、Ｎ個のソースのネットワークの各々ｎ（１≦ｎ≦Ｎ）に対して放射された波の位相について記述する空間ベクトルを補助に有利に記述される。そして、要素ｎの位相は、例えば
【０１０６】
【数２７】
2010524513.tif 000029
によって表わされ、ここで、ｄｋは、実数である。
【０１０７】
このベースは、好ましくは、収差誘導要素によって導入された収差の変化内で最も通常観測される空間周波数に対応させるように選択される。
しかしながら、対象とする医薬用途に対して、生物学的構造によって導入される位相収差は、空間内で比較的ゆっくりと変化するように起こる。これは、特に人間の頭蓋の場合である。従って、位相シフトに対する最適解は、限定数の空間周波数に対応する限定数のベクトルに関連した値を修正することによって求められることができる。従って、本原理は、ベクトルのうちの１つに関連した値だけを修正することによって、幾つかの振動子における位相またはそれらのすべてを修正することを可能にする。
【０１０８】
頭蓋によって典型的に導入される収差の空間変化の分解は、例えば空間周波数ＦＸ，ＦＹに基づいて離散余弦変換（ＤＣＴ）を行なうことによって達成される。そのような分解は、図３に示されている。この図では、最も一般的な空間周波数による周波数空間ＥＦにおける占有周波数ＦＯの空間が低周波数領域に位置することが分かる。
【０１０９】
このように、各振動子を１つずつ指定する基準ベースとは異なるベクトルの新しいベースは、導入された収差の周波数特異性を考慮して有利に決定される。その結果、振動子３のネットワークのＸおよびＹ軸に沿ってそれぞれ位置する非零空間周波数（ＦＸ，ＦＹ）の各対が選択され、対応する空間ベクトルが構築される。
【０１１０】
１つの実施形態の例では、ベクトルは、次の方法で構成される：
【０１１１】
【数２８】
2010524513.tif 000030
ここで、
【０１１２】
【数２９】
2010524513.tif 000031
および
【０１１３】
【数３０】
2010524513.tif 000032
は、整数であり、１組の空間周波数について記述するために使用される。（ｘｎ，ｙｎ）は、２次元座標系に位置するようなプローブ上の振動子ｎの位置であり、例えば、２〜１０の整数すべてについて記述する。それらは、離散周波数ＦＸおよびＦＹについて記述する２次元または他の次元における同一の空間周波数ＦＸ＝ＦＹについて記述するために使用されることもできる。
【０１１４】
その後、位相分布は、これらのシヌソイド・ベクトルに基づいてＭ回修正され、ここでは、この数は、振動子の個数（Ｎ）未満であることができる。
ｎ個のソースの位相は、
【０１１５】
【数３１】
2010524513.tif 000033
（ｄｋは、実数である）と書けるので、位相分布の最適化は、各々がベクトルＶｋと関連する１組の値ｄｋを決定することからなる。この目的のために、０．１ラジアンの増分で、例えばＳ回、値ｄｋを増分することによって、これらのベクトルの各々に、ｄｋの幾つかの値を連続的に適用する。各修正では、生じた摂動の測定が達成される。
【０１１６】
回数Ｓは、すべてのベクトルＶｋに対して同一であってもよく、当該ベクトルＶｋに依存してもよく、Ｓｋと表わすことができる。
あるベクトルに対して最大摂動をもたらすｄｋの値が決定されると、修正法則として先のベクトルに対する最適値を適用することによって、別のベクトルに対し同一の操作が行われる。
【０１１７】
この操作は、空間周波数の対（ＦＸ，ＦＹ）から構築されるベクトルのすべてまたは一部に対して行なわれる。このように、
【０１１８】
【数３２】
2010524513.tif 000034
の修正が達成される。増分の数（Ｓ）がベクトルＶｋのすべてに対して同一である場合、修正の総数は、Ｍ＝Ｓ・Ｋである。
【０１１９】
各修正ｍに対して、摂動Ｉｍの１回以上の測定が達成される。その後、最大摂動Ｉｍが観測される修正（ｍ）に対応した値ｄｋが選択される。
この実施形態では、このように、これらのベクトルＶｋの各々（各々が空間周波数の空間における特定対の周波数（ＦＸ，ＦＹ）について記述する）に対する位相分布を最適化することによって、収差のすべての空間周波数に亘って連続的に収束を最適化する。
【０１２０】
その後、各ベクトルの各々の最適分布を使用して、すべての当該空間周波数に亘る最適空間分布
【０１２１】
【数３３】
2010524513.tif 000035
を得る。
【０１２２】
実際、各ベクトルＶｋの最適化の終わりには、最適位相分布に対する修正は、ベクトルの和であり、それに対して、最大摂動を生じさせる値ｄｋが関連付けられる。すべてのベクトルの最適化効果を組み合わせることによって、最大摂動は、各振動子が次の段階
【０１２３】
【数３４】
2010524513.tif 000036
（ｄｋは、最適化値である）を呈するときに得られる。その後、収差要素によって導入された収差の一部が修正される。必要に応じて、最適化を洗練させるために反復をすべて繰り返すことを想定する場合もある。  加えて、一又は複数の摂動測定値Ｉｍｅが関心領域６外で達成されるときには、これらの測定値は、最適位相分布を選択するために使用されることができ、それは、関心領域６における摂動Ｉｍの最大化とは別に、関心領域６外の摂動Ｉｍｅの最小化を可能にする。そのような最小化は、特に、最適化効果を洗練させるために使用される第２反復の対象とすることができる。
【０１２４】
加えて、頭蓋５が振幅収差も導入する程度まで、上に提示された位相分布の最適化とは別に、振幅の修正を使用した二次修正も適用されることがある。
この修正は、位相分布の第１最適化の後で有利に達成される。この場合、位相分布の第２最適化は、振幅の最適化に続いて有利に達成されることができる。
【０１２５】
この二次修正の実施の一例は、一般に０．１〜１の間で、連続するステップで、各ベクトルＶｋによって記述される位相分布から構築された各波に適用される振幅係数Ａ’ｋが次式のように
【０１２６】
【数３５】
2010524513.tif 000037
（Ａｎは、各ソースのデフォルト振幅である）で変化することからなる。
【０１２７】
位相変化と同様の方法で、異なる係数Ａ’ｋを持った幾つかの放射Ｓ’は、収束点での強度とソースによって放射された強度との間の比を最適化するために、量Ｉまたは次の量
【０１２８】
【数３６】
2010524513.tif 000038
の一方を最大化するように達成される。例示のために、Ｓ’の増分がベクトルのすべてに対して達成されるときには常に、付加的な数（Ｍ＝Ｓ’・Ｋ）の修正が達成される。
【０１２９】
さらに、幾つかの位相分布および幾つかの振幅因子を連続的に試験することによって、収差の空間周波数の空間について記述するベクトルの各々に対して、収束領域において最適な摂動を達成することが可能であり、また、適切な場合には、収束領域外で最小の摂動を達成することが可能であり、その結果、頭蓋５によって誘導される位相収差にも拘わらず収束の最適化を呈する。
【０１３０】
収差要素によって生じた収差の空間周波数の空間について記述するベクトルの使用は、同時に振動子のすべての位相を修正することを可能にし、従って、摂動差異が測定可能であるように、十分なエネルギを媒体に提供することを可能にする。
【０１３１】
実際、超音波放射圧によって誘導された組織の運動は、１０〜１００μｍのオーダーで一般に非常に小さい。このように、主な制限は、画像化手順によって測定されることができる最小の運動である。この最小の運動は、典型的には１μｍのオーダーである。従って、媒体に供給されるエネルギと、生じた摂動とは、与えられた測定の感度に対して識別可能となるのに十分である。
【０１３２】
このように、ソースのすべての位相修正を使用することによって、本発明は、検出可能な摂動を生成するだけでなく、異なる位相シフトの組合せに関連したエネルギ差が最適化を可能にするために識別されることができるように、媒体に十分なエネルギを送ることを可能にする。
【０１３３】
選択された画像化手順およびそれを実施する装置は、位相分布の１回の反復に対応する測定を行なうのに必要な時間を決定する。例えば、超音波技術により、この時間は、１ミリ秒のオーダーであり、核磁気共鳴映像法による技術により、単一の３Ｄボクセルにおける測定に限定すれば、この時間は、１０ミリ秒のオーダーである。このように、ＭＲＩ技術により、１０分の最大合計時間を得て、反復合計回数は、６０，０００回に制限される。
【０１３４】
上述した第１実施形態は、各方向ＸおよびＹにおける、１０のオーダーの、そして、従って最適修正に非常に近い解への迅速な反復収束を可能にする、少数の空間周波数を使用するという利点を有している。約１０００〜２０００回の反復で十分である。これは、従来の画像化手順に対して３分のオーダーの最適化時間に対応し、臨床的に全く受容可能である。
【０１３５】
反復の各ステップで、要素の全体に亘ってまたは少なくともそれらの多数に亘って、振動子毎に位相を修正する行為は、修正を生じさせることを可能にし、それは、収束点での音響強度から識別可能であり、従って、収束領域における超音波エネルギの測定の感度にそれほど依存しない。
【０１３６】
以下では、シミュレーションは、図４ａにおける位相収差の空間分布によって表わされている収差の理論的な導入器により達成される方法について提案されている。本プロセスは、約４，０００ステップで収束し、そこでは、１０個の空間周波数が、各方向（従って、Ｋ＝１００＝１０×１０）および各固有ベクトルＶｋに対してＳ＝３０回の位相シフトにおいて試験される。図４ｂでは、完全な修正が得られる最適エネルギに対して正規化された音響エネルギの振幅Ｉｎｏｒｍは、各ベクトルを指定する数ｋの関数として説明されている。
【０１３７】
ここで、最適化は、すべての空間ベクトルに対して連続で２回行なわれる。従って、ここでは、Ｍ＝Ｓ・Ｋ回の修正を行なう。収束点での音響エネルギの振幅Ｉｎｏｒｍが本プ
ロセス中に著しく増加することが分かる。このように、本発明にかかる方法は、完全な収束点に収束することを可能にする。
【０１３８】
最終的に達成される修正法則は、図４ｃ中に提示されている。それは、本シミュレーションに対して導入され、図４ａ中に提示された理論的な収差法則に非常に近いものである。
【０１３９】
第１実施形態によれば、本発明は、実験的方法であり、それによって、波の収束に対する収差の影響を低減することを可能にする位相分布を見つけるために、媒体中に生成された音響エネルギを最適化する。
【０１４０】
本発明の第２実施形態では、摂動測定値からの直接反転が、最適位相分布を決定するために使用される。
これらの２つの振動子によって放射される波の阻害によって生成された摂動の強度の複数の測定値から、２つの振動子間の最適の位相シフトを推測することは実際のところ理論的には可能である。実際、２つのビームの重複によって生成された、相対的な位相の余弦によって調整された振幅における強度は、２つの振動子間で異なる。
【０１４１】
このように、２つの単色ビーム
【０１４２】
【数３７】
2010524513.tif 000039
および
【０１４３】
【数３８】
2010524513.tif 000040
は、１点で干渉し、生成される強度は、次の通りである。
【０１４４】
【数３９】
2010524513.tif 000041
従って、変調強度による位相φを決定することが可能である。付加的な位相シフトｘを信号ｓ２に加算すれば、ｘの関数として余弦によって調整された強度を得る。
【０１４５】
【数４０】
2010524513.tif 000042
Ｉ（ｘ）の３つ以上の測定値から、各測定値でｘを修正し、従って、Ａ、Ｂ、およびφを算出することが理論上可能である。
【０１４６】
従って、各振動子の放射波の位相は、ｘの明確に異なる増分で２回以上修正される。
この位相シフトを算出する１つの方法は、Ｒ回の位相修正に対する強度のＲ（Ｒ＞１）回の測定を達成し、その後、一次方程式の系を３つの未確定数（つまり、Ａ、Ｂｃｏｓ（φ）、およびＢｓｉｎ（φ））に直接反転する。
【０１４７】
【数４１】
2010524513.tif 000043
特に、Ｉ（ｘｒ）の各測定値に対してＩ（ｘｒ＋π）の測定値をさらに達成する場合には：
【０１４８】
【数４２】
2010524513.tif 000044
そして、２つの和を測定することができる。
【０１４９】
【数４３】
2010524513.tif 000045
この線形の２つの式は、２つの未確定数（つまり、Ｂｃｏｓ（φ）およびＢｓｉｎ（φ））を含んでいる。この系を単に解くことによって、２つの振動子間の収差誘導要素によって導入された位相シフトである位相φの情報を得る。
【０１５０】
Ｎ個の実際の振動子のベースは、基準ベースである。本発明の目的は、この基準ベースにおける振動子の位相シフトおよび振幅を推測することにある。
【０１５１】
【数４４】
2010524513.tif 000046
しかしながら、振動子の各々の小さい振幅により、２つの振動子によって生成される変調強度を測定するのは困難である。従って、本発明は、複数の振動子が共に同時に働くことを可能にするベースの変化を達成することからなる。多くのベースが可能であり、１つは、アダマール・ベースである。
【０１５２】
【数４５】
2010524513.tif 000047
Ｈ＝Ｈｐｎ（１≦ｐ≦Ｐかつ１≦ｎ≦Ｎ）をベース変更行列とする。従って、このベースの各ベクトルＨｐによって放射される振幅および位相は、各ベクトルＨｐによって放射される振幅および位相について記述する複雑なベクトルとして表わされることができる。
【０１５３】
【数４６】
2010524513.tif 000048
ここで、Ｂｐおよびβｐは、ベクトルＨｐによって指定されたベクトルの振動子の各グループに適用された振幅および位相の値であるので、
【０１５４】
【数４７】
2010524513.tif 000049
となる。
【０１５５】
ベース・ベクトル
【０１５６】
【数４８】
2010524513.tif 000050
を参照（位相＝０および振幅＝１）として取る場合、各ベクトルＨｐ（１≦ｐ≦Ｐ）に対して、βｐは、ベクトル
【０１５７】
【数４９】
2010524513.tif 000051
に対するベクトルＨｐの収差要素によって導入されるシフトである。
【０１５８】
この場合、
【０１５９】
【数５０】
2010524513.tif 000052
は、その後、Ｎ個のソースのネットワーク上のｘｒのＲ値、ベクトル和
【０１６０】
【数５１】
2010524513.tif 000053
に対して連続的に放射することによる、およびｘｒの２つ以上（従って、Ｒ≧２）および好ましくは３つの（Ｒ＝３）別個の値に対して誘導された摂動Ｉｍ（ｘｒ）を測定することによる強度変調方法によって、ベクトルＨｐの各々に対して推測されることができる。その後、媒体中で実際に観測されるような振幅および位相は、各ベクトルに対する参照ベクトル
【０１６１】
【数５２】
2010524513.tif 000054
に関して得られる。
【０１６２】
この
【０１６３】
【数５３】
2010524513.tif 000055
の推測は、その後、各々に対するｘｒのＲ回の修正を行なうことによってＰ個のベクトルＨｐの各々に対して達成される。ここで、Ｒがベクトルのすべてに対して同様であると考えた。
【０１６４】
しかしながら、この修正（Ｒ）の数は、ベクトルＨｐの関数であることができ、従って、Ｒｐで表わされる。従って、全体で、位相および／または振幅分布の
【０１６５】
【数５４】
2010524513.tif 000056
回の修正が達成される。Ｒｐ＝ＲがベクトルＨｐのすべてに対して同一である場合、Ｍ＝Ｐ・Ｒである。
【０１６６】
その後、Ｎ個のソースの各々の収差器によって個々に導入された位相および振幅を得るために、基準ベースに戻ることが必要である。これについては、行列Ｈを反転させることで十分である。行列を反転できない場合、単一の値に分解することによって得られる擬似反転された行列を単に使用し、その後、基準ベースの振動子の各々の収差器によって導入された振幅および位相を得る。
【０１６７】
【数５５】
2010524513.tif 000057
その後、Ｎ個のソースの各々に対する放射
【０１６８】
【数５６】
2010524513.tif 000058
の最適位相は、位相シフトを反転することによって得られる。
【０１６９】
【数５７】
2010524513.tif 000059
ここで、関心領域６外で達成された摂動測定値Ｉｍｅを使用することも可能である。この場合、そのような摂動Ｉｍｅを最小化にしようと努力するであろう。
【０１７０】
摂動Ｉｍｅを使用する行列の反転の後で、収差要素によって導入された収差を得て、これらを使用することができる。その結果、関心領域６における摂動Ｉｍの強度に対する最適化と、関心領域６外の摂動Ｉｍｅの最小化との両方である位相分布を適用する。
【０１７１】
有利に、ベースＨは、測定値雑音が行列Ｈｐｎの反転によって僅かだけ増幅されるように選択される。これは、例えば、最大の重みを持った固有ベクトルがソースのネットワーク上の高強度の放射に対応した固有ベクトルである行列Ｈを選択することになる。
【０１７２】
様々な実施形態が本発明の原理を使用して可能であることが最終的に分かる。特に、収差誘導要素の収差に対して観測される特定の空間周波数について記述する様々なベクトルのベースを使用することができる。
【図１】
2010524513.tif 000077
【図２】
2010524513.tif 000078
【図３】
2010524513.tif 000079
【図４ａ】
2010524513.tif 000080
【図４ｂ】
2010524513.tif 000081
【図４ｃ】
2010524513.tif 000082
【国際調査報告】
2010524513.tif 000083
2010524513.tif 000084
2010524513.tif 000085
2010524513.tif 000086
2010524513.tif 000087
2010524513.tif 000088