本发明涉及无创神经调控技术领域，具体是一种基于无损脑神经刺激聚焦声场的相控方法。
背景技术：
低强度聚焦超声作为一种新兴的无损脑神经调控手段，以其非侵入性、高空间分辨率等优点受到广泛关注，低强度聚焦超声的频率和强度较低，一般其强度低于临床诊断检查所用超声，安全性高。
低强度聚焦超声具有神经调控作用且不会诱发组织损伤，其符合安全神经调控物理刺激的因子要求。利用低强度聚焦超声不仅能对大脑皮层脑区进行神经调控，将超声与静磁场结合产生的感应电场还可实现海马、丘脑等区域的神经调控，对治疗神经疾病显著效果。
目前主要通过时间反演法使声场在颅脑内聚焦，该方法主要关注聚焦点的位置，而不能灵活控制聚焦点的声压强度，因此调控效果不佳。
因此，本发明提出了一种基于无损脑神经刺激聚焦声场的相控方法，不仅能准确聚焦位置，而且能对聚焦点处的声压强度进行灵活控制。
技术实现要素：
针对现有技术的不足，本发明拟解决的技术问题是，提供一种基于无损脑神经刺激聚焦声场的相控方法。
本发明解决所述技术问题采用的技术方案是：
一种基于无损脑神经刺激聚焦声场的相控方法，其特征在于，该方法包括以下步骤：
步骤一、在颅脑内选取m个聚焦点，对每个聚焦点预设声压，得到声压矩阵pm；
步骤二、根据超声相控阵列换能器声压传播公式分别计算超声对每个聚焦点的前向传播向量，利用所有聚焦点的前向传播向量构造超声的前向传播矩阵hm，聚焦点个数和超声相控阵列换能器的阵元个数分别为超声的前向传播矩阵hm的行数和列数；
步骤三、对超声的前向传播矩阵hm求伪逆矩阵，得到如式(6)的超声的前向算子伪逆矩阵
式(6)中，
步骤四、将超声的前向算子伪逆矩阵
步骤五、对阵列控制矩阵中的每个元素求模与相角，然后将阵列控制矩阵中每个元素的模作为超声相控阵列换能器中的相控阵列对应位置的阵元中心点的振动速度幅值，将阵列控制矩阵中每个元素的相角作为超声相控阵列换能器中的相控阵列对应位置的阵元发射波的相位。
对于由矩形阵元构成的一维线阵，超声相控阵列换能器声压传播公式为；
式(1)中，p为一维线阵在聚焦点产生的声压；i为虚数单位；ρ、c分别为矩形阵元所在介质的密度和超声在矩形阵元所在介质中的传播速度；w、h分别为矩形阵元的宽度和高度；λ为超声波长；n为阵元个数；un为垂直于声源表面的质点速度；k为波数；r为第m个聚焦点与第n个矩形阵元中心点之间的距离，m∈m,n∈n；xn,yn分别为第n个矩形阵元的中心坐标；
超声的前向传播矩阵hm中，第m行第n列的元素hmn满足式(5)：
式(1)、(5)中，r满足式(2)：
式(2)中，δx,δy,δz分别为第m个聚焦点与第n个矩形阵元中心点在x,y,z轴方向的坐标差。
式(2)中的δx满足式(3)：
式(3)中，d1为第n个矩形阵元中心点与介质交界面沿x方向的距离，d2为聚焦点f1与介质交界面沿x方向的距离，c1、c2分别为超声在水和脑组织中沿x方向的传播速度，θn为第n个矩形阵元发射波方向与声轴之间的夹角；
同理，式(2)中的δy满足式(4)：
式(4)中，d'1为第n个矩形阵元中心点与介质交界面沿y方向的距离，d'2为聚焦点f1与介质交界面沿y方向的距离，c'1、c'2分别为超声在水和脑组织中沿y方向的传播速度，θ'n为θn的余角；
由于各矩形阵元中心点与各聚焦点位于同一平面内，故δz为零。
步骤五中，若阵列控制矩阵un的第一个元素u11＝a bi，则将复数u11的模
步骤一中所有聚焦点位于超声相控阵列换能器声轴上或者位于颅脑同一深度的不同位置。
若颅脑的背腹向尺寸为9.8～10.2mm，聚焦点为两个且聚焦点位于声轴上，则两个聚焦点的最小可分辨间距为3mm，最大可分辨间距为8mm。
当所有聚焦点位于颅脑同一深度不同位置时，若聚焦点个数为偶数，则所有聚焦点关于声轴对称分布；若聚焦点个数为奇数，则声轴上分布一个，其余聚焦点关于声轴对称分布。
若颅脑的头尾向尺寸为8.8～9.4mm，聚焦点为两个，则两个聚焦点的最小可分辨间距为1.4mm，最大可分辨间距为9mm。
与现有技术相比，本发明的优点和有益效果是：
1、本发明基于伪逆矩阵法，通过调节聚焦时各个阵元中心点振动速度幅值、阵元发射波的相位，能够使声场在声轴不同深度以及声轴同一深度不同位置处形成有效聚焦，且聚焦点声压强度可控，不仅关注聚焦点位置，还能实现对聚焦区域声场强度的灵活调控，并在颅脑区域不同位置产生神经调控所需的特定强度的声压，对颅脑形成有效刺激。
2、经过本发明的相控方法调控后聚焦声场的边界清晰，且声压强度聚焦度高，能够对特定区域进行精准调控，提高了神经调控精度，增强了神经疾病的治疗效果。
3、由于超声在水和脑组织中的传播会发生折射，因此对聚焦点和阵元之间的距离进行修正，使得超声能够准确达到聚焦点。
4、将经过本发明调控产生的聚焦声场与其他物理场(例如静磁场、电场)结合，可使神经组织中带电粒子定向移动，可以无创调控神经元放电，对治疗癫痫、帕金森等由神经元异常放电引起的神经类疾病具有积极效果。
附图说明
图1为本发明实施例1的两个聚焦点在大鼠颅骨内的分布示意图；
图2为本发明超声在不同介质中的传播示意图；
图3为本发明实施例1中两个聚焦点之间取最小可分辨间距时的聚焦效果图；
图4为图3中两个聚焦点处的声压强度分布示意图；
图5为本发明实施例1中两个聚焦点之间取最大可分辨间距时的聚焦效果图；
图6为图5中两个聚焦点处的声压强度分布示意图；
图7为本发明实施例2的两个聚焦点在大鼠颅骨内的分布示意图；
图8为本发明实施例2中两个聚焦点之间取最小可分辨间距时的聚焦效果图；
图9为图8中两个聚焦点处的声压强度分布示意图；
图10为本发明实施例2中两个聚焦点之间取最大可分辨间距时的聚焦效果图；
图11为图10中两个聚焦点处的声压强度分布示意图；
图12为本发明实施例2中三个聚焦点之间取最小可分辨间距时的聚焦效果图；
图13为图12中三个聚焦点处的声压强度分布示意图；
图14为本发明实施例2中三个聚焦点之间取最大可分辨间距时的聚焦效果图；
图15为图14中三个聚焦点处的声压强度分布示意图；
图中，1-超声相控阵列换能器；2-水；3-大鼠颅骨。
具体实施方式
以下结合具体附图和实施例对本发明的技术方案做进一步详细描述，并不用于限定本申请的保护范围。
本发明为一种基于无损脑神经刺激聚焦声场的相控方法，包括以下步骤：
步骤一、在颅脑内选取m个聚焦点，对每个聚焦点预设声压，得到声压矩阵pm；
步骤二、根据超声相控阵列换能器声压传播公式分别计算超声对每个聚焦点的前向传播向量，利用所有聚焦点的前向传播向量构造超声的前向传播矩阵hm，聚焦点个数和超声相控阵列换能器的阵元个数分别为超声的前向传播矩阵hm的行数和列数；
步骤三、对超声的前向传播矩阵hm求伪逆矩阵，得到如式(6)的超声的前向算子伪逆矩阵
式(6)中，
步骤四、将超声的前向算子伪逆矩阵
步骤五、对阵列控制矩阵un中的每个元素求模与相角，然后将阵列控制矩阵中每个元素的模作为超声相控阵列换能器相控阵列对应位置的阵元中心点的振动速度幅值，将阵列控制矩阵中每个元素的相角作为超声相控阵列换能器相控阵列对应位置的阵元发射波的相位。
实施例1
以大鼠颅骨为作用对象，利用本发明的基于无损脑神经刺激聚焦声场的相控方法使声场在大鼠颅骨内聚焦；采用matlab软件建立如图1所示的包含超声相控阵列换能器、水、脑组织的数学物理计算模型，水和脑组织构成大鼠颅骨，大鼠颅骨的背腹向尺寸为9.8～10.2mm，超声相控阵列换能器位于大鼠颅骨上方距离脑组织5mm的位置，声轴沿z轴方向；超声相控阵列换能器中的相控阵列为1×64线阵，包含64个矩形阵元，阵元间隙为0.025mm；矩形阵元的宽度w＝0.295mm，长度h＝3mm；超声相控阵列换能器以0.8mhz的激励频率向大鼠颅骨发射超声。
本实施例的基于经颅磁声电刺激聚焦声场的相控方法(简称方法，参见图1-6)，包括以下步骤：
步骤一、在大鼠颅骨内沿声轴方向选取聚焦点f1和f2(见图1)，可实现声场沿大鼠颅骨背腹向不同深度的聚焦；当聚焦点f1和f2的最小可分辨间距为3mm，最大可分辨间距为8mm，可实现在整个大鼠脑区内声场聚焦；聚焦点f1和f2处预设声压均为0.5mpa，故声压矩阵pm＝[500000,500000]；
步骤二、利用各个矩形阵元中心点坐标与聚焦点f1和f2的坐标，根据超声相控阵列换能器声压传播公式计算超声对聚焦点f1的前向传播向量和对聚焦点f2的前向传播向量，利用两个前向传播向量构造超声的前向传播矩阵hm，超声的前向传播矩阵hm的行数和列数分别为2和64；
对于由矩形阵元构成的一维线阵，超声相控阵列换能器声压传播公式为；
式(1)中，p为一维线阵在聚焦点产生的声压；i为虚数单位；ρ、c分别为矩形阵元所在介质的密度和超声在矩形阵元所在介质中的传播速度；w、h分别为矩形阵元的宽度和高度；λ为超声波长；n为阵元个数；un为垂直于声源表面的质点速度；k为波数；r为第m个聚焦点与第n个矩形阵元中心点之间的距离，m∈m,n∈n；xn,yn分别为第n个矩形阵元的中心坐标，由于超声相控阵列换能器为一维线阵，所有矩形阵元中心z轴方向坐标zn一致，故式(1)与坐标zn无关；
式(1)中，r满足式(2)：
式(2)中，δx,δy,δz分别为第m个聚焦点与第n个矩形阵元中心点在x,y,z轴方向的坐标差；
本实施例中超声传播涉及水和脑组织两种介质时，介质参数见表1；由于介质密度不同，超声在两种介质交界面传播时会发生折射，使实际聚焦点发生偏移，如图2所示，因此根据声学折射定律对式(2)中的坐标差进行修正，进而形成准确聚焦。
表1介质参数
以δx为例，超声传播涉及两种介质时，式(2)中的δx满足式(3)；
式(3)中，d1为第n个矩形阵元中心点与介质交界面沿x方向的距离，d2为聚焦点f1与介质交界面沿x方向的距离，c1、c2分别为超声在水和脑组织中沿x方向的传播速度，θn为第n个矩形阵元发射波方向与声轴之间的夹角；
同理，式(2)中的δy满足式(4)：
式(4)中，d'1为第n个矩形阵元中心点与介质交界面沿y方向的距离，d'2为聚焦点f1与介质交界面沿y方向的距离，c'1、c'2分别为超声在水和脑组织中沿y方向的传播速度，θ'n为θn的余角；
由于各矩形阵元中心点与各聚焦点位于同一平面内，故δz为零；
根据式(1)的超声相控阵列换能器声压传播公式，计算超声对聚焦点f1的前向传播向量和对聚焦点f2的前向传播向量，利用两个前向传播向量构造超声的前向传播矩阵hm，hm为2×64矩阵；其中，超声的前向传播矩阵hm第m行第n列的元素hmn的表达式满足式(5)，m∈{1,2}，n∈{1,2,…,64}；
步骤三、由于超声的前向传播矩阵hm的各元素皆为复数，因此按照式(6)对超声的前向传播矩阵hm求伪逆矩阵，得到超声的前向算子伪逆矩阵
式(6)中，
步骤四、将超声的前向算子伪逆矩阵
步骤五、阵列控制矩阵un中的元素皆为复数，对每个元素求模与相角，然后将阵列控制矩阵中每个元素的模作为超声相控阵列换能器中的相控阵列对应位置的矩形阵元中心点的振动速度幅值，将阵列控制矩阵中每个元素的相角作为超声相控阵列换能器中的相控阵列对应位置的矩形阵元发射波的相位；
以阵列控制矩阵un的第一个元素u11＝a bi为例，复数u11的模
本实施例将各个参数的取值代入相应公式后，得到超声相控阵列换能器中的相控阵列第一个矩形阵元中心点的振动速度幅值为0.0089m/s，超声相控阵列换能器中的相控阵列第一个矩形阵元发射波的相位为-1.7162rad；
通过上述方法可实现大鼠颅骨内不同深度两个聚焦点f1和f2的声场聚焦，图3为聚焦点f1和f2取最小可分辨间距为3mm时的聚焦效果图，图4为图3中两个聚焦点处的声压强度分布示意图；图5为聚焦点f1和f2取最大可分辨间距为8mm时的聚焦效果图，图6为图5中两个聚焦点处的声压强度分布示意图；从图中可以看出，本方法能够使声场在聚焦点有效聚焦，而且聚焦声场边界清晰，声压强度聚焦度高，并达到预设声压强度，实现对聚焦点声场的精准调控。
实施例2
本实施例的基于无损脑神经刺激聚焦声场的相控方法(参见图7-15)，包括以下步骤：
步骤一、在大鼠颅骨内同一深度上选取聚焦点f3和f4(参见图7)，两个聚焦点关于声轴对称，两个聚焦点的最小可分辨间距为1.4mm，最大可分辨间距为9mm，即聚焦点个数为偶数，则所有聚焦点关于声轴对称分布，可实现大鼠头尾向即相对于超声相控阵列换能器中的相控阵列同一深度、不同位置的聚焦；本实施例的大鼠颅骨的头尾向尺寸为8.8～9.4mm，其余参数与实施例1相同。若聚焦点的个数为奇数，则声轴上分布一个，其余聚焦点关于声轴对称分布，如图12所示；
步骤二、利用各个矩形阵元的中心点坐标与聚焦点f3和f4的坐标，根据超声相控阵列换能器声压传播公式计算超声对聚焦点f3的前向传播向量和对聚焦点f4的前向传播向量，利用两个前向传播向量构造超声的前向传播矩阵hm，超声的前向传播矩阵hm的行数和列数分别为2和64；
对于由矩形阵元构成的一维线阵，超声相控阵列换能器声压传播公式为；
式(1)中，p为一维线阵在聚焦点产生的声压；i为虚数单位；ρ、c分别为矩形阵元所在介质密度和超声在矩形阵元所在介质中的传播速度；w、h分别为矩形阵元的宽度和高度；λ为超声波长；n为阵元个数；un为垂直于声源表面的质点速度；k为波数；r为第m个聚焦点与第n个矩形阵元中心点之间的距离，m∈m,n∈n；xn,yn分别为第n个矩形阵元的中心坐标，由于超声相控阵列换能器为一维线阵，所有矩形阵元中心z轴方向坐标zn一致，故式(1)与坐标zn无关；
式(1)中，r满足式(2)：
式(2)中，δx,δy,δz分别为第m个聚焦点与第n个矩形阵元中心点在x,y,z方向的坐标差；
本实施例中超声传播涉及水和脑组织两种介质时，由于介质密度不同，超声在两种介质交界面传播时会发生折射，使实际聚焦点发生偏移，如图2所示，因此根据声学折射定律对式(2)中的坐标差进行修正，进而形成准确聚焦。
以δx为例，超声传播涉及两种介质时，式(2)中的δx满足式(3)；
式(3)中，d1为第n个矩形阵元中心点与介质交界面沿x方向的距离，d2为聚焦点f1与介质交界面沿x方向的距离，c1、c2分别为超声在水和脑组织中沿x方向的传播速度，θn为第n个矩形阵元发射波方向与声轴之间的夹角；
同理，式(2)中的δy满足式(4)：
式(4)中，d'1为第n个矩形阵元中心点与介质交界面沿y方向的距离，d'2为聚焦点f1与介质交界面沿y方向的距离，c'1、c'2分别为超声在水和脑组织中沿y方向的传播速度，θ'n为θn的余角；
由于各矩形阵元中心点与各聚焦点位于同一平面内，故δz为零；
根据式(1)的超声相控阵列换能器声压传播公式，计算超声对聚焦点f1的前向传播向量和对聚焦点f2的前向传播向量，利用两个前向传播向量构造超声的前向传播矩阵hm，hm为2×64矩阵；其中，超声的前向传播矩阵hm第m行第n列的元素hmn的表达式满足式(5)，m∈{1,2}，n∈{1,2,…,64}；
其中水、脑组织密度与该介质中超声传播速度如表1所示。
步骤三、由于超声的前向传播矩阵hm的各元素皆为复数，因此按照式(6)对超声的前向传播矩阵hm求伪逆矩阵，得到超声的前向算子伪逆矩阵
式(6)中，
步骤四、将超声的前向算子伪逆矩阵
步骤五、阵列控制矩阵un中的元素皆为复数，对每个元素求模与相角，然后将阵列控制矩阵中每个元素的模作为超声相控阵列换能器中的相控阵列对应位置的矩形阵元中心点的振动速度幅值，将阵列控制矩阵中每个元素的相角作为超声相控阵列换能器中的相控阵列对应位置的矩形阵元发射波的相位；
以阵列控制矩阵un的第一个元素u11＝f gi为例，复数u11的模
图8为聚焦点f3和f4取最小可分辨间距为1.4mm时的聚焦效果图，图9为图8中两个聚焦点处的声压强度分布示意图；图10为聚焦点f3和f4取最大可分辨间距为9mm时的聚焦效果图，图11为图10中两个聚焦点处的声压强度分布示意图；图12为三个聚焦点之间取最小可分辨间距为1.4mm时的聚焦效果图，图13为图12中三个聚焦点处的声压强度分布示意图；图14为三个聚焦点之间取最大可分辨间距为9mm时的聚焦效果图，图15为图14中三个聚焦点处的声压强度分布图；从图中可以看出，本方法能够使声场在各个聚焦点有效聚焦，而且聚焦声场边界清晰，声压强度聚焦度高，并达到预设声压强度，实现对聚焦点声场的精准调控。从图10中也可以看出，当聚焦点距离声轴较远时，聚焦效果会变差。
本发明未述及之处适用于现有技术。
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