具体实施方式

本公开总体上涉及一种瞄准能量传输方法。更具体地，但不限于，本公开涉及一种用于使用一个或多个超声换能器(例如刚性或柔性超声换能器阵列)聚焦超声能量并与可植入装置通信的方法。本公开的一个目的是通过将超声波聚焦在可植入装置处来最大化超声能量传输的效率。

在以下实施例中，瞄准能量传输(targeted energy transmission)方法仅是示例性的，并不用于限制本公开或其应用和/或用途。应当理解，存在大量变体。详细描述将使本领域普通技术人员无需过多实验即可实施本公开的示例性实施例，并且应当理解，可以对示例性实施例中描述的方法的功能和布置进行各种改变或修改而不脱离所附权利要求中阐述的本公开的范围。鉴于本公开，本文描述的不同实施例可以组合以形成本发明的其他实施例。本文使用的标题仅用于组织目的，不应被解释为限制所描述的主题。

益处、优点、问题的解决方案以及可能导致任何益处、优点或解决方案发生或变得更加明显的任何要素不应被解释为任何或所有权利要求的关键的、必需的或基本的特征或要素。本发明仅由所附权利要求限定，包括在本申请未决期间所做的任何修改以及所公布的那些权利要求的所有等效物。

为简单和清楚起见，诸如“第一”、“第二”、“第三”等相关术语(如果有的话)仅用于将一个条目、项目或装置与另一条目、项目或装置区分开来，而不必要求此类条目、项目或装置之间的任何实际此类关系或顺序。

如本文所用，术语“耦合”或“连接”或其任何变体涵盖两个或更多个元件之间的任何直接或间接耦合或连接，除非另有说明或与上下文明显矛盾。

本公开总体上描述了往来于一个或多个可植入装置的超声能量传输和通信。术语“可植入装置”用于描述受试体中用于识别标识、感测生理状况(例如温度、压力、pH、脉搏率、氧气、分析物、应变、葡萄糖或其任何组合)的装置。可植入装置可包括多个通道、传感器、发射器或检测器。可植入装置可以执行其他功能，例如将药物或化学物质释放到体内、刺激神经和组织或治疗心脏问题。可植入装置被植入活受试体中，其中，该受试体可以是人或动物。如本文所用，术语“超声能量”通常是指由频率在20kHz至1GHz之间的声波传输的能量。术语“声波”是指频率在10kHz到1GHz之间的宽带声波。

在某些实施例中，可植入装置包括一个或多个用于检测分析物、应变或pH的量的传感器。

在某些实施例中，可植入装置包括光学检测器，用于检测血压、血氧合、黑色素水平、葡萄糖、脉搏率、与健康相关的任何其他光谱变化信号或与健康相关的任何光吸收变化。

在某些实施例中，可植入装置包括用于检测温度的温度传感器，例如热敏电阻或热电偶。

在某些实施例中，可植入装置包括压力传感器，例如微机电系统(MEMS)传感器，用于测量血压、颅内压、脉搏率或身体中的其他压力。

在某些实施例中，可植入装置包括用于检测氧水平、pH或葡萄糖的电位化学传感器或电流化学传感器。

在某些实施例中，可植入装置包括用于将药物或化学物质释放到体内的药物释放分配器。

在某些实施例中，可植入装置包括用于刺激神经或组织或治疗心脏问题的微刺激器或电极。

在某些实施例中，可植入装置可以发出电磁波或机械波以刺激组织、神经或器官。

在某些实施例中，可植入装置可引起局部或大位置的温度变化。

在某些实施例中，可植入装置可以使用需要实时压力变化的部件，例如致动器或夹具，在身体系统中引入压力变化。

在某些实施例中，可植入装置可以引入或检测磁场，例如感应器或线圈。

A.超声换能器阵列

图1A和图1B分别示出了放置在活体上的刚性超声换能器阵列101和柔性超声换能器阵列102。超声换能器阵列包括多个超声换能器111，其可以是压电元件、电容微机械超声换能器(CMUT)、基于光学的换能器或其他材料。在某些实施例中，柔性超声换能器阵列102可以包括一个单个超声元件，例如名为“Sonic Paper”的CMUT。在一些其他情况下，可以使用单个超声换能器111代替阵列。阵列中的每个超声换能器111由处理器控制，处理器可以配置每个超声换能器以接收或传输超声波。这允许一个或多个超声换能器111传输具有不同时间延迟、相移、脉冲频率、幅度和/或波长的超声波。在一些实施例中，阵列中的一个或多个超声换能器111可以具有规则的间距、不规则的间距或者稀疏地放置。

一个或多个超声换能器111连接到处理器或计算系统，其被配置为可以选择性地与每个或所有超声换能器111通信以传输或接收超声波。处理器可以形成为一个或多个中央处理单元(CPU)、微控制器单元(MCU)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑阵列(FPGA)、可编程I/O装置或其他等效的集成或分立电子电路。在某些实施例中，处理器或计算系统还可以包括其他部件，例如模数转换器(ADC)、数模转换器(DAC)、存储器、显示面板、电源和I/O端口。

柔性超声换能器阵列102可以被认为具有一个或多个超声换能器111，其附接在柔性和可拉伸材料、柔性印刷电路板(PCB)或Kapton聚酰亚胺薄膜上，其允许超声换能器111位置和取向相对移动相邻。因此，与刚性超声换能器阵列101相比，柔性超声换能器阵列102可以允许更好地屈曲和适配到活体表面的复杂几何形状上。示例性柔性超声换能器阵列102包括128个超声换能器111的阵列，如图2所示。

从超声换能器111传输的超声在进入活体之后与身体组织相互作用。这种相互作用可以导致超声波的反射、散射和折射。这发生在组织或介质具有不同声阻抗的组织边界处。吸收也可能导致发生衰减，这可能发生在同一介质中。声阻抗偏差确定反射量，而声阻抗(Z)由组织密度(ρ)和声波速度(c)确定，等式如下：

Z＝ρc (1)

两种组织之间密度的更显著变化将导致声阻抗的更大变化。两种介质之间的阻抗变化称为声阻抗失配。两种组织之间的这种声阻抗差异解释了在组织边界处发生的反射量。

由于脊椎121具有比相邻组织更高的密度，因此脊椎121可以反射来自超声换能器111的入射超声波。反射的超声波可以被阵列上的超声换能器111拾取。由于柔性超声换能器阵列102可以对活体提供更好的角度覆盖，所以其可以比刚性超声换能器阵列101收集更多的声学信息。因此，在大多数应用中，柔性超声换能器阵列102比线性布置的刚性超声换能器阵列101更优选。

通过使用超声换能器阵列(刚性或柔性)，一个或多个超声换能器111可以被配置为传输各自具有不同时间延迟、相位调制和波形调制的超声波。通过应用时间延迟，超声波的相位可以在目标超声聚焦区域相加，使得超声能量可以在限定的焦点处具有最大强度。

参考图3A，刚性超声换能器阵列101通过对每个超声换能器111应用不同的时间延迟而将超声波束聚焦到活体内部的可植入装置131上。由于刚性超声换能器阵列101不能与活体表面进行良好接触，因此一些超声换能器111与活体之间存在声耦合。类似地，如图3B所示，柔性超声换能器阵列102也通过对每个超声换能器111应用不同的时间延迟而将超声波束聚焦到活体内部的可植入装置131上。

为了将超声波瞄准可植入装置131，需要动态监测可植入装置131的位置。动态监测意味着捕获与可植入装置131的位置相关的实时信息，然后将其用于计算瞄准超声传送。下面更详细地描述监测可植入装置131的位置和聚焦超声的方法。该方法还可以应用于将两个或更多个超声驱动的可植入装置131植入身体的情况。

用于将超声能量聚焦到瞄准位置的一种方法是执行时间反演聚焦(timereversal focusing)。时间反演聚焦的概念是一种基于互易性的方法。为了将能量瞄准到活体内的可植入装置131上，首先将源自声源的超声波传播到可植入装置131，其中，可植入装置131反射或传输超声波。在反射波的情况下，使用无源方法实现时间反演。对于传输波的情况，转而使用有源方法。

B.时间反演聚焦

现在参考图4A-4C，展示了时间反演聚焦的概念。超声换能器的阵列100可以线性地布置或以其他方式布置成其他形状。如图4A中示例性地所示，超声换能器111之一产生具有至少一个频率和至少一个振幅的超声波，并将超声波传输到其中具有可植入装置131的活体中。在某些实施例中，超声波可以传输到其中具有多个可植入装置131的活体中，只要所有的可植入装置131都在视场内。超声换能器111产生的频率是指高于可听声音的频率。在其他替代实施例中，可以使用两个或更多个超声换能器111来产生平面波或随机时间延迟波，而不是使用单个超声换能器111。在某些实施例中，超声换能器111的中心频率约为5MHz。传输的超声可以是脉冲或猝发音。在超声换能器111和可植入装置131之间，存在身体组织的散射介质141。当超声波从进入散射介质141的直线路径偏转到具有偏转角度的方向时发生折射。通常，超声波在具有不同声阻抗的介质处发生折射。超声能量也可能被组织吸收、反射或散射。在穿过散射介质141之后，超声波入射到可植入装置131上。在一个实施例中，可植入装置131是声阻抗显著高于邻近组织的装置，因为密度显著更高。可植入装置131可用作反射器，并且使用无源方法将超声波作为回波信号反射回。在替代实施例中，可植入装置131可以接收超声能量并将其转换为电能；从而可植入装置131中的超声换能器产生相反方向的超声波。由于超声波由可植入装置131产生，因此该方法是使用更复杂电子部件的有源方法。

如图4B所示，来自可植入装置131的回波信号或产生的超声波在散射路径中行进通过散射介质141回到超声换能器阵列100。当超声波以向前或向后方式行进穿过时散射介质141具有相同的散射和传输特性。因此，通过使用时间反演方法，可以定位反射点处的焦点。

一个或多个超声换能器111获取回波信号或产生的超声波，每个具有不同的幅度和时间延迟特性。接收的信号151耦合到处理器以产生时间反演信号152。如图4C所示，时间反演信号152从处理器耦合到一个或多个超声换能器111以产生时间反演波，其被传输到活体中并且动态地聚焦在可植入装置131处。在穿过散射介质141之后，来自一个或多个超声换能器111的时间反演波可以经历相长干涉，其中，相位在反射最初来自的位置处增加；并在反射点产生超声能量的焦点。在一个单个超声换能器111的情况下，时间反演波及其任何散射或折射波可以在反射最初来自的位置处经历相长干涉。例如，如果超声换能器阵列100中的超声换能器111接收p(x,t)的压力场，其中，x为超声换能器111的位置且t为时间，则对应的时间反演信号将为p’(x,T-t)，其中，T是系统所需的总延迟常数。每个位置处的聚焦强度与反射强度加衰减因子成正比。

为了初始激活的目的，从超声换能器阵列100产生的超声场可以通过不同的时间延迟进行调制，以实现到可植入装置131上的动态聚焦。如果使用柔性超声换能器阵列102并且超声换能器111不是线性布置(例如呈凹形)，则超声的调制可以提高传输质量。超声换能器的凹形阵列100自然具有与其他相邻区域相比超声强度最高的焦点，如图5A中的声强分布所示。这对于时间反演聚焦方法来说尤其成问题，因为与来自其他区域的反射超声波相比，来自具有自然焦点的区域的任何反射超声波具有更高的强度。

为了克服这个问题，本公开提供了一种通过使超声束扫过所有位置来将时间延迟聚焦应用到视场内的不同位置的方法。然而，这种方法可能需要较长的延迟，这需要花费大量时间来扫描超声束。此外，需要超声换能器阵列100中的每个超声换能器111的准确信息，这对于柔性超声换能器阵列102来说将是困难的或甚至不可能的。

在一个实施例中，如图5B和图5C所示，可以通过配置超声换能器111以调制超声场并产生平面波或随机时间延迟场来去除自然焦点。平面波是由具有平行和非聚焦传输的超声换能器阵列100产生的平直波前。通过以随机延迟激活每个超声换能器111来产生随机时间延迟场。在另一实施例中，如图5D所示，也可以通过仅配置一个单个超声换能器111传输单个超声波来去除自然焦点。这种方法具有较弱的聚焦效果或没有聚焦效果。

除了可植入装置131对超声波的反射之外，当超声波与具有声阻抗失配的活体内部的身体组织相互作用时，也可能发生不期望的反射。特别地，身体结构，如骨骼和肌肉组织，可以反射超声。这种反射是无法避免的。因此，重要的是确保可植入装置131可以比身体中的其他结构反射更多的超声。一种简单的方法是通过选择阻抗失配比周围介质更高的材料。

因为超声的反射是两种介质之间声阻抗失配的结果。在两种介质之间的边界处被反射的能量的分数R可以用以下等式描述：

其中，z₁和z₂是介质1和介质2的声阻抗。

从等式(2)可以看出，声阻抗失配越大，可以产生的反射回波越强。因此，通过使可植入装置131的至少一部分由与人体组织失配的更高声阻抗的材料制成，可植入装置131可以产生回波信号的更强反射。例如，用于监测或刺激肌肉组织的可植入装置131被植入具有目标人体肌肉组织的区域。人体肌肉组织的声阻抗为1.68x10⁶kg/(sec.m²)。用于可植入装置131的材料应具有更高的声阻抗差，例如具有46.02x10⁶kg/(sec.m²)的声阻抗的不锈钢。通过这种布置，可植入装置131可以反射具有强回波信号的超声波。

假设可植入装置131可以产生比活体中的其他生理结构显著更强的超声反射，则反射到超声换能器阵列100的大部分声能来自可植入装置131处的反射。然后，使用接收的回波信号执行时间反演聚焦。此后从超声换能器阵列100传输的大部分声能可以被瞄准回到可植入装置131处的反射点。有利地，可以补偿由于每个超声换能器111的位置和取向引起的变化。因此，超声换能器111的精确物理位置和取向的测量和细节不是必需的；因此，该方法能够使用柔性超声换能器阵列102，而无需每个超声换能器111的任何细节。

图6示出了用于在可植入装置131上实现最大聚焦的无源时间反演聚焦方法的系统图。这是用于优化聚焦的可选迭代方法。考虑到可植入装置131比介质中的其他结构反射更多的超声，这种无源时间反演聚焦方法可以在每次迭代循环之后迭代地增加聚焦到可植入装置131上的声能。

无源时间反演聚焦方法可用于使用放置在活体上的超声换能器阵列600将声能传送到可植入装置131。来自时间反演波的超声能量通过压电元件、CMUT、基于光学的换能器或其他材料而被转换为电流。超声换能器阵列600可以是刚性超声换能器阵列101或柔性超声换能器阵列102。超声换能器阵列600可被配置为传输平面波、随机时间延迟场或单个超声波。在同时向具有多个可植入装置131的活体传输超声能量的情况下，时间反演波在多个可植入装置131所在的多个位置处经历相长干涉。在某些实施例中，多个可植入装置131中的每一个选择性地响应特定频率范围，以选择性地激活特定的一个或多个可植入装置131。

在一个实施例中，两个或更多个超声换能器111被同时激活以产生平直波前形式的平面波。超声信号的传输没有焦点，且不会产生自然聚焦。

在一个实施例中，两个或更多个超声换能器111被激活，并且每个超声换能器111以随机且不同的时间延迟传输超声信号。声强分布不聚焦在任何点，并且可以传输随机时间延迟场。

在一个实施例中，仅一个信号超声换能器111被激活以传输超声信号。超声换能器阵列600中的其他超声换能器111仍被启用作为接收器并获取回波信号以确定可植入装置131的位置。

从超声换能器阵列600(Tx)传输的超声进入身体组织的介质610并且可能经历折射、散射、衰减和反射。由于可植入装置131具有较高的声阻抗差，因此反射的回波信号主要来自可植入装置131。回波信号由超声换能器阵列600拾取，并且多个接收的信号由超声换能器阵列600(Rx)的一个或多个超声换能器111获得以进行分析。

接收的信号被耦合到处理器620。每个超声换能器111可以在其位置和取向处提供接收的回波信号的相位和强度的直接信息，并补偿其任何变化。处理器62被配置为对每个回波信号执行时间反演聚焦。在某些实施例中，处理器620还被配置为执行噪声的后处理滤波并校正超声换能器111产生的超声的线性度和频率响应。时间反演信号被耦合回超声换能器阵列600(Tx)，以根据时间反演回波信号向身体组织介质610传输超声波并动态聚焦在可植入装置131处。在该传输期间，先前接收超声换能器111现在被配置为传输超声。由于传输基于时间反演回波信号，因此从超声换能器阵列600传输的声能可以有利地瞄准回到可植入装置131。

迭代方法可以与无源时间反演聚焦方法结合使用，从而可以提高瞄准的精度。由于可植入装置131会比介质610中的其他结构反射更多的超声，因此迭代地应用时间反演方法可以在每次迭代中增加可植入装置131处的聚焦超声能量。在每次迭代期间，处理器620确定超声能量瞄准是否被改善。重复迭代，直到能量瞄准没有被进一步改进。这种迭代方法可以有利地增强聚焦的准确度，以实现可植入装置131上的最大聚焦。

图7A示出了根据一个实施例的用于执行时间反演聚焦的系统。使用ADC 711将超声换能器111接收的回波信号转换为数字信号。ADC 711通常使用集成电路器件和分立部件的混合来实现或集成到处理器620。然后将数字信号写入处理器620的存储器712，用于处理时域翻转713。时域翻转713是通过将数字信号从左向右时间翻转以获得翻转的数字信号来执行的。通过将翻转的数字信号耦合到DAC 714，可以获得时间反演信号。优选地，ADC 711和DAC 714在数字域中具有相同的位数。在某些实施例中，时间反演信号可以执行噪声的后处理滤波并校正超声换能器111的超声产生的线性度和频率响应。

图7B示出了根据一个实施例的用于执行时间反演聚焦的另一系统。超声换能器111接收的回波信号耦合到傅里叶变换电路721和与傅里叶变换电路721并联设置的包络检测器722。傅里叶变换电路721被配置为产生回波信号的频率分量，并且该电路可以包括诸如乘法器和计算单元之类的部件。替代地，傅里叶变换电路721可被实现为可由处理器620或计算机系统执行的算法或软件。包络检测器722被配置为接收回波信号，跟踪回波信号的电压包络，并且产生回波信号的幅度分量。

数字信号处理(DSP)电路723从傅里叶变换电路721和包络检测器722接收回波信号的频率分量和幅度分量以翻转回波信号。DSP电路723可以实现为集成电路，并且操作为获得回波信号的傅里叶变换的共轭。通过使用逆傅里叶变换电路724，可以获得时间反演信号的时域。优选地，傅里叶变换电路721和傅里叶逆变换电路724具有相同数量的数据样本。替代地，逆傅里叶变换电路724可以实现为可由处理器620或计算机系统执行的算法或软件。

图8示出了使用传输超声的有源可植入装置810的有源时间反演聚焦方法的系统图。有源时间反演聚焦方法与无源时间反演聚焦方法类似，但方式相反。最初，至少一个超声换能器111被激活并将超声波传输到活体中。有源可植入装置810包括用于接收超声波的内置超声换能器。该超声波传送电能以对有源可植入装置810充电。在某些实施例中，超声换能器111可以执行与有源可植入装置810的同步。在某些实施例中，可以从其他源(例如热、离子、动力运动或磁场)收集用于对有源可植入装置810充电的电能。

一旦有源可植入装置810被充以足够的电能，有源可植入装置810的内置换能器就可以在与来自超声换能器111的入射超声波相反的方向上产生第二超声波。在某些实施例中，内置换能器可以在所有方向上发出大致相同强度的第二超声波，以到达超声换能器阵列800中的所有超声换能器111，从而最大化效率。第二超声波行进穿过活体的组织，然后被超声换能器阵列800拾取。没有必要使超声换能器阵列800中的所有超声换能器111都拾取第二超声波。然后，可以是刚性或柔性形状的超声换能器阵列800可以执行具有更聚焦和更高能量的回到的有源可植入装置810的时间反演聚焦。在某些实施例中，一个或多个超声换能器111获取多个接收的信号，其耦合到处理器820。处理器820被配置为对每个接收的信号执行时间反演聚焦。时间反演信号被耦合回超声换能器111(Tx)，用于相应地传输超声波，使得声能可以有利地动态聚焦在有源可植入装置810处并将其瞄准回到有源可植入装置810上。

迭代方法可以与有源时间反演聚焦方法结合使用，从而可以提高瞄准的精度。在每次迭代期间，有源可植入装置810的内置换能器可以根据入射的超声波传输超声波。通过迭代地应用时间反演方法，超声能量可以更集中在有源可植入装置810上。在每次迭代期间，处理器820确定能量瞄准是否被改善。重复迭代，直到能量瞄准没有被进一步改进。这种迭代方法可以有利地提高聚焦的准确度，以实现最大地聚焦在有源可植入装置810上。

当第一超声波被内置换能器拾取时，超声波被转换成电流并耦合到交流(AC)时间延迟电路。AC时间延迟电路的示例性电路图如图9所示。包括电阻器-电容器(RC)对、晶体管、FPGA、ASIC、触发器或其他电子部件的其他电子电路可用于引入时间延迟而不脱离本公开的精神。使用AC时间延迟电路的目的是为接收的超声波引入时间延迟，使得超声换能器111在传输周期内原本传输的超声波被消散。因此，有源可植入装置810可以在检测周期内将第二超声波传输回超声换能器阵列800，而不受来自传输周期的超声或其任何反射的干扰。在某些实施例中，第二超声波包括具有关于时间延迟的信息的同步信号，其由超声换能器阵列800接收以供处理器820确定超声行进到有源可植入装置810所需的时间。

在同时向具有多个有源可植入装置810的活体传输超声能量的情况下，时间反演波在多个有源可植入装置810所在的多个位置处经历相长干涉。在某些实施例中，多个有源可植入装置810中的每一个选择性地响应特定频率范围以选择性地激活特定的一个或多个有源可植入装置810。

图10A提供了使用刚性超声换能器阵列101从平面波激活重建的亮度模式(B模式)超声图像。该实验在一块鸡胸肉样品上执行，其中嵌入不锈钢表面以模拟可植入装置。从实验结果可以看出，在强反射超声图像的右上侧可以看到声阻抗差较高的装置。图10B示出了从图10A中所示的B模式超声图像产生的时间反演场。该实验使用Vantage 128TM(Verasonics公司)、128通道超声系统和具有128个超声换能器的阵列的5MHz线性换能器进行。尽管该图以灰度显示(未显示颜色)，但该图的颜色为蓝色(较暗区域)和黄色(较亮区域)。蓝色区域表示低超声强度，而黄色区域表示高超声强度。时间反演场上的强度是由在均匀介质处的计算机模拟产生的，并且强度显示了整个突发和声波行进周期内的时间平均强度。

本发明的时间反演聚焦方法还可以考虑到身体组织介质的不均匀性。与常规的通过假设跨越介质的均匀且已知的速度来聚焦超声波的时间延迟聚焦方法相比，时间反演聚焦方法可以有利地考虑任何影响，例如在通过介质传播时的散射和声速变化。因此，使用时间反演聚焦方法可以减轻超声信号的噪声和变形。

为了证明该差异，使用(1)瞬时脉冲和(2)具有7个周期的1MHz猝发音的声源的信号并且将其聚焦在10cm深度的组织介质内部的位置处。比较了时间反演聚焦方法和时间延迟聚焦方法的结果。使用k-Wave模拟工具箱执行模拟。假设介质的声学声速为1540m/s且密度为1000kg/m³，并且散射介质的声速为1800m/s且密度为1500kg/m³。散射介质随机分布在约占介质空间1/4的介质中。时间反演聚焦方法是通过模拟聚焦在介质内部10cm深度位置的声波来进行的。反射的声波由模拟空间中线性对齐的216个超声换能器拾取和获取。通过对接收的超声信号执行时间反演聚焦，从每个超声换能器发出了时间反演的超声波。对于时间延迟聚焦，216个超声换能器发出的信号具有与到焦点的距离对应的时间延迟的信号。通过假设声速为1540m/s，可以设置时间延迟，使得超声信号将同时到达焦点。

图11A和图11B示出了使用瞬时脉冲的时间反演聚焦方法和的时间延迟聚焦方法之间的比较。图12A和图12B示出了使用具有7个周期的1MHz猝发音的声源的时间反演聚焦方法和时间延迟聚焦方法之间的比较。通过计算信号之间时间的均方根并除以最大信号强度，可以获得信噪比(SNR)。对于瞬时脉冲情况，使用时间反演聚焦方法的SNR为3.01％，而使用时间延迟方法的SNR为5.61％。猝发音的SNR对于使用时间反演聚焦方法的5.01％，而对于使用时间延迟方法为12.92％。

C.图像形成和瞄准能量传送

还可通过形成超声图像来监测可植入装置131的位置。这是通过从可植入装置131的表面反射超声波来完成的。由于可植入装置131和相邻组织的声阻抗失配，行进到该表面的超声波在边界处被反射。有利地，声波的反射可以提供可植入装置131的位置和结构信息，以及其他物理特性，例如硬度、温度和声速。

参考图13A，作为声波源操作的柔性超声换能器阵列102被配置为产生声波。基于每个超声换能器111的相对位置、取向和方向性确定在每个超声换能器111处产生的声波，从而可以执行时间延迟聚焦和/或电子波束成形。通过控制处理器的超声波产生的定时和/或相位来执行时间延迟聚焦和电子波束成形。在某些实施例中，通过计算从柔性超声换能器阵列102到焦点1301的相对中心位置、确定每个超声换能器111的延迟并由超声换能器111产生每个都具有延迟的多个超声波来执行时间延迟聚焦，从而通过在焦点1301处的超声波的相长干涉可以获得传播到焦点1301的声波前1302。超声波的相长干涉可以在焦点1301处产生更强的能量。通过在不同的位置和深度处重复和迭代地执行超声聚焦方法，可以执行整个视场的完整扫描。从每个位置接收的回波可以与反射时间相结合，以在声束强度分布上产生完整的超声图像。

参考图13B，描绘了用于形成超声图像的替代方法。可以使用刚性换能器阵列101或柔性换能器阵列102。对于柔性换能器阵列102，该方法通过实时计算多个超声换能器111之间的相对位置和取向、确定每个超声换能器111的延迟并由超声换能器111产生每个都具有延迟的多个超声波来执行，从而可以获得平面声波前1312。平面声波前1312是平直的波前。对于刚性换能器阵列101，可以通过由超声换能器111同时产生多个超声波来获得平面声波前1312。通过改变超声换能器111的转向角，活体内部的反射表面可以形成反射矩阵。反射矩阵连同换能器阵列的位置和取向信息可以共同用于计算每个反射表面的物理位置，并从而形成超声图像。

在形成超声图像之后，执行图像分析以识别超声图像中的可植入装置131。诸如亮度、形状、厚度、硬度等的信息可用于在超声图像内识别可植入装置131。模式识别还可以用于基于可植入装置131的特定形状和尺寸来确定植入物上的位置。此外，通过操纵可植入装置131的表面或使用不同的材料，可以使回波信号的反射模式独特，从而可以很容易地将回波信号与来自其他周围组织的其他回波区分开来。诸如大数据分析等分类可用于在超声图像下对对象进行分类，并对可植入装置131执行准确识别。除了模式识别外，还可以使用其他成像技术(例如剪切波弹性成像、相衬法)来改善从图像确定可植入装置131的位置。

在确定可植入装置131的位置和取向之后，聚焦的能量以最大效率传送到可植入装置131。该方法包括将超声能量聚焦到可植入装置131，并通过压电元件、CMUT、基于光学的换能器或其他材料将超声能量转换成电流。可植入装置131中的超声换能器通常具有特定的频率响应。超声换能器每单位声压产生的典型电压如图14所示。通过选择超声换能器传输超声波的谐振频率可以优化能量传输效率。在某些实施例中，如果需要将超声能量线性转换成电流，也可以选择超声换能器的可用频率范围进行传输。

现在参考图15A和图15B，在选择频率范围之后，可以通过计算声波从超声换能器111到焦点的行进时间来产生聚焦超声场。图15A示出了通过以时间延迟激活所有超声换能器而将超声聚焦到可植入装置131的示例。类似地，图15B示出了通过激活多个超声换能器111将超声聚焦到可植入装置131的示例。在这两种情况下，当传输超声时，不同的时间延迟被应用于不同的超声换能器111，使得来自超声换能器111的超声相加以获得在可植入装置131处以最大能量传输传播到焦点的声波前1501、1502。被激活以用于传输的超声换能器111的数量根据可植入装置131的深度、位置和取向来确定。

图16示出了使用传输超声的有源可植入装置1610的有源时间延迟聚焦方法的系统图。最初，至少一个超声换能器111被激活并将超声波传输到活体中。有源可植入装置1610包括用于接收超声波的内置超声换能器。超声波传送电能以对有源可植入装置1610充电。在某些实施例中，超声换能器111可以执行与有源可植入装置1610的同步。在某些实施例中，可以从其他源(例如热、离子、动力运动或磁场)收集用于对有源可植入装置1610充电的电能。

一旦有源可植入装置1610被充以足够的电能，有源可植入装置1610的内置换能器就可以发出第二超声波。第二超声波行进穿过活体的组织，然后被超声换能器阵列1600拾取。不需要使超声换能器阵列1600中的所有超声换能器111都拾取第二超声波。然后，可以是刚性或柔性形状的超声换能器阵列1600可以执行重建以获得有源可植入装置1610的位置和/或取向的信息。在某些实施例中，多个超声换能器111获取多个接收的信号，其耦合到处理器1620。处理器1620被配置为执行图像分析和图像聚焦以重建有源可植入装置1610的图像。图像聚焦的步骤包括时间延迟聚焦和模拟散射校正聚焦。相位延迟聚焦等式可以应用于所有超声换能器111，使得超声能量可以以期望的波形聚焦到有源可植入装置1610上。相位延迟聚焦等式被公式化，使得在每个超声换能器111处的相位延迟可以被设置为使得当声波入射到焦点上时，所有波加以相长干涉。更特别地，通过考虑声波从每个超声换能器111到焦点的飞行时间来引入时间延迟或相位延迟。通常，相位延迟聚焦等式基于一个或多个超声换能器111之间的相对位置和取向。

在同时向具有多个有源可植入装置1610的活体传输超声能量的情况下，可以设置每个超声换能器111处的相位延迟，使得在多个有源可植入装置1610所在的多个位置产生相长干涉。在某些实施例中，多个有源可植入装置1610中的每一个选择性地响应特定频率范围以选择性地激活特定的一个或多个有源可植入装置1610。

有源时间延迟聚焦方法的优点在于可以完全控制传送到有源可植入装置1610的波形。可以以促进信号转导以及提供电能以激活有源可植入装置1610并与其通信的方式完全调制波形。

迭代方法可以与有源时间延迟聚焦方法结合使用，从而可以提高瞄准的精度。在每次迭代期间，有源可植入装置1610的内置换能器可以向超声换能器阵列1600传输超声波，并且处理器1620可以确定能量瞄准是否被改善。重复迭代，直到能量瞄准没有被进一步改进。这种迭代方法可以有利地增强聚焦的准确度，以实现到有源可植入装置1610上的最大聚焦。

D.附加特征和实验结果

在某些实施例中，有源可植入装置1610发出的第二超声波可以携带其他数据，例如温度、压力、pH值、葡萄糖水平或其他感测数据。从超声波接收的电能可为传感器供电。虽然超声已被用于信号转换，但将感测数据有瞄准地信号传送到超声换能器111。即使在接收带有感测数据的微弱第二超声波时，也能显著提高灵敏度。

在某些实施例中，可以使用超声波的不同数据调制，例如幅度调制、频率调制和脉冲调制，将数据或信号传送到有源可植入装置1610。有源可植入装置1610中的传感器可以接收来自处理器1620的命令，例如调节传感器放大器的增益或定期启用传感器。由于本发明提供了一种将超声能量瞄准有源可植入装置1610的方法，因此可以实现高效率的通信以及低的由于多次散射而产生的噪声。可以建立有源可植入装置1610和超声换能器阵列1600之间的双向通信。

在某些实施例中，可植入装置131(有源或无源)可对超声声处理(sonication)具有非线性效应。这可以通过引入具有非线性超声特性的材料或物质来实现，例如众所周知，微泡具有超声非线性效应。这些非线性特性将产生反射超声波的谐波。这些谐波的频率通常是声处理频率的一半或整数倍。

如图17所示，示出了基频信号和第一谐波信号的频谱。由于谐波信号是与基频信号(最初从超声换能器阵列100发出的信号)不重叠的频谱，所以通过选择谐波信号的频谱，可以从其他结构识别可植入装置131。然后，可以对该谐波频谱进行图像重建或时间反演，以提供更具体的监测和/或瞄准。

对于有源可植入装置810、1610，所产生的超声可以具有与使用变频器的充电超声波不同的超声频率。这可以允许区分产生的信号和反向散射的充电信号。在某些实施例中，在对有源可植入装置810、1610充电之后产生超声需要更短的等待时间或不需要等待时间。

在超声换能器阵列100的视场中可以存在多个可植入装置131。为了识别可植入装置131，除了分析可能的形状和结构特征之外，有源可植入装置810、1610可以用不同的频率编码以使其可识别。超声换能器阵列100可以通过信号的简单频率滤波来识别具有不同频率传输的有源可植入装置810、1610。

频率编码还可以用于选择性地激活特定的可植入装置131。例如，每个可植入装置131的超声传感器可以具有不同的谐振频率，这些谐振频率将仅被特定频率的超声波激活。在一个实施例中，可植入装置131的接收部分内的滤波电路或计算机化设计可用于仅当接收特定频率的超声波时才允许激活可植入装置131。这可以通过频率选择允许超声换能器阵列100的视场内的可植入装置131的不同激活时间。

图18A示出了从已知的凸形超声换能器阵列100重建的图像。图18B示出了从已知的S形超声换能器阵列100重建的另一图像。图18C示出了从已知的凹形超声换能器阵列100重建的另一图像。在所有三种情况下，都使用平面波进行激活。

图10A和图10B示出了一块嵌入有不锈钢表面的鸡胸肉样品的重建超声图像。图19A和图19B示出了B模式超声图像和为另一类似实验产生的时间反演场。使用时间反演方法将超声波瞄准回到不锈钢表面。不锈钢位置处的强度分布约是相邻组织的2倍。

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