超声反演法测量人或动物体内的温度

摘要

一种测量人体或动物体内局部温度的方法，包括在M超的引导下向温度为T的待测区域发射第一超声波，接收第一超声波从特定反射面的反射回波，得到第一参数；使待测区域的温度改变到T+ΔT；再向待测区域发射第二超声波，接收第二超声波的反射回波，得到第二参数，并求出第二参数与第一参数的测量比值；另一方面，根据理论计算，也能得出第二参数与第一参数的理论比值；对理论比值与测量比值之间的偏差进行最优化处理，从而反演得出待测区域的局部温度增量ΔT。本发明还包括实现上述方法的相应装置和一种聚焦超声治疗机。

说明书

技术领域

本发明涉及无创地测量人体或动物体内温度的方法，具体地说，涉及应用高强聚焦超声(HIFU)在人(动物)体内产生高温用以灭杀疗区的病变组织，为了测量这里的温度，本发明提出了超声反演的无创测量法及相应的装置。

背景技术

目前，聚焦超声治疗装置是国内外医疗研究的热点之一，临床应用已获得很好的效果。高强聚焦超声(HIFU)在人(动物)体内产生高温，用以灭杀疗区的病变组织，若温度太低，则灭杀不了癌细胞，因而疗效差，；若温度太高则会烧伤人体，造成医疗事故。测量人体温度的方法不外乎两种，即有创和无创。前者是将测温器插入体内直接测量，这样会给人体带来创伤和痛苦，难以应用到实际治疗中；后者则是打算在体外进行无创测量，如果能实现，就可以避免上述麻烦，但据我们所知，到目前为止，尚没有有效的方法来(临床)测量疗区的温度。

实际上，很长一段时间以来医生通常根据自己的实际治疗经验来确定治疗时所采用的参数，因此治疗参数的随意性较大，难以保证最佳的治疗效果。此前提出了一些无创温度测量的建议，例如，中国专利CN1358549A公开了一种HIFU热疗机焦点温度的预测方法。该发明利用波源声场分布和温度场分布的理论推导，根据输入的治疗参数，如输入电功率、发射器转换效率、组织特征、波源特征等计算出焦点温度的预测值。该发明还通过计算不同条件下的理论焦点温度，产生一个热疗机的理论焦点温度对照表；根据实际测量的温度，修正理论温度对照表；并且存储所述修正后的温度对照表。该方法是“无创”的，但实质上属于一种温度预测方法，而不是温度的实际测量方法。它只是从规范了的简单理论上初步估计已知情况下的温度，不是实际测量的结果，不能作为临床的温度判据。

因此，本领域非常期待也非常需要一种无创的、有效的实际测量方法来临床测量疗区的温度。

发明内容

本发明的目的在于提出一种无创的、有效的实际测量方法来临床测量人体(或动物)体内的温度，尤其是测量高强聚焦超声(HIFU)在人(动物)体内产生用以灭杀疗区的病变组织的高温的方法。

当然，本发明的方法同样适用于测量以其它方法(例如射频源或交流电加热源)在人(动物)体内产生的高温(或低温)。

本发明的另一目的在于提供一种无创的、有效的用于实际测量的装置来临床测量人体(或动物)体内的温度，尤其是测量高强聚焦超声(HIFU)在人(动物)体内产生用以灭杀疗区的病变组织的高温的装置。

当然，本发明的装置同样适用于测量以其它方法(例如射频源或交流电加热源)在人(动物)体内产生的高温(或低温)。

为实现上述目的，本发明的发明人创造性地提出了超声反演的测量方法。

为说明本发明的方法，首先讨论建立本发明的方法理论。

1.回波理论

超声波的波动方程表示为

$>>>▿>2>>p>+>>>[>>\omega >>>C>0>>+>\Delta C>>>]>>2>>p>=>0>,>->->->>(>1>)>>>s>$

式中p是声压，C₀是温度为T₀(环境温度)时的声速，ΔC是温度增加ΔT时的声速增量，ω是声波的角频率。图1表明其原理图。球心O点是坐标中心，即待测温度区的焦点，这里的温度增量最大，为ΔT_m，于是有

      T＝T₀+ΔT_me^-bR

$>>>\Delta C>>C>0>>>=>\alpha \Delta >>T>m>>>e>>->bR>>>,>->->->>(>2>)>>>s>$

$>>\alpha >=>>1>>C>0>>>>>\partial >C>>>\partial >T>>>>s>$

故(1)式近似为

$>>>▿>2>>p>+>>k>2>>p>=>>>2>k>>2>>>\Delta C>>C>0>>>p>->->->>(>3>)>>>s>$

          k＝ω/C₀

由(3)式的推迟解可以求得空间任一点B的声压

设入射波为

对积分号下的p利用Born近似，对r作Fresnel近似，则(4)式近似为

$>>>p>s>>=>->>A>0>>>k>2>>\alpha >>\Delta T>m>>>>e>>ik>>R>0>>>>>R>0>>>>\int >0>\infty >>>R>2>>>e>>->bR>+>i>>>kR>2>>>>2>R>>0>>>>>I>>(>R>)>>dR>->->->>(>5>)>>>s>$

式中α、b为常数，θ₀是∠BOC所张的角，θ是∠AOC所张的角，OA＝R，OB＝R₀，r＝AB。I(R)正比于Fresnel积分。由于(5)式中的因子e^-bR，当bR很大时，它很小，仅在R≤1/b的区域内对积分有主要贡献，故在(6)中kR≤k/b。因为b是10³(50Hz电加热)，10⁴(射频加热)(cm^-1)的量级，当声波频率f为2兆赫量级时，k为80(cm^-1)的量级，故(6)中的kR＜＜1，R/R₀＜＜1。在做这样的近似下，将(6)式的指数项展成级数，取第一级近似，并求积分，再将它代入(5)式，用越过法对(5)式进行积分，最终求得

对应的散射功率为

图2给出了散射功率的指向性图，可以看出，在方向的散射功率远大于入射波方向的散射功率，即由于温度场的存在，使入射声信号显著减弱。另一方面，(7)式可以改写为

$>>>p>s>>=>|>>p>s>>|>>e>>i>[>>kR>0>>+>\Phi >]>>>>s>$

全部信号被处于D的反射面所反射，该反射信号又通过高温区，再一次被散射，最终到达F点被换能器所接收(见图3)。根据(7)、(9)和(10)式可以导出最终的回波声压为

p＝p₀S(β₁，R₀)S(β₂，L)          (11) 

式中S(β，X)，β_j(j＝1，2)均为包含频率f和ΔT_m的复杂函数； $>>ver>>p>‾>>0>>=>>VA>0>>>e>>ik>>(>>>L>+>R>>0>>)>>>>>s>为无温度场时的回波声压；L和R$₀分别表示换能器和反射面到热源中心的距离，在每次测量中可以由B超机测出。而(11)式即为所求的回波声压表达式。定义

$>>>I>1>>>(>>\beta >1>>,>>\beta >2>>,>.>.>.>,>>\Delta T>m>>,>f>)>>=>>>(>ver>>p>‾>>ver>>p>‾>>0>>>)>>2>>->->->>(>12>)>>>s>$

2.回波测量、FFT处理

图3示出本发明的测量原理图。换能器处于F点所在的平面，发收两用，它可以是B超的探头，也可以是独立的换能器，后者或者装配在HIFU机超声源的球面上，也可以装配在B超探头上。处于换能器与反射面之间的圆球是加热区，球心的温度最高，它是HIFU的焦点，也可以是其他热源的所在点(例如射频源或交流电加热源)。D所在的平面是反射面，本领域技术人员可以理解，一般说来，总可以找到这个面，例如，这个面可以由M超来确定。尚未加温时，F处的换能器发射一个声波，到达反射面后，被反射面反射回来，到达F点，换能器收到一个回波，即无温度场时的回波声压(以后称为第一回波参数)p₀；接着使热源加热，形成一个温度场，当声波通过它时遭到散射。散射声波叠加于发射波上，当它们到达D点所在的反射面时而被反射，再通过加热区，受到第二次散射，最终到达F点，于是换能器接收到加热后的回波声压(以后称为第二回波参数)p₁，这二个回波中携带了加热区的物理性质的信息，特别是温度信息，经过信号处理后，便能够将它们提取出来。

对二个回波信号分别作FFT(快速傅立叶变换)处理，经过谱平滑后，得到频域中它们的声压频谱分别为p₀(fi)和p₁(fi)，定义I₀(f_i)，

$>>>I>0>>>(>>f>i>>)>>=>>>[>>>>p>1>>>(>>f>i>>)>>>>>p>0>>>(>>f>i>>)>>>>]>>2>>->->->>(>13>)>>>s>$

i＝1，...，N，N为所选择的频率的个数。

3.最优化处理和温度反演

定义一个目标函数

$>>Q>=>>\Sigma >>i>=>1>>N>>\{>>I>0>>>(>>f>i>>)>>->>I>1>>>(>>\beta >1>>,>>\beta >2>>,>.>.>.>.>.>.>,>>\Delta T>m>>,>>f>i>>)>>>\}>2>>->->->>(>14>)>>>s>$

选择β₁，β₂，......和ΔT_m，使Q为最小，则所对应的ΔT_m即为热源所在点的温度与环境温度T₀的差值。

上述反演推导利用快速傅立叶变换得出测量的回波参数在各个频率上的数值，再在所有频率上用最小二乘法求理论值与测量值差异的最小值，从而反演得出ΔT_m。本领域技术人员可以理解，也可以利用其它数学处理方法，只要保证对理论值与测量值之间的差别进行最优化处理，就可反演得出正确的ΔT_m。

4.经验公式

由上述理论推导的(7)-(10)式的结果可知，由于高温区的存在，除了部分功率被散射掉了以外，相对于入射波而言，散射波还有一个相移(如(10)式所示)。此外，它的幅度谱也比较复杂，由0.5次方变到1.5次方。因此，在实际计算中，可通过进一步推导相应的经验公式来简化处理与计算量。根据(11)式

p＝p₀S(β₁，β₀)S(β₂，L)        (11) 

式中S(β，X)是频率f的复杂函数，不易掌握，故本发明首先对回波p的测量频谱进行平滑处理，经过进一步理论分析使声学测量方法得当的测量结果与其它方法测得的结果相吻合，通过大量的数据处理，得到下述经验公式，即

$>>S>>(>\beta >,>X>)>>=>1>->>>\beta X>3>>f>>->->->>(>15>)>>>s>$

时，两者比较的符合程度较佳。其中

β_j＝β_0jΔT_mg(f，ΔT_m)，β_0j＝(αb³C₀)_j    (16)

$>>ver>>p>‾>>0>>=>>VA>0>>>e>>ik>>(>L>+>>R>0>>)>>>>->->->>(>17>)>>>s>$

p₀为无温度场时的回波声压；g是一个待定量；这里的L和R₀分别表示换能器和反射面到热源中心的距离，在每次测量中可以由B超机测出。由此，(12)式可相应地定义为

$>>>I>1>>>(>>\beta >01>>,>>\beta >02>>,>.>.>.>,>>\Delta T>m>>,>f>)>>=>>>(>ver>>p>‾>>ver>>p>‾>>0>>>)>>2>>->->->>(>>12>\prime >>)>>>s>$

目标函数(14)可相应地定义为

$>>Q>=>>\Sigma >>i>=>1>>N>>\{>>I>0>>>(>>f>i>>)>>->>I>1>>>(>>\beta >01>>,>>\beta >02>>,>.>.>.>.>.>.>,>>\Delta T>m>>,>>f>i>>)>>>\}>2>>->->->>(>>14>\prime >>)>>>s>$

β₀₁，β₀₂，……称为声热耦合参数，它们依赖于温度T和ΔT_m，实验表明，它随温度的升高而减小。一般可表为

$>>>\beta >>0>j>>>=>>\Sigma >>i>=>0>>M>>>\alpha >ij>>>(>T>)>>>>(>>\Delta T>m>>)>>>i>>>->->->>(>18>)>>>s>$

M和α_ij(T)的适当值均可通过上述求经验公式的方法得到。由于缺乏α_ij的测量数据，在实际信号处理过程中可以采用以下方法来体现β_0j与α_ij的关系。按照(18)式所表达的性质，我们取

β_0j＝β_0j⁽⁰⁾(ΔT_m)[1+Δ]    (19)

β_0j⁽⁰⁾＝β_0j⁽⁰⁾(ΔT_m)表示它依赖于ΔT_m，Δ是一个指定的精细变化量，例如，指定-Δ₀≤Δ≤Δ₀，取Δ₀＝0.2，而β_0j⁽⁰⁾、ΔT_m都在一个较宽的范围内按一定的间隔变化。在数据处理时，首先指定一组β_0j⁽⁰⁾，(j＝1，2)，然后令ΔT_m在一个范围内变化，如5°、10°、15°、……，利用(14′)式和信号处理软件进行计算，在计算过程中，Δ在±Δ₀范围内进行细搜索，计算完后给出一个极小Q值。第二步再指定另一组β_0j⁽⁰⁾的初始值(按一定的间隔增减，不同于前一个β_0j⁽⁰⁾值)，再令ΔT_m变化(5°、10°、15°、……)，同时进行Δ的细搜索，又给出另一个Q的极小值。这样使β_0j⁽⁰⁾在一定范围内变化，重复上述过程，每次都给出一个Q的极小值，从这些Q的极小值中选取最小的Q，它所对应的β_0j和ΔT_m即为所求的测量值。

应当理解的是，上述数学公式和经验公式并不限制本发明，本领域技术人员也许可以找到更加符合各种优点或者计算速度更快的其它公式。本发明的关键点在于前面讲到的通过最优化理论值与测量值之间的偏差，反演得出温度参数的重要思想，而并不局限于其具体的数学表现形式。

本发明的发明人对离体组织以及活体(猪、兔)做了大量的测量，并用其它方法(例如射频、交流电加热和测温)进行对比(特别是，对临床人体肝癌做射频治疗时也作了温度测量对比)，证实了本发明的有效性和准确性。

超声波治疗中的疗区温度的实时测量和控制一直是困扰本领域的难题，本领域的某些研究者甚至认为这种测量是不可能实现的，这种状况在一定程度上阻碍了这一治疗技术的临床普及和应用。本发明创造性地提出声学反演法测量人体或动物体内焦点的温度，它不同于以往的理论预测方法或查对照表式的预测方法，而是一种实际测量方法。本发明利用的是超声回波信号实际携带的温度信息，通过最优化处理反演提取出超声回波信号中的温度信息，解决了超声波治疗中一直悬而未决的疗区温度实时测量的问题，必将实质上促进HIFU治疗领域和相关技术的极大发展。

综合以上所述，根据本发明的第一方面，提供一种测量人体或动物体内局部温度的方法，其特征在于，包括如下步骤：

(1)用M超(M线，即M-line)确定了反射面后，在M超指定的方向上向待测区域发射第一超声波，接收第一超声波的反射回波，得到第一回波参数，

(2)使待测区域的温度改变，

(3)在相同的方向上向待测区域发射第二超声波，接收第二超声波的反射回波，得到第二回波参数，并求出第二回波参数与第一回波参数的测量比值，

(4)根据理论计算，得出第二回波参数与第一回波参数的理论比值，

(5)对理论比值与测量比值之间的偏差进行最优化处理，从而反演得出待测区域的局部温度。

根据本发明的第二方面，提供一种测量人体或动物体内局部温度变化的装置，其特征在于，包括：超声波发射装置，用于在待测区域的温度变化之前向待测区域发射第一超声波，在待测区域的温度变化之后向待测区域发射第二超声波；超声波接收装置，用于接收从待测区域及待测区域以远的人体或动物组织分别反射第一超声波和第二超声波得到的第一回波和第二回波，从而分别获得第一回波参数和第二回波参数；信号处理与分析装置，用于从第一回波参数和第二回波参数提取出待测区域的温度变化信息，其中，信号处理与分析装置根据理论计算，得出第二回波参数与第一回波参数的理论比值，再对理论比值与上述实际测量得到的第二回波参数与第一回波参数的测量比值之间的偏差进行最优化处理，从而反演得出所述待测区域的局部温度变化信息。

根据本发明的第三方面，提供一种测量人体或动物体内局部温度变化的装置，其特征在于，包括：超声波发射与接收装置，用于在待测区域的温度变化之前由B超在M线方向上向待测区域发射第一超声波，并随后接收从待测区域及待测区域以远的人体或动物组织反射第一超声波得到的第一回波；在待测区域的温度变化之后由B超在M线方向上向待测区域发射第二超声波，并随后接收从待测区域及待测区域以远的人体或动物组织反射第二超声波得到的第二回波，从而分别获得第一回波参数和第二回波参数；信号处理与分析装置，用于从第一回波参数和第二回波参数提取出待测区域的温度变化信息，其中，信号处理与分析装置根据理论计算，得出第二回波参数与第一回波参数的理论比值，再对理论比值与上述实际测量得到的第二回波参数与第一回波参数的测量比值之间的偏差进行最优化处理，从而反演得出所述待测区域的局部温度变化信息。

根据本发明的第四方面，提供一种可以测温的聚焦超声治疗机，包括：高能聚焦超声波源，用于向人体特定部位产生高能聚焦超声波，从而使该特定部位产生温度变化；定位系统，用于将上述人体特定部位移至高能聚焦超声波焦点处；它包括定位用B超探头，用于对所述人体特定部位成象；其特征在于，所述聚焦超声治疗机还包括：至少一个测温用超声波换能器，其位于所述定位用B超探头的一侧或两侧，用于在所述特定部位的温度变化之前向该特定部位发射第一超声波，并随后接收从该特定部位及该特定部位以远的人体组织反射第一超声波得到的第一回波；在所述特定部位的温度变化之后向该特定部位发射第二超声波，并随后接收从该特定部位及该特定部位以远的人体组织反射第二超声波得到的第二回波，从而分别获得第一回波参数和第二回波参数；信号处理与分析装置，用于从第一回波参数和第二回波参数提取出所述特定部位的温度变化信息，其中，信号处理与分析装置根据理论计算，得出第二回波参数与第一回波参数的理论比值，再对理论比值与上述实际测量得到的第二回波参数与第一回波参数的测量比值之间的偏差进行最优化处理，从而反演得出所述特定部位的局部温度变化信息。

根据本发明的第五方面，提供另一种可以测温的聚焦超声治疗机，包括：高能聚焦超声波源，用于向人体特定部位产生高能聚焦超声波，从而使该特定部位产生温度变化；定位系统，用于将上述人体特定部位移至高能聚焦超声波焦点处；它包括定位用B超探头，用于对所述人体特定部位成象；其特征在于，应用B超的B/M状态，所述定位用B超探头在所述特定部位的温度变化之前向该特定部位向M超指定的方向发射第一超声波，并随后接收从该特定部位及该特定部位以远的人体组织反射第一超声波得到的第一回波；在所述特定部位的温度变化之后向该特定部位和方向发射第二超声波，并随后接收从该特定部位及该特定部位以远的人体组织反射第二超声波得到的第二回波，从而分别获得第一回波参数和第二回波参数；信号处理与分析装置，用于从第一回波参数和第二回波参数提取出所述特定部位的温度变化信息，其中，信号处理与分析装置根据理论计算，得出第二回波参数与第一回波参数的理论比值，再对理论比值与上述实际测量得到的第二回波参数与第一回波参数的测量比值之间的偏差进行最优化处理，从而反演得出所述特定部位的局部温度变化信息。

附图说明

图1是示意本发明波动理论的原理图；

图2示出了根据理论计算得出的超声波散射功率指向性图；

图3示出了本发明测量回波信号的示意性原理图；

图4A示出了根据本发明的一个实施例的带有HIFU加热源的实际测量设备的装置示意图；

图4B示出了根据本发明的另一个实施例的带有HIFU加热源的实际测量设备的装置示意图；

图5示出了本发明信号采集和处理的示意图；

图6给出本发明测量程序的流程图。

图7示出本发明的测温探头的另一个实施例，其中示出了安装在治疗机聚焦超声波源上的脉冲超声波发射和反射信号接收装置的示意图。

图8示出本发明的测温探头的再一个实施例，其中示出了安装在治疗机定位用B超探头两侧的脉冲超声波发射和反射信号接收装置的示意图。

图9示出本发明的测温探头的一个实施例，其中示出了治疗机聚焦超声波源及其上的定位用B超探头的示意图。对B超机作适当改装，利用其接收到的信号进行处理、分析得出温度的变化量。

图10是用射频加热源或交流电加热源进行温度验证和校准的图示。

具体实施方式

下面结合有关附图描述根据本发明的实施例的装置和测量方法。

图4A与图4B为本发明一个实施例的HIFU加热与温度测量设备的装置示意图。

实用的体外聚焦超声治疗机一般由下述几个部分构成：

A.高能聚焦超声波源及驱动电路——用以产生高能聚焦超声波。

B.定位系统——用于寻找患者治疗目标并将其移至超声换能器焦点处。包括一个医用影象系统(多为B超机)，一个承载患者的装置(例如床面)，及将这个装置与波源间作空间相对位移的位移系统。

C.高能超声波传导结构及传导介质处理系统——由于高能聚焦超声(HIFU)适用的超声波必须通过特殊传导介质(多用经脱气处理的水)传入患者体内，故在高能聚焦超声波源发射面的前方必须有一个容纳传导介质的结构(如水槽、水囊等)以及加入、排出传导介质及对介质进行处理的装置。

对于已有技术的HIFU治疗机的内容，在此不再详述，下面重点描述本发明的实时监测焦点处温升的装置。

本发明的实时监测焦点处温升的装置包含以下部分：

1.脉冲超声波发射和反射信号接收装置。

该装置可以是一个或一组超声换能器及与其相关的发射和接收电路。该换能器向治疗机高能聚焦超声波的焦点方向发射超声波脉冲，并接收其从焦点及焦点以远的组织反射回来的反射波。

也可以利用治疗机上用于定位的医用B超机在M超的引导下作为脉冲超声波发射和反射波接收装置。即直接利用从B超探头获得的反射波信号。

2.对接收到的反射波信号进行处理、分析的系统。

该系统选取反射波信号中的适当部分，对其进行频谱分析，将结果与HIFU辐照前的频谱进行比较得到与温度变化相关的信息，通过运算得出温度的变化量(温差)并将其显示出来。

具体地，参见图4A，HIFU主机具有盛水容器2，测温试验样品4(人或动物)浸没于水面5中，聚焦超声加热源1对准样品4的特定部位(声聚焦点3)，产生高能聚焦超声波进行加热或治疗，使其温度上升。作为定位系统的一部分，定位B超探头7受B超探头升降杆6的控制，用于寻找样品目标或并将其移至超声换能器焦点处。HIFU系统还包括承载样品(患者)的装置(例如床面)，及将这个装置与波源间作空间相对位移的位移系统(未示出)。

在图4A所示的HIFU系统中，还包括超声测温探头8，该探头可以是一个或一组超声换能器及与其相关的发射和接收电路。该换能器向治疗机高能聚焦超声波的焦点方向发射超声波脉冲，并接收其从焦点及焦点以远的组织反射回来的反射波。下面详细说明本发明使用的超声测温探头。

图7更详细示出了本发明的超声测温探头在系统上的安装结构。图中示出超声测温探头8包括两个超声换能器18，一个用于向焦点3方向发射超声波脉冲，一个用于接收从焦点及焦点以远的组织反射回来的反射波，分别安装在HIFU主机容器外壳上，并相对于定位B超探头7的两侧放置，这样的布置使用于测温的超声探头8和用于定位的超声探头以及用于聚焦加热的超声源路径分开。当然，也可以只有一个超声换能器18，位于定位B超探头7的一侧，同时用于向焦点3发射超声波脉冲和接收从焦点及焦点以远的组织反射回来的反射波。

图8示出了超声测温探头8在系统上的另一种安装结构。图中示出超声测温探头8包括两个超声换能器18′，分别直接安装在定位B超探头7的头部位置，分开放置，这样，借助定位B超探头的移动直接定位于测试样品的焦点，发射和接收用于测温用的超声信号。与上面的情况类似，也可以只有一个超声换能器18′，同时用于向焦点3发射超声波脉冲和接收从焦点及焦点以远的组织反射回来的反射波。

图9示出了超声测温探头在系统上的另一种安装结构。图中示出直接利用治疗机上用于定位的B超探头7在B/M状态下作为用于测温的脉冲超声波发射和反射波接收的探头，即B超探头在M超指定的方向发射超声波，并且直接利用从B超探头获得的反射波信号。这样的结构安排进一步简化了设计，降低了设备制造成本。这一实施例显示了本发明当B超探头在B/M状态下作为测温用超声波发射与接收探头使用时所具有的附加优点：几乎不需要添加新的硬件设备，在原有HIFU设备的基础上就可以实现本发明的反演温度测量法。

继续参照图4A，超声测温探头8与高压脉冲源和收发转换电路连接，并受同步脉冲电路的控制，用于测温超声脉冲的发射和接收。接收的回波信号经接收放大电路处理，然后将测得的数值送入本发明的信号处理与分析系统(例如，一台与设备相连的计算机)进行处理与分析，并将最终结果显示在显示与记录设备(例如一个显示器)上。该信号处理与分析系统可以包含实现本发明的温度反演测量法的计算的软件，后面将会详细讲解本发明的信号处理与分析系统的工作。

当超声测温探头采用图9的设置时，可以将系统的设计改型为图4B所示的另一种结构。其中超声波定位功能和测温功能可以共用一个B超和M超信号提取电路，定位功能可以将B超信号直接显示到显示与记录设备(例如一个显示器)上，而测温功能将接收的信号送入信号处理与分析系统(例如，一台与设备相连的计算机)进行处理与分析，并将最终结果显示在显示与记录设备(例如一个显示器)上。

本发明的测量步骤概括性地如图5所示。首先聚焦超声加热源1尚未打开，因此尚未加温，超声测温探头8(或直接利用定位B超探头7作为超声测温探头，已如上所述)发射声波，该声波被焦点及焦点以远的组织反射回来，因此，超声测温探头8收到一个回波，即无温度场时的回波I0(对应第一回波参数)，该回波的反射面D(图3)可通过M超处理电路确定，例如，在显示器的显示屏幕上可以看到反射面，操作者可以测量出L和R₀的相应数值，当B超设备在B/M超状态下使用时，在屏幕上也可以看到M线(例如一条虚线表示)。旋转M线使之通过焦点并与反射平面相交，从而保证发射信号和回波信号都通过以焦点为圆心的加热区。上述有关的具体操作属于本领域技术人员公知的方法，在此不再详述。

接着打开聚焦超声加热源1加热，形成以焦点3为中心的温度场，超声测温探头8(或直接利用定位B超探头7作为超声测温探头，已如上所述)再次发射声波，当超声测温探头8发射的声波通过温度场时遭到散射。散射声波叠加于发射波上，当它们到达反射面D时被反射，再通过加热区，受到第二次散射，最终超声测温探头8收到加热后的回波I₁(对应第二回波参数)。

超声测温探头收到的这二个回波中携带了加热区的物理性质的信息，特别是温度信息，经过信号处理后，便能够将它们提取出来。这一工作可由信号处理与分析系统进行。

对二个回波信号进行A/D转换，然后分别作FFT(快速傅立叶变换)处理，并对谱线进行平滑，得到频域中的在所选择的各个频率上的声波频谱，即，没有经过加热区的声波I₀(f_i)和经过了加热区的声波I₁(f_i)，(i＝1，...，N，N为所选择频率的个数)，将结果值根据前述公式(7)-(14)进行反演处理。作为例子，根据前述经验公式进行的反演处理流程概括性地示于图6。

在进行反演处理时，测温操作者(如临床医生)根据经验和本领域的常识，对焦点处的温升ΔT_m事先有一个大致的范围估计。例如，ΔT_m为10～50℃范围，间隔设为1℃，再精细搜索时其间隔可以例如等于或小于0.1℃；β_0j＝0.50，0.45，0.40，......等等(可参见上文(18)、(19)式后面的有关叙述)。首先，向信号处理与分析系统的输入设备(例如，与设备相连的计算机系统的键盘，图中未示出)输入初始的ΔT_m与β_0j值(图6中步骤S2)，再由公式(12)求出相应的I₁(β₀₁，β₀₂，......，ΔT_m，f_i)(步骤S3)，信号处理与分析系统根据测量时得到的二个回波信号经过数据处理求出I₁(f_i)/I₀(f_i)，即公式(13)中的(步骤S1)，代入公式(14)的目标函数进行反演计算(步骤S4、S5)。重复上述的输入与处理过程(步骤S6→S7→S2→S3、S1→S4→S5)，直到得到目标函数的最小值，则可以确定与目标函数的最小值相对应的ΔT_m即为焦点处的温度增量。将此温度值输出显示(S8)，处理过程结束(S9)。

注意，上述数据输入过程也可交给信号处理与分析系统的计算机自动完成。例如，由计算机按照一定规律(例如，上面描述的规律)自动生成ΔT_m与β_j的多个数据组，根据测得的I₀与I₁值，在所有频率上求目标函数，找出最小值，反演得出ΔT_m。

图10示出了本发明用射频加热源或交流电加热源进行温度验证和校准的图示。标号11指示射频加热源的加热电极及测温器(有创测量)，用于测量试验样品4的焦点温度。图中还示出使用本发明的测温超声探头9(也可同时用作定位探头)共同测量试验样品4的焦点温度。图10中与图4对应的其它结构不再赘述。使用图中示出的装置可以对相同的温度场同时用测温器11和本发明的声学反演测温法进行测量，通过使两种测量结果最好地吻合，从而对经验公式中的参数进行校准。对于已经校准的反演测温装置，可以使用图10的实验装置对相同的温度场同时用测温器11和反演测温装置进行测量，从而进行数据对比和温度验证。

表1与表2分别示出了对活猪和人体肝癌组织使用本发明的声学反演测温和使用射频测温法测量的数据对比。

[表1]

声学反演测温结果与射频测温结果的比较(活猪)

T₀：猪的体温

ΔT：加热后的温度升高

T(反)：反演法测量温度

T(射)：射频测温温度

  样品  No.  T₀(℃)   ΔT℃  T(反)℃ T(射)℃  肾  14/15    39    12.8    51.8    53  12/13    40    31.2    71.2    76  16/17    40    37.2    77.2    77  18/19    39    45    84    87  20/21    40    58.5    98.5    104  肝  22/23    39    14.1    53.1    53  24/25    40    25.9    65.9    65  26/27    40    42.4    82.4    83  28/29    41    46.7    87.7    93-87  30/31    41    56    97    96

[表2]

人体肝癌无创测温与射频测温结果的比较

T₀：患者的体温

ΔT：加热后的温度升高

T(反)：反演法测量温度

T(射)：射频测温温度

    No.  T₀℃  ΔT℃    T(反)℃   T(射)℃    0/1  37.5    12.2    47.2    45-52    0/2  37.5    31.4    68.9    64-74    0/3  37.5    48.9    86.4    79-97    4/5  42-43    11.1    53.1-54.1    48-54    4/6  42-43    21.5    63.5-64.5    62-68    4/7  42-43    49.3    91.3-92.3    71-111    8/9  55    14    69    70-73    8/10  55    27.8    82.8    79-82    8/11  55    36    91    90-95    12/13  60-66    19.4    79.4-85.4    71-85    12/14  60-66    22.2    82.2-88.2    79-98    12/15  60-66    27.5    87.5-93.5    85-107    16/17  60    13.5    73.5    70-72    16/18  60    27.5    87.5    81-83    16/19  60    35    95    88-94    20/21  53.5    28.2    81.7    68-75    20/22  53.5    28    81.5    77-85    20/23  53.5    40.5    94    86-97

上面结合附图详细描述了本发明的实施例。但应当理解，本发明并不局限于上述实施例的具体形式。例如，装置本身的结构可以有各种变型。另外，从原理上说，本发明不仅可以测量局部温度相对于环境温度的升高，也可以测量局部温度的降低。