超声介导的神经刺激

本申请要求于2018年8月24日提交的美国临时专利申请No.62/722,509的优先权和权益，并将其全部内容通过引用并入本申请。

技术领域

本发明总体上涉及用于神经刺激的系统和方法，更具体地，涉及使用聚焦超声的神经刺激。

背景技术

深度脑刺激(DBS)是一种神经外科手术，其中电脉冲被发送到大脑中与疾病或病症相关的特定靶标。这些信号调节异常冲动或有益地影响大脑内的某些细胞和化学物质，从而减轻神经系统疾病或病症(例如，震颤、帕金森氏病、肌张力障碍和强迫性障碍)。通常，DBS涉及植入具有三个医疗组件——植入患者胸部用于控制电脉冲的脉冲发生器(IPG)、位于患者大脑的一个或两个核中用于向其传递脉冲的四个电极以及将电极连接到IPG的延伸件——的神经刺激器。然而，植入神经刺激器需要手术，这可能是痛苦的并且会产生感染的风险。此外，当电池电量耗尽或如果设备发生故障，可能需要更换神经刺激器。

此外，一旦植入，电极就会刺激大脑固定位置的最多两个区域。然而，可能希望刺激与疾病/病症相关的更多区域，以增加治疗功效。另外，患者可能表现出多种疾病/病症，需要在两个以上的区域进行脑刺激以进行有效治疗。因此，需要一种非侵入性方法，该方法有助于在多个(例如，两个以上)靶标位置处进行脑刺激且能够根据需要改变受刺激的位置。

本发明提供使用由超声换能器阵列施加的经颅聚焦超声(即，具有大于约20千赫兹的频率的声波)非侵入性地刺激大脑的多个(例如，两个以上)区域的系统和方法。换能器阵列可以包括多个换能器元件，所述多个换能器元件“平铺”以形成平坦或弯曲的表面；通过用驱动器信号的不同相位来驱动不同的元件，来自元件的波束可以被引导至靶区域并且集中地会聚到焦点。以不会引起临床上明显的温度升高的低强度提供的焦点处的声压可以有效地调节兴奋性并以高空间选择性刺激大脑的超声处理区域。因此，多次超声处理(例如，每周一小时，持续四周)可能会以与传统神经刺激器(例如，IPG和植入电极)相当的方式影响靶区域(例如，电脉冲的调节、其中某些细胞或化学物质的变化等)。

在各种实施例中，从换能器元件发射的声波或脉冲的相对相位被动态地调节以操纵声束的焦点。如果需要，这允许使超声介导的神经刺激施加于多个区域(例如，靶区域内的多个子区域或多个靶区域)。另外，换能器元件可以被分组为多个子阵列；每个子阵列中的换能器元件的设置(例如，相对相位、频率和/或幅度)可以独立地和分别地确定，以便在期望的大脑区域处产生聚焦。因此，子阵列可以产生多个聚焦以基本上同时或顺序地(具有非常短的延迟)刺激大脑中的多个区域。该方法可以针对疾病/病症有利地增大脑区域的受刺激的体积，从而增强治疗功效。替代地，该方法可以允许在相同的超声程序期间刺激与不同疾病/病症有关的多个脑区域，从而使得能够同时治疗多种疾病/病症。

在各种实施例中，在超声介导的神经刺激期间，使用测量系统(例如，功能性磁共振成像(fMRI)和/或脑电图(EEG))实时监测超声处理的脑区域的神经活动或其他治疗效果。然后可以基于实时反馈来调节换能器元件的设置，以确保实现靶治疗目标(例如，期望的血流变化)。

因此，各种实施例提供了非侵入性的、聚焦超声介导的神经刺激，其允许多个(例如，两个以上)靶区域被基本上同时或顺序地刺激以进行治疗。另外，通过在施加超声期间监测靶区域的神经活动并基于此提供用于超声处理调节的实时反馈，可以实现有效和高效的治疗。

因此，一方面，本发明涉及一种使用聚焦超声刺激与一种或多种脑疾病或病症相关的一个或多个靶区域中的神经活动的系统。在各种实施例中，该系统包括具有多个换能器元件的超声换能器；以及控制器，所述控制器配置为(a)将第一序列的超声脉冲(pulse)/脉冲串(burst)发送到靶区域；(b)测量表示由超声脉冲/脉冲串产生的在靶区域处的神经活动的生理参数(例如，在靶区域处的血流变化或组织中的化学物质的变化)；以及(c)至少部分地基于所述测量，调整与一个或多个换能器元件相关联的第一参数值(例如，频率、相位、幅度和/或换能器激活持续时间)，以实现神经活动的靶目标(target objective)。在一个实施方式中，该系统进一步包括监测系统(例如，fMRI、ASL MRI、EEG和/或fNIRS)，用于测量靶区域处的生理参数。

另外，所述控制器进一步配置为使所述序列的超声脉冲/脉冲串在靶区域处产生聚焦；测量聚焦处的温度；以及至少部分地基于测量的温度，调整与换能器元件相关联的第二参数值(例如，频率、相位、幅度和/或激活持续时间)，以避免损伤靶区域。在一个实施例中，所述控制器进一步配置为在靶区域的多个子区域处操纵聚焦。在另一个实施例中，所述控制器进一步配置为在多个靶区域处顺序控制焦点，每个靶区域与脑疾病或病症相关，不同靶区域与不同脑疾病或病症相关。

在一些实施例中，超声换能器包括多个子阵列，每个子阵列具有多个换能器元件。所述控制器可以进一步配置为使换能器的第一和第二不同子阵列分别顺序地或基本上同时地将多个超声脉冲序列发送至靶区域的第一和第二不同子区域。附加地或替代地，所述控制器可以进一步配置为使换能器的第一和第二不同子阵列分别顺序地或基本上同时地将多个超声脉冲序列发送至第一和第二不同靶区域；所述第一和第二靶区域与不同的脑疾病或病症相关。在一些实施例中，所述控制器进一步配置为将测得的生理参数与靶目标进行比较；并重复步骤(a)-(c)，直到满足靶目标为止。

另一方面，本发明涉及一种刺激与一种或多种脑疾病或病症相关的一个或多个靶区域中的神经活动的方法。在各种实施例中，所述方法包括将来自具有多个换能器元件的超声换能器的第一序列的超声脉冲/脉冲串的传输至靶区域；测量表示由超声脉冲/脉冲串产生的在靶区域处的神经活动的生理参数(例如，在靶区域处的血流变化或组织中的化学物质的变化)以及至少部分地基于所述测量，调整与一个或多个换能器元件相关联的参数值(例如，频率、相位、幅度和/或换能器激活持续时间)，以实现神经活动的靶目标。在一个实施方式中，所述方法进一步包括使所述序列的超声脉冲/脉冲串在靶区域处产生聚焦；测量聚焦处的温度；以及至少部分地基于测量的温度，调整与换能器元件相关联的第二参数值(例如，频率、相位、幅度和/或激活持续时间)，以避免损伤靶区域。

在各种实施例中，超声换能器包括多个子阵列，每个子阵列具有多个换能器元件；所述方法进一步包括使换能器的第一和第二不同子阵列分别顺序地或基本上同时地将多个超声脉冲序列发送至靶区域的第一和第二不同子区域。附加地或替代地，所述方法进一步包括使换能器的第一和第二不同子阵列分别顺序地或基本上同时地将多个超声脉冲序列发送至第一和第二不同靶区域；所述第一和第二靶区域与不同的脑疾病或病症相关。

如本文所使用，术语“临床上显著的”是指，例如在引发对组织的损伤之前，临床医生认为对组织具有的不希望的(且有时为未达期望的)作用是显著的。另外，术语“近似”、“约”、“充分”和“基本上”是指±10％，在一些实施例中为±5％。在整个说明书中，对“一个示例”、“一示例”、“一个实施例”或“一实施例”的引用是指结合该示例所描述的特定特征、结构或特性包括在本发明技术方案的至少一个示例中。因此，在整个说明书中各处出现的短语“在一个示例中”、“在一示例中”、“一个实施例”或“一实施例”不一定都指的是同一示例。此外，特定特征、结构、例程、步骤或特性可以在本发明技术方案的一个或多个示例中以任何合适方式组合。本文提供的标题仅是为了方便起见，并不旨在限制或解释所要求保护的技术的范围或含义。

附图说明

在附图中，不同视图中相同的附图标记通常代表相同的部件。而且，附图不一定按比例绘制，而是通常将重点放在说明本发明的原理上。在下文描述中，参考以下附图描述本发明的各种实施例，其中：

图1A示意性地示出了根据本发明的各种实施例的示例性超声系统；

图1B示出了根据各种实施例，用于在多个靶区域处产生多个焦点的换能器元件的示例性配置；

图1C示出了根据各种实施例，用于在靶区域内的多个子区域处产生多个焦点的换能器元件的示例性配置；

图2示意性地示出了根据本发明的各种实施例的示例性MRI系统；

图3A示出了根据各种实施例，被超声波/脉冲刺激的一个或多个脑区域，以便治疗一种或多种脑疾病/病症；

图3B示出了根据各种实施例，响应于超声施加而将超声脉冲/波施加至靶区域以及在靶区域中对组织的测量；

图4为根据各种实施例，示出在与一种或多种疾病/病症相关的一个或多个脑区域中刺激神经活动的示例性方法的流程图。

具体实施方式

图1A示出了示例性超声系统100，其用于产生聚焦的声能束并将其传送至患者大脑中的靶区域101，以刺激其中的神经活动，并从而治疗神经疾病或病症。在各种实施例中，系统100包括换能器元件104的相控阵列102，驱动相控阵列102的波束形成器106，与波束形成器106通信的控制器108，以及将输入电子信号提供给波束形成器106的频率发生器110。

阵列102可以具有适合包围患者头部的弯曲(例如，球形或抛物线形)形状，或者可以包括一个或多个平面或其它形状的部分。其尺寸可以在毫米到数十厘米之间变化。阵列102的换能器元件104可以由例如压电陶瓷、压电复合材料或通常使用能够将电能转换为声能的任何技术的任何材料制成，并且可以安装在硅橡胶或其他适于阻尼元件104之间的机械连接的材料(包括空气)中。为了确保向换能器元件104传输最大的功率，元件104可以配置为用于50Ω的电谐振，匹配输入连接器阻抗。

换能器阵列102耦合到波束形成器106，波束形成器106驱动各个换能器元件104，使得它们共同产生聚焦超声波束或场。对于n个换能器元件，波束形成器106可以包含n个驱动器电路，每个驱动器电路包括放大器118和相位/时间延迟电路120或由其组成；每个驱动电路驱动换能器元件104中的一个。波束形成器106从频率发生器110接收射频(RF)输入信号，通常在0.1MHz至10MHz的范围内，频率发生器110可以是例如可从斯坦福研究系统(Stanford Research Systems)获得的DS345型发生器。对于波束形成器106的n个放大器118和延迟电路120，输入信号可以分成n个通道。在一些实施例中，频率发生器110与波束形成器106集成在一起。射频发生器110和波束形成器106配置为以相同的频率但以不同的相位和/或不同的幅度驱动换能器阵列102的各个换能器元件104。

波束形成器106施加的放大或衰减因子α

通过控制器108计算放大因子和相移，可以通过软件、硬件、固件、硬接线或上述任何组合来提供计算功能。例如，控制器108可以利用以常规方式用软件编程的通用或专用数字数据处理器，且无需过多的试验，以便确定在靶区域101处获得期望的聚焦或任何其它期望的空间声场模式所需的相移和放大因子。在某些实施例中，计算是基于关于位于换能器元件104之间的组织的特征(例如，结构、厚度、密度等)的详细信息以及它们对声能传播的影响。这样的信息可以从成像器122获得。成像器122可以是例如磁共振成像(MRI)设备、计算机断层扫描(CT)设备、正电子发射断层扫描(PET)设备、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)设备或超声波扫描设备。图像采集可以是三维的(3D)，或者，成像器122可以提供一组适合于重建靶区域和/或其周围区域的三维图像的二维(2D)图像。可以使用有利于换能器操作的相同控制器108来操作成像器122；替代地，成像器122可以由与控制器108相互通信的单独的控制器单独地控制。

在一些实施例中，换能器阵列102可以配置为机械地或电气地生成超声操纵波束，以便顺序地刺激多个靶区域或靶区域内的多个子区域。这可以针对疾病/病症有利地增大区域的受刺激的体积，从而增强其治疗功效。另外或替代地，该方法可以使与不同疾病/病症有关的各种大脑区域受到刺激，从而以相同的程序提供对多种疾病/病症的治疗。在一个实施例中，换能器元件104被机械地操纵，即相对于靶区域物理地移动。当换能器阵列102基本上大于颅骨(例如，直径约30cm或更大)时，机械地操纵是特别合适的，以提供足够的运动自由度。替代地，可以通过调节从换能器元件104发射的声波/脉冲的相对相位来电子地操纵波束。通过这种电子的操纵提供的控制程度与各个换能器元件104的尺寸成反比。例如，通常期望使换能器元件104的尺寸在由阵列发射的声能的波长的数量级上，并且优选地小至波长的一半，以便有效地操纵超声束。因此，对于通常用于聚焦超声系统的具有两毫米(2mm)数量级的波长的声能，进行有效的操纵将需要具有相似尺寸，即，横截面约为2mm或更小的换能器元件104。电子的操纵是优选的，因为不需要换能器阵列102的物理移动并且操纵快速发生。

在一些实施例中，换能器阵列102配置为基本上同时产生多个焦点。例如，参照图1B，所述控制器108可以将换能器元件104动态地分组为多个子阵列150-154；每个子阵列包括换能器元件104的一维或二维阵列(即，行或矩阵)，或由其组成。换能器子阵列150-154可以是能够单独控制的，即，它们各自能够以与其他子阵列的频率、幅度和/或相位无关的频率、幅度和/或相位发射超声波。例如，每个子阵列可以通过调节元件104的相对相位在靶区域156-160中的一个上产生聚焦。因此，可以通过聚焦超声随后或基本上同时地刺激多个靶区域156-160。类似地，参照图1C，每个子阵列可以独立地被控制以在单个靶区域内的子区域162-166中的一个上产生聚焦。对子阵列150-154分组可以通过一种或多种靶向标准(targeting criteria)来动态地确定，所述一种或多种靶向标准指定元件104之间和/或元件104与子区域/靶区域之间的几何关系(例如，转向角和/或瞄准线)。靶向标准还可以考虑子区域/靶区域的物理位置、子区域/靶区域的数量、介入子区域/靶区域的组织的解剖特征以及元件104等。应当注意，本文提供的换能器子阵列的配置仅用于说明，并且本发明不限于这样的配置。本领域的普通技术人员将理解，许多变型是可能的，且因此在本发明的范围内。

为了执行超声介导的神经刺激，有必要在超声程序之前精确地确定靶区域的位置。因此，在各种实施例中，首先激活成像器122以获取靶区域的图像，并且在某些情况下，获取周围的非靶区域的图像。例如，组织体积可以基于3D图像或一系列2D图像切片表示为3D体素(即，体积像素)集，并且可以包括靶区域和/或非靶区域。图2示出了示例性成像器，即MR I设备202。设备202可以包括圆柱形电磁体204，其在电磁体204的孔206内产生必需的静磁场。在医疗程序期间，患者位于可移动支撑托架208上的孔206内。患者体内(例如，患者的头部)的目标区域210可以定位在成像区域212内，其中电磁体204产生基本上均匀的场。一组圆柱形磁场梯度线圈213也可以设置在孔206内并围绕患者。梯度线圈213在预定时间和三个相互正交的方向上产生预定幅度的磁场梯度。利用场梯度，不同的空间位置可以与不同的进动频率(precession frequency)相关联，从而给MR图像提供其空间分辨率。围绕成像区域212的RF发射器线圈214将RF脉冲发射到成像区域212中，使患者的组织发出磁共振(MR)响应信号。原始MR响应信号由RF线圈214感测并传递到MR控制器216，然后计算MR图像，可以显示给用户。或者，可以使用单独的MR发射器和接收器线圈。利用MRI设备202获取的图像可以为放射科医生和内科医生提供不同组织之间的视觉对比以及患者解剖结构的详细内部视图，而传统的X射线技术无法将其可视化。然后由执行常规图像分析软件的控制器来分析所获取的图像，以确定靶/非靶组织的位置和/或解剖特征(例如，类型、特性、结构、厚度、密度等)。

MRI控制器216可以控制脉冲序列，即磁场梯度和RF激励脉冲和响应检测周期的相对定时和强度。使用传统图像处理系统将MR响应信号放大、调节并数字化为原始数据，并通过本领域普通技术人员已知的方法进一步转换成图像数据阵列。基于图像数据，将待刺激的靶区域识别出来。图像处理系统可以是MRI控制器216的一部分，或者可以是与MRI控制器216通信的单独设备(例如，包含图像处理软件的通用计算机)。

在一些实施例中，聚焦超声换能器系统100设置在MRI设备202的孔206内。另外，超声系统100可以包括MR跟踪线圈或其他标记，用于确定换能器相对于MR图像中的靶区域的位置和定向。基于对所需换能器元件相位和幅度的计算，对换能器阵列进行驱动，以便将超声聚焦在靶处。

在各种实施例中，MRI设备202与血氧水平依赖性(BOLD)造影剂结合使用，以在超声介导的刺激期间实时检测靶/非靶区域处的血流变化(该技术通常称为“功能性磁共振成像”或“fMRI”)。通常，当靶区域受到刺激时，其中的神经活动增加，然后使额外的血液被充氧，从而产生血流变化。血流变化可以使BOLD信号变化，能够通过fMRI检测到。因此，fMRI可以在施加超声时提供对靶/非靶区域上的刺激效果的反馈。

例如，参照图3A，为了治疗帕金森氏病，可以将聚焦超声施加到一个或多个特定靶区域(例如，丘脑底核302和/或苍白球内侧部304)。可以激活fMRI以获取在超声程序期间血流量增加的区域的图像。所述图像可以用于验证靶区域中的神经活动已被充分刺激以引起血流的变化(例如，超过10％)，而非靶区域中的神经活动则保持足够的不变(例如，小于5％)，以免产生不良影响。另外，可以对BOLD信号进行分析以确定刺激的强度是否达到期望的目标。例如，在施加聚焦超声之前，可以首先从例如已知文献中获取由成功治疗帕金森氏病的深部脑刺激产生的靶区域处的BOLD信号的变化；且该BOLD信号变化可以存储在存储器中并且设置为超声治疗的靶目标。参照图3B，在将超声脉冲/波的序列302施加至靶期间，可以实时测量靶处的BOLD信号304。如图所示，在超声处理期间，BOLD信号306的幅度大于在两个超声处理脉冲/波/脉冲串之间测量的BOLD信号308的幅度。因此，在一个实施例中，首先将两个脉冲/波/脉冲串之间的BOLD信号308的幅度平均，以获得基线水平；然后，将超声处理期间的BOLD信号306的幅度与基线水平进行对比，以确定其间的变化310。然后，可以将所测量的BOLD变化310与例如如上所述根据文献确定的靶目标进行对比。如果测得的BOLD变化小于靶目标，则后续脉冲中的超声处理的幅度、频率和/或持续时间可能会增加。替代地，超声聚焦可以指向靶的不同子区域(例如，在一些实施例中，在靶的不同子区域之间连续操纵的过程中)；这可以有效地增大靶区域处的BOLD信号的变化，从而达到期望的目标。

如果在靶区域和/或非靶区域处测得的BOLD变化大于靶目标，则后续脉冲中的超声处理的幅度和/或持续时间可以保持不变，或者在一些实施例中，减小以确保安全性。当然，应当强调的是，fMRI用于调节超声幅度和/或施加持续时间的这种示例性使用仅出于说明目的，并且任何表示与神经活动相关的生理状况的信号都可以用作进行调节适用于该应用的任何超声参数(例如，幅度、激活和禁用、频率、转向角等)的反馈。

在一些实施例中，使用例如MRI设备202实时监测超声处理期间靶区域的温度，以避免对其造成损伤。基于所测量的温度，可以对从元件104发射的超声波/脉冲的相对相位和/或幅度进行调节，使得由焦点处的声能引起的温度升高不超过预定阈值。在可用于核磁共振测温的各种方法中，质子共振频率(PRF)偏移法通常是首选方法，这是因为其相对于温度变化具有出色的线性，几乎不受组织类型的影响，而且温度图的获取具有较高的空间和时间分辨率。PRF偏移法利用了水分子中质子的MR共振频率随温度线性变化的现象。由于随温度的频率变化很小，体相水仅–0.01ppm/℃且在组织中大约–0.0096至–0.013ppm/℃，因此通常使用成像进行两次的相敏成像法检测PRF偏移：首先在温度变化之前获取基线PRF相图像，然后在温度变化之后或期间获取第二相图像，从而捕获与温度变化成比例的小相位变化。然后，可以通过基于逐个体素确定基线图像和处理图像之间的相位差，并将该相位差转换为基于PRF温度依赖性的温度差，同时考虑到成像参数(例如(例如，梯度回波的)静态磁场强度(通常1.5T或3T)和回波时间(TE))，根据MR图像计算温度变化图。各种替代的或先进的方法可以用于补偿患者的运动、磁场漂移以及其他影响基于PRF的温度测量准确性的因素；本领域技术人员已知的合适方法包括例如多基线和无参考测温法，并且无需过多试验即可实施。

附加地或替代地，可以实施使用磁性标记的动脉血水质子作为内源示踪剂的动脉自旋标记(ASL)MRI，以直接测量血流变化。可以通过施加RF脉冲来对动脉血水进行磁性标记，该RF脉冲使供应成像的靶/非靶区域的流动血液中的水质子反转或饱和。经过一段时间的延迟后，标记的血液流入成像区域；标记的血水中流入的反转自旋可以改变组织的总磁化强度，进而改变MR信号和图像强度。在这段时间中，可以获取MR信号和图像(称为标签图像)。通过从对照图像(其中无动脉血被标记)中减去标签图像，可以确定在经过时间内传递到靶/非靶区域内的每个体素的动脉血量。因此，该方法允许ASL(动脉自旋标记)定性地测量由超声介导的刺激引起的血流变化。

类似于上述对BOLD信号的测量，ASL信号在靶区域处的幅度对应于由常规深度脑刺激产生的有效治疗，其可以在超声程序之前获取；将该幅度设置为靶目标。在超声处理期间，可以对靶区域处的ASL信号进行实时测量，并将其与靶目标进行对比。同样，如果所测量的ASL信号的幅度小于靶目标，则可以增加下一个脉冲中的超声处理的幅度和/或持续时间。附加地或替代地，可以将超声聚焦指向靶的不同子区域(例如，在一些实施例中，如上所述，在靶的不同子区域之间的操纵的过程中)以增强神经活动，从而增强ASL信号。如果测得的靶区域处的ASL信号大于靶目标，则超声处理的幅度和/或持续时间可以保持不变，或者在某些实施例中可以减小以确保安全。

fMRI和/或ASL可以与其他脑生理指标结合使用。例如，再次参照图2，多个电极216可以沿着患者的头皮放置以在超声介导的神经刺激期间监测大脑的电活动(该技术通常被称为“脑电图仪”或“EEG”)。替代地，可以采用功能性近红外光谱法(fNIRS)。同样，可以将EEG信号、fNIRS信号，单独或与fMRI和/或ASL结合，与使用其他方法(例如，常规的深度脑刺激)确定的靶目标进行比较；且在此基础上，可以调整超声参数(例如，幅度、施加持续时间、相位、频率、转向角度等)，以确保治疗效果和安全性。在一些实施例中，如上所述，这些反馈信号用于确定是顺序地还是基本同时地刺激靶的多个子区域和/或多个靶区域。

通常，超声介导的神经刺激可以在几个疗程(例如，每周一小时，持续四周)后有效地治疗疾病/病症(尽管在一些实施例中，可能需要更多个超声处理疗程)；因此，该方法有利地避免了传统的深度脑刺激法所要求的神经刺激器的侵入性植入。另外，通过调节从换能器元件发射的声波/脉冲的相对相位，可以将聚焦的超声束动态地转向至一个或多个靶区域的各个位置。这可以提高一种疾病/病症的治疗功效或使多种疾病/病症能够在相同的程序中进行治疗。进一步地，通过将换能器元件分组为多个子阵列，可以基本上同时地或顺序地刺激靶的多个子区域和/或多个靶区域。同样，该方法可以有利地提高治疗功效和/或允许在相同的超声程序中治疗不同的疾病/病症。

图4为根据各种实施例，示出在与一种或多种疾病/病症相关的一个或多个脑区域中刺激神经活动的方法的流程图。在第一步骤402中，首先使用例如成像器(例如，MRI)122获取用于神经刺激的靶区域和/或非靶区域的信息(诸如位置、解剖特征和/或材料特征)。在第二步骤404中，基于在步骤402中获取的靶/非靶信息，确定超声参数(例如，幅度、相位、频率、转向角度、施加持续时间等)，以便在靶区域的一个或多个子区域处或在一个或多个靶区域处生成一个或多个焦点。多个焦点可以顺序地或基本上同时地生成。靶区域处的声压可以引起刺激而不会对其造成损伤。例如，由超声引起的温度升高可以下降至低于对应于临床意义的阈值。在第三步骤406中，基于在步骤404中确定的参数激活超声换能器元件。在第四步骤408中，激活测量系统(例如，fMRI、EGG、ASL MRI、fNIRS)以在超声程序期间监测在靶/非靶区域处的刺激效果(例如，血流变化)。在第五步骤410中，基于测量结果，必要时对超声参数进行调整。例如，可以将测量结果与使用其他方法(例如，常规深度脑刺激)确定的期望靶目标进行比较。如果测量结果小于靶目标，则可以增加下一个超声脉冲中超声处理的幅度和/或持续时间。附加地或替代地，可以将超声聚焦指向靶的不同子区域以增强神经活动。如果在靶区域和/或非靶区域处的测量结果超过靶目标，则超声处理的幅度和/或持续时间可以保持不变，或者在某些实施例中可以减小以确保安全性。步骤406-410可以重复，直到达到期望的靶目标为止。

通常，用于刺激与一种或多种脑疾病/病症相关联的靶区域内的一个或多个子区域或一个或多个靶区域的神经活动的功能可以构建在一个或多个模块中，以硬件、软件或两者的组合实现，无论是集成在成像器122的控制器内和/或超声系统100的施用系统124，还是由单独的外部控制器或其他计算实体提供。这种功能可以包括，例如，分析使用成像器122获取的靶和/或非靶区域的成像数据；确定靶/非靶组织的位置和/或解剖学特征(例如，类型、属性、结构、厚度、密度等)；使超声换能器向靶区域发射一系列的波/脉冲/脉冲串；测量表示由超声脉冲/脉冲串引起的在靶区域处的神经活动的温度和/或生理参数；至少部分地基于所述测量，调整与换能器元件相关联的参数值；在靶区域内的多个子区域处或在多个靶区域处操纵焦点；将换能器元件动态地分组成多个子阵列；使不同的子阵列顺序地或基本上同时地向靶区域的不同子区域或不同靶区域发射多个超声脉冲序列；将测量的生理参数与期望的靶目标进行对比；和/或迭代地进行温度和/或生理参数的测量和对超声参数值的调整，直到满足上述的靶目标。

另外，用于驱动如上所述的换能器阵列102或各种子阵列中的换能器元件104的超声参数的值可以在超声控制器108中确定，该超声控制器可以与成像器122中的控制设备分开或与成像器122中的控制设备组合成集成系统控制设备。控制器108可以包括以硬件、软件或两者的组合实现的一个或多个模块。对于其中功能作为一个或多个软件程序提供的实施例，所述程序可以用许多高级语言中的任何一种来编写，例如PYTHON、FORTRAN、PASCAL、JAVA、C、C++、C#、BASIC、各种脚本语言和/或HTML。另外，软件可以用指向驻留在目标计算机上的微处理器的汇编语言来实现；例如，如果软件配置为在IBM PC或PC克隆上运行，则可以用In tel 80x86汇编语言实现。所述软件可以实施在制品上，包括但不限于软盘、闪存盘、硬盘、光盘、磁带、PROM、EPROM、EEPROM、现场可编程门阵列或CD-ROM。可以使用例如一个或多个FPGA、CPLD或ASIC处理器来实现使用硬件电路的实施例。

另外，这里使用的术语“控制器”广泛地包括用于执行如上所述的任何功能的所有必要的硬件组件和/或软件模块；所述控制器可以包括多个硬件组件和/或软件模块，并且功能可以在不同的组件和/或模块之间传播。

本文使用的术语和表达是用作描述性而非限制性的术语和表达，并且在使用这些术语和表达时，无意排除所示出和所描述的特征或其一部分的任何等同体。另外，已经描述了本发明的某些实施例，对于本领域普通技术人员显而易见的是，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以使用包含本文公开的概念的其他实施例。因此，所描述的实施例应认为是仅在所有方面对本发明进行说明而非限制。

权利要求为：