CN110392550B - 用声波测量进行辐射束射程验证的***和方法 - Google Patents

Abstract

基于用多个接收器所获得的低信噪比测量值去估计波源位置的***和方法。其中一个方面，本发明提供一种当辐射束到达目标时能估算辐射束末端射程的方法。所述方法包括控制辐射处理***传送一个辐射束到目标内去诱发至少一个低频热声波，使用定位在目标周围的接收器去检测与至少一个低频热声波相对应的声波信号。该方法还包括分析声波信号，以确定与相关的不同接收器在飞行时间上的差异，并通过关联飞行时间差异来估算辐射束的末端射程。该方法还包括生成一份报告，表明辐射束的末端射程。

Description

用声波测量进行辐射束射程验证的***和方法

相关申请的交叉引用

优先申明，本申请要求2016年7月25日提交的美国序列号62/366,613，标题为“从多个互相关但低分辨率的测量值中获得精确、高分辨率飞行时间估算值的方法和***”的优先权，通过引用将其并入本文中。

技术领域

现有的公开技术一般涉及用于定位波源的***和方法，尤其涉及用于离子疗法中热声射程验证的***和方法。

背景技术

离子疗法利用高能离子的能量沉积剖面提供高适形的肿瘤照射，同时保留关键机构。具体地说，离子束在病人体内的穿透深度是有限的，这取决于离子能量。与传统的光子放射治疗相比，单能离子束的大部分辐射剂量被短距离的传递在组织内的末端射程（也被称为布拉格峰）。与布拉格峰附近的组织相比，浅表组织的辐射剂量更小。此外，浅表组织的辐射剂量分布明显低于布拉格峰，此后这些组织也几乎没有接受到辐射剂量。这种剂量沉积特性使高剂量的药物能够以较低的正常组织剂量和毒性输送到深部肿瘤位置。为了提供体积覆盖，通常使用具有不同能量的多个质子束的组合，导致表面组织接收到的剂量增加，布拉格峰扩散。

无论是单能束还是多能束，由于布拉格峰附近的剂量急剧下降，离子距离的不准确性经常受到关注，这可以减少目标覆盖范围，增加对关键机构的毒性。在患者的解剖和运动中，由于定位错误、变化或移动，可能会出现末端射程误差。在某些情况下，特定的结构特征，如腹部的大骨结构或气穴，可能会在光束路径内或外移动，并由于光束停止功率的显著差异而引入较大的不确定性。

虽然在治疗前已经确认了定位，并且在检测到设备故障后联锁装置可以立即停止治疗，但是在治疗过程中却没有安全机制来防止解剖变化和患者运动。因此，许多质子处理计划被发展为有利于某些束流排列，这些束流排列对范围不准确性引起的错误具有稳定性。例如，***治疗通常使用平行对置的侧梁。然而，在健康组织的总体目标覆盖和暴露方面，许多这样的计划往往是次优的，从而降低治疗效果和增加毒性风险。

因此，为了估计或推断治疗前、治疗中和治疗后的离子射程，已经开发了几种技术。例如，一种方法是利用由核相互作用的离子束与组织产生的短命同位素。同位素衰变为正电子，正电子湮灭并产生使PET扫描仪可测量的伽马射线。通过将PET数据叠加在CT图像上，可以获得良好的辐射传递指标。然而，这种被动散射方法仅适用于选定光束角度的预处理验证。此外，尽管瞬发伽马辐射可以提供快速和实时的反馈，但由于同位素的衰变性质和PET成像的分辨率限制，它们还不能达到毫米级的精度。此外，一种将几天前采集的CT图像中的PET数据与基础解剖相关联的自动方法其过程缓慢，并且排除了在线射程验证。此外，离子射程是根据空间坐标确定的，当记录到基础解剖结构时，空间坐标会受到设置不确定性和内部微小运动的影响。

射程验证的另一种方法依赖于热声效应。例如，当离子束入射到组织上时，由于布拉格峰附近的局部能量沉积，会产生热声压力波。尽管原则上，这种压力波可以通过超声波检测技术测量，但将这种方法转化为临床应用仍面临许多挑战。例如，在软组织中，2Gy的瞬时输送可在布拉格峰形成200Pa的压力，而1cGY的减少剂量仅产生1Pa的压力。但是，压力振幅会随着与布拉格峰的距离而衰减，距离越远衰减的程度越大，因此探测器必须相对靠近。此外，由于组织受到辐射剂量限制，对可测量的压力振幅以及执行有效信号平均值的能力有限制。此外，射程验证还要求剂量沉积足够快，以确保在压力消散之前能产生并检测到压力。

此外，离子散射使热声源的位置变模糊，并使位于侧面或远处的传感器检测到的带限信号变模糊。具体来说，尽管离子在软组织中的散射小于光子，但热声源在纵向上由线性能量转移（LET）或布拉格曲线确定，在横向上由光束直径确定，这两种情况的半峰全宽（FWHM）通常大于7.5mm。穿过7.5毫米光束的声波传播时间约为5μs，这将热声发射频带限制在200kHz以下。此外，临床离子治疗***的溢出时间目前超过6μs，进一步的限制光谱频带同时抑制压力振幅。对230MeV质子束在水下目标的模拟表明，假设瞬时沉积，热声发射的带宽被限制在150kHz以下。最后，要以3毫米以上的精度解析范围或布拉格峰的位置，这类方法要求超出典型逆源技术范围，而且这类方法通常精确到半波长以内。对应于150kHz的声波波长为10mm，因此传统的热声发射单向波束形成的精度预计为5mm。

虽然离子疗法长期以来被认为有利于治疗各种成人和儿童肿瘤，包括与颈部、脊柱、眼睛、***等相关的肿瘤，但射程验证不充分限制了其临床应用。因此，迫切需要对许多癌症的治疗进行准确和快速的射程验证。

发明内容

本发明公开了一种用于估算受辐射处理的目标体中的辐射束射程的***和方法来克服上述缺点。如前所述的问题，本发明提出了一种新的方法，利用多个低分辨率测量来精确估算辐射束的末端射程或布拉格峰。具体地说，与感应低频热声波相关的信号可以通过在目标周围布置的多个接收器进行检测，并结合测量来估算布拉格峰的位置。在某些方面，低频热声波测量可能与参考信息（包括模拟数据）相关，以获得更准确的末端射程估算。通过这种方式，可以对治疗或治疗计划进行有利的调整，从而让患者得到更好的结果。

根据本发明的一个方面，本发明是一种当辐射束到达目标时能估算辐射束末端射程的方法。所述方法包括控制辐射治疗***传送一个辐射束到目标内去诱发至少一个低频热声波，使用定位在目标周围的接收器去检测与至少一个低频热声波相对应的声波信号。该方法还包括分析声波信号，以确定与相关的不同接收器在飞行时间上的差异，并通过关联飞行时间差异来估算辐射束的末端射程。该方法还包括生成一份报告，表明辐射束的末端射程。

根据本发明的另一个方面，提供了一种当辐射束到达目标时能估算辐射束末端射程的方法。所述方法包括控制辐射处理***传送一个辐射束到目标内去诱发至少一个低频热声波，使用定位在目标周围的接收器去检测与至少一个低频热声波相对应的声波信号。该方法还包括利用声波信号进行计算从而估算辐射束的初步末端射程，并对声波信号进行分析，以确定不同接收器对应的飞行时间信息。该方法还包括基于初步的末端射程估算和飞行时间信息进行计算，从而修正辐射束的末端射程估算，并生成一份经过修正的末端射程估算报告。

根据本发明的其它一个方面，一种当辐射束到达目标时能估算辐射束末端射程的***。所述***包括具有多个接收器的声波***，所述接收器配置为从目标获取声波信号。该***还包括一个被编程为控制辐射处理***的控制器，把辐射束传送到目标内去诱发至少一个低频热声波，并使用定位在目标周围的接收器去检测与至少一个低频热声波所对应的声波信号。控制器还被编程为可分析声波信号，以确定与不同接收器相关的飞行时间差异，并通过关联的飞行时间差异来估算辐射束的末端射程。控制器被进一步编程为可生成一份报告，表明辐射束的末端射程。

根据本发明的其它一方面，提供了一种定位波源的方法。该方法包括使用定位在波源周围的多个接收器，检测与该波源相对应的波信号，以及使用该波信号计算得到该波源位置的初步估算。该方法还包括对波信号进行分析，确定飞行时间信息，包括相关的飞行时间，所对应的不同的接收器，并将所对应的不同接收器的飞行时间信息关联起来，从而计算得出波源位置的修正估算。该方法进一步包括生成一份修正估算的指示性报告。

根据本发明的其它一个方面，提供了一种当辐射束到达目标时能估算辐射束末端射程的***。所述***包括一个声波***，该***具有多个接收器，所述接收器配置为从目标获取声波信号。所述***包括一个控制器，该控制器被编程为控制一个辐射处理***，所述的辐射处理***传送辐射束到目标内诱发至少一个低频热声波。控制器还被编程为使用定位在目标周围的接收器，检测与至少一个低频热声波相对应的声波信号，使用该声波信号计算辐射束的初步末端射程估算，并分析该声波信号以确定与之相对应的不同接收器的飞行时间信息。控制器被进一步编程，根据初步的末端射程估算和飞行时间信息，计算修正的辐射束的末端射程估算，并生成一份修正估算的指示性报告。

根据本发明的其它一个方面，提供了一种定位波源的方法。所述方法包括：利用定位在波源附近的接收器，检测与射程相对应的低频波信号，并用该波信号计算，对该波源位置进行初步估算。该方法还包括对波信号进行分析，以确定飞行时间信息，包括相关的飞行时间，所对应的不同接收器，并根据初步的估算和飞行时间信息计算修正后的波源位置。所述方法还包括生成一份修正波源位置的指示性报告。

本发明先前提到的和其他优点将会从从下面描述中出现。

附图说明

下文将会根据参照附图来描述本发明，其中相同的参考数字表示相同的元素。

图1是本发明的辐射治疗***的示意图。

图2是本发明的流程图，阐述了流程的各个步骤。

图3是本发明的另一个流程图，阐述了流程的各个步骤。

图4是本发明的另一个流程图，阐述了流程的各个步骤。

图5是本发明使用(a)IMRT和(b)质子疗法，并根据潜在的“蓝天”技术所设想的(c)和(d)来治疗***的示例图。

图6是质子束在水中的布拉格曲线和轨迹的示例图。

图7是本发明B型超声波图像的示例图。

图8是50MeV质子进入水中的示意图，(a)表示测量的质子电流包络，(b)表示由试验时瞬间溢出的模拟初始压力，(c)表示光谱和传感器的灵敏度带。

图9是本发明根据单极布拉格峰的声波信号重建的超声波图像示例图。

图10(a)-(d)是覆盖灰度的超声波图像示例图，该图像表明在具有聚苯乙烯泡沫锥和空腔的模型中识别布拉格峰；(d)是模型冠状切片的CT图像。

图11显示了具有多个低频单元位置的双平面阵列经直肠超声检查透视图(a)和横截面图(b)。

图12是本发明的三角测量技术的示例图。

图13是本发明估算末端射程的CT图像。

具体实施方式

尽管质子束和其它离子束在保持正常组织低剂量的同时，可以向肿瘤提供更高的剂量，但是与基于光子的治疗相比，质子束和其它离子束对不确定性更为敏感。不确定性会导致局部治疗失败和正常组织药物剂量过大，这会显著增加不良反应和继发性癌症的风险。在某些情况下，不良反应可能会损害或降低治疗的效果，因为需要降低标准剂量，以确保患者的风险降至最低。通过解决光束不准确性，可以改善治疗，降低发病率，提高患者的生活质量。因此，本发明公开了一种能估算受辐射处理目标的辐射束范围的新方法。虽然本文提及质子疗法，但是可以容易理解，本方法或其中部分想法可广泛适用于任何离子束疗法以及X射线辐射疗法。

电离辐射可在目标中产生可检测的热声波。然而，与利用非电离能量加热组织并产生热声信号的热声或光声成像应用不同，辐射疗法限制患者或目标可接收的剂量。这反过来又限制了可测量信号以及平均执行信号的能力。此外，辐射束也会由于散射而从目标内部发生消散。因此，比如脉冲质子束诱发的低频热声波的低分辨率测量的振幅和带宽不足以使用标准超声硬件和波束形成技术来精确估算质子的射程。

与以前的技术相比，本发明采用诱发得到的低频波（例如热声波）相关的多个低分辨率信号来准确估算辐射束的末端射程或布拉格峰。为此在某些方面，可以将波束形成技术应用于测量，以获得初步的末端射程估算。采用从各种测量中获得的飞行时间信息，以及从模拟热声发射中获得的先验信息，来修正初步的末端射程估算。具体来说，飞行时间信息可以通过不同接收器的测量获得，其中感应低频热声波的测量信号与时间相关，并随接收器位置在时间域中移动。这会导致傅立叶域中的相位移动，该相位移动可用于估算每个测量之间飞行时间的差异，其精度可以超过任何单个测量的经典半波长分辨率极限。

虽然本发明是基于感应热声波来估算辐射束的末端射程，但是本发明具有更广泛地应用。例如，利用多个低分辨率测量（以某种已知方式相关联）来定位诸如机械或电磁源等波源的方法，其实现的分辨率测量高于单个低分辨率测量，可应用于声纳、雷达和其他场景。低频信号比高频信号传播得更远，因此本方法可用于改进声学、声纳以及电磁和雷达应用中的距离与分辨率权衡。为此，可沿着潜艇、卫星、飞机等的长度上集成多个探测器，本方法可用于定位各种声源和其他波源。此外，所述方法可扩展为能估算双向射程的方法，即能同时发射和接收低频信号。

在本发明中，当用于参考数值或数值范围时的术语如“大约”或“近似”，通常情况可高于或低于所述标准值或范围值20％。

在本发明中，术语“低频”通常是指生成的直流电的频率范围约为300kHz。

在本发明中，术语“声波信号”通常包括次声波、声波和超声波信号。

在本发明中，术语“波源”通常是指由次声波、声波、超声波和电磁信号所产生的任何机械源或电磁源。

在本发明中，术语“辐射束”通常是指脉冲、连续或半连续的电离电磁辐射流、高能带电粒子流。

如图1所示，是辐射治疗***100。所述的辐射治疗***100可以是离子治疗***，比如质子治疗***等。辐射治疗***100通常包括辐射源102，辐射源102可以为回旋加速器、同步加速器等，输送***104和定位***106；辐射处理***100还包括成像***108。

具体地说，传送***104被配置为能形成和传送来自辐射源102的辐射，并且包括各种组件和硬件，例如磁铁、孔径、滤波器、准直器、散射器或散射元件、衰减器、斩波器等，用于控制轮廓、形状、入射角和辐射的暴露时间。输送***104还包括治疗控制台、计算机以及其他组件或硬件。在某些方面，输送***104配置为输送具有预定的空间、时间和能量分布的脉冲辐射束，比如脉冲质子束。

定位***106被配置为可移动关于入射辐射的患者或目标。在一些实施例中，定位***106还被配置为可结合成像***108来控制患者的位置。为此可将定位***106配置为将患者移动到成像***108，反之亦然，或两者兼而有之。

在一个实施例中，成像***108包括声波***，所述声波***配置为向目标（比如超声波***）发送和接收各种声波信号。成像***108还可包括其他成像能力，例如计算机断层扫描、发射断层扫描、磁共振和其他成像能力。具体而言，声波***可包括声波探针组件，该组件被配置为耦合到患者或目标内发送和接收声波信号。进一步，声波探头组件包括若干发射器和接收器，所述的声波探头组件被配置为线性阵列、曲线阵列、线性曲线阵列、相控阵列、单个元件或其组合。在一些应用中，声波探头组件被配置为从目标的数字位置获取信号。在非限制性示例中，声波探头组件被配置为从相对于辐射束横向和纵向的多个位置获取信号。

在一些实施例中，声波探头组件上的接收器被配置为可检测与热声波相对应的各种声波信号，其中热声波由辐射束或脉冲束在目标中诱发得到。因此，声波探头组件上的接收器被配置为所检测的信号频率范围约在DC和300kHz之间，但可能存在其它频率。此外，声波探头组件上的发射器和接收器也被配置为可获取信号，以生成一个或多个超声波图像。因此，发送器和接收器被配置为可在大约1和20MHz的频率范围内发送和接收信号，但也可能存在其它频率。在一些实施例中，声波探头组件和声波***还可以包括用于形成和处理所检测到的声波信号的附加元件和电路，例如放大器、滤波器、电压表、电流表、数码观察仪、光谱仪等。

如图1所示，辐射治疗***100还包括与输送***104、定位***106和成像***108进行通信的控制器110，所述控制器110被配置为可控制辐射治疗。一般而言，辐射治疗还涉及在计划控制器112上执行离线生成的治疗计划。治疗方案通常包括多个治疗手段，波束的形状和入射方向，以及波束能量和照射时间，决定了靶向的剂量和剂量分布。因此，控制器110被配置为从计划控制器112接收治疗计划并指导所接收治疗计划的执行。在某些方面，控制器110也被配置为执行各种质量控制步骤，可以是自主的，也可以与操作员的指令输入相结合，包括确定位置、注射药物等。

如图1所示，控制器110可以是计算机、执行器、网络服务器、主机或任何其他通用或特定于应用程序的计算***。控制器110也可以是便携式设备的一部分或可与便携式设备进行通信，例如移动电话、笔记本电脑、平板电脑、个人掌上电脑（PDA）、多媒体设备或任何其他便携式设备。因此，控制器110也可以作为一台或多台计算机、***、设备、机器、主机、服务器等的一部分或与之合作运行。控制器110可以自主或半自主地运行，可以接收来自存储器、用户、以及任何与其逻辑上相关联的指令（例如其他联网的计算机、设备或服务器）。在这方面，控制器110可以是具有一个或多个处理单元的计算装置或***，其设计用于集成各种功能，并且被配置为可用于各个方面的步骤执行。比如处理单元可以包括CPU、GPU等。

控制器110除了连接传输***104、计划控制器112和治疗控制台之外，还可以与各种数据库114、服务器116、大数据云118以及各种其他外部计算机、***和设备进行通信。因此，控制器110被配置为可交换各种信息和数据。具体而言，数据库114包括模拟数据、测量数据和各种信息，这些数据和信息由相关联不同光束的热声发射通过离线或在线生成得到。例如，模拟数据可以通过蒙特卡罗或其他计算方法获得，而测量数据可以通过各种辐射探测技术和辐射束配置获得。在一个非限制性示例中，数据库114包括能通过图表和其他方式来识别末端射程和药物剂量，以及识别相对应的光束数、能量、角度等的相关热声发射信息。

大部分的现代治疗方案算法是基于蒙特卡罗模拟得到的，本发明的优点是可以运用这些模拟。蒙特卡罗模拟和计划CT量生成的剂量图可与声波软件集成（比如K波），以模拟热声发射。从而模拟每一个计划中的波束，同时也可以模拟超过和低于计划几毫米的波束。例如，可以通过模拟范围约为±5、±10、±15mm等的波束（相对于每个计划波束当量的路径）来实现这一点。或者，波束能量可以从治疗方案中增加±1、±2、±3MeV等。

在某些实施例中，控制器110被配置为可从成像***108、数据库114、服务器116、大数据云118和其他位置访问患者数据。例如，患者数据包括患者的各种陈述或图像，比如B超、CT、MR、或PET图像，还有与目标机构、关键机构、治疗计划等相关的信息，以及患者特征和病史。在某些方面，控制器110还被配置为可访问和处理在辐射处理之前、期间或之后获得的声波信号数据。

控制器110还包括用于接收数据和信息的各种输入元件。输入元件包括闪存驱动器、CD驱动器、DVD驱动器、USB输入、micro USB输入、HDMI输入、以太网、WiFi连接以及可用于接收计算机可读媒体、数据或信号的其他输入。控制器110还包括配置为可接收用户自行选择的输入元件。输入元件可包括鼠标、键盘、触摸板、触摸屏、按钮等。控制器110还包括各种输出元件，用于向用户以及其他***或设备提供报告。输出元件包括显示器、打印机等。控制器110还包括一个或多个存储器元件。所述的存储器元件包括临时和非临时存储介质，该存储介质可存储其中的指令，其形式为软件、固件或编程，从而处理各种数据和信息。

在一些实施例中，非暂时性的计算机可读存储介质包括：由控制器110的一个或多个处理单元或另一个***来执行指令时，可估算传送到目标或声源位置的辐射束的末端射程。具体而言，控制器110被配置为可控制传送***104，以其在目标内诱发低频热声波的辐射束。所提供的辐射束包括侦察束，以其作为计划质量保证的一部分，或者所提供的辐射束可作为治疗方案的一部分。例如，辐射束可包括质子束脉冲或离子束脉冲。然后，控制器110可接收和处理与辐射束感应的低频热声波相对应的数据。为此，控制器110可使用成像***108来控制声波信号的采集。

如前所述，利用在目标周围和内部布置的多个接收器来获取声波信号。接着控制器110可以分析这些信号，以估算辐射束的末端射程或声源的位置。此外，控制器110还可以对相对于目标位置所估算的末端射程和波源位置进行验证。然后，控制器110可确定是否需要调整治疗计划、暂停治疗、对患者重新定位，或进行其他调整。对与上述的调整判断可基于对波束的末端射程估算或波源位置，与目标位置之间的差值或偏移是否超过预定阈值从而得到确定。在某些方面，阈值可能取决于患者体内特定的目标和关键机构。例如在其中一个示例中，阈值可以是5mm或更大，而在另一个示例中，阈值可以小于5mm。

在一些实施例中，控制器110被配置为可将从不同接收器获得的测量值关联起来，以估算末端射程。控制器110可用感应低频热声波确定每个接收器的飞行时间。其中飞行时间表示从波源位置到接收位置的感应或非感应波的传播时间，例如，波源位置与辐射束的辐射剂量沉积或布拉格峰相关。在某些方面，例如，通过应用傅立叶变换定理，飞行时间之间的相对差值或偏移也可由控制器110确定。控制器110还可通过关联确定飞行时间或飞行时间差来估算辐射束的末端射程。在某些方面，控制器110还需要考虑电子设备中的时间滞后性和信号到接收器所需要的传输时间。如前所述，控制器110可进行类似的分析，通过组合各种声波来测量从而确定声源的位置。

在其它实施例中，控制器110可执行两步过程实现估算来自声波信号的辐射束的末端射程。在第一步中，可以通过对一个或多个接收器所对应的信号，并应用波束形成技术来获得快速估算。例如，单向波束形成可以被用来重建布拉格峰。在第二步中，可通过将测量的声波信号与存储在其中的各种先验信息和数据（包括热声发射模拟数据和测量数据）的与参考值或数据库进行比较，来细化或修正波束末端射程的估算。

如上所述，控制器110被配置为使用成像***108指导或控制声波信号的采集。控制器110可使用刚才所获得的信号来重建一个或多个图像。在一个非限制性示例中，控制器110可以重建辐射目标的1D、2D、3D或4D超声波图像。在某些方面，可以采用双向波束形成技术来生成图像。所述的控制器110或其它合适的***可被配置为控制其他数据或图像的采集和重建，其包括CT、MR和PET数据或图像。

在某些方面，控制器110可以在各种生成或可访问的绘制图和图像之间执行图像配准。此外，控制器110被配置为可分析所生成的图像，以获得有关感兴趣区域的各种信息，比如目标或关键机构，包括它们的位置、密度、停止功率、声学特性（比如声速）等。控制器110还可以识别强力吸声器、反射器和其他异常情况，这些可用于为三角测量选择最可靠的测量值，同时信号分析可以离线进行，也可在线实时进行。在某些方面，控制器110在分析声波信号后，可确定接收器的位置不正确，和采集的数据不足或不恰当。从而可以向用户提供指示或通知，例如停止操作、重新定位接收器等。

控制器110被配置为可生成一份报告。所述的报告可以是任何形式且包括各种信息。在一个非限制性示例中，报告可以直观地识别覆盖在图像（如超声波图像）上所选定辐射束的末端射程估算。所述的报告还可以指出相对于计划位置或计划目标或计划目标量的末端射程估算。如果估算的末端射程超出预定的阈值，则报告也可以是视觉警报或音频警报的形式出现。所述的报告还可以包括指示或信号，比如调整治疗计划、控制输送***104、控制定位***106、控制成像***108。

如图1所示，虽然输送***104、定位***106、成像***108和控制器110为不同的***，但是在一些实施例中，这些***中的任何一个或者全部都可以组合成一个集成***。例如，输送***104和成像***108可以组合在一起共享同一个坐标系，允许在治疗期间采集图像，而无需移动患者。这种综合***也有利于减少治疗和成像之间的时间间隔。在另一个实施例中，控制器110和成像***108可以组合在一起。此外，分析处理和其他步骤可在属于控制器110、成像***108、定位***106、传送***104的处理器或处理单元之间共享或单独进行。在一些实施例中，所述的控制器110和包括控制器110的集成***可以个性化设计、配置和编程，例如通过软件、固件和接线指令来执行本文所述的算法和方案，比如估算辐射束末端射程的步骤。因此，控制器110并不能视为一种通用的计算机，而是一种具体的应用***。

如图2所示，是本发明的步骤流程图200。流程200可由各种合适的***执行，其包括本发明中所述的各种***。在一些实施例中，流程200可以表示为存储在存储器中的程序、固件、软件和指令，例如非暂时性计算机可读介质和其它数据的存储，并且可以由一个或多个处理器执行。

流程200从流程模块202开始，通过控制辐射治疗***来传送一个或多个辐射束，在目标内诱发至少一个低频热声波。流程模块202还包括提供侦察辐射束和治疗计划方案。然后，在流程模块204，使用多个定位于目标周围的接收器去检测与感应低频热声波相对应的声波信号。如前所述，流程模块204还包括可检测频率范围约在DC和300kHz之间的信号，或其它可能的信号。

如流程模块206和208所示，通过分析声波信号，可获得辐射束的末端射程估算。在某些方面，可以对声波信号进行分析，以确定与诱发低频热声波有关的飞行时间信息。这种飞行时间信息可以包括从波源位置到不同接收器的绝对飞行时间值，以及不同飞行时间之间的相对时间偏移和差异，然后使用三角测量技术来估算末端射程。

在某些方面，流程模块208可通过执行两个步骤来估算末端射程。如前所述，可以首先通过应用波束形成技术（如单向波束形成）获得初步估算。然后，根据飞行时间信息获得的估算值，同时根据测量信号与参考信号和数据库进行比较，对初步估算值进行精炼和修正，从而生成末端射程的修正估算值。因此，分析的声波信号和先验信息（包括波束、特性、轨迹和热声发射）可用于流程模块208。

然后可在流程模块210处生成报告。报告可以是任何形式，包括任何信息，如各种绘制图、图像、末端范围估算等。该报告可提供给用户、临床医生，也可转发给治疗计划***和执行模块。在一些实施例中，所述的报告可以是音频警报和视频警报，也可以是通知的形式，例如，当治疗过程或治疗环境被确定为不安全时，在比如估算的末端射程超过预定的阈值。报告也可采用信号或指示的形式，以控制或适应治疗的实施。为此，可将信号或指示发送至输送***或定位***，以停止治疗或重新定位患者，或两者兼而有之。所述的报告包括在流程模块210处执行其它操作。

如图3所示，流程300设置为四个步骤。所述的流程300可由各个兼容的***执行，其也包括本发明中所述的***。在一些实施例中，流程300可表示为存储在储存器中的程序、固件、软件和指令，例如非暂时性计算机可读介质和其他数据存储，并且其可以由一个或多个处理器执行。

流程300从流程模块302开始，先产生一个或多个辐射束。流程模块304可产生并控制光束以诱发一个或多个低频热声波。例如，生成的波束可被切碎并产生脉冲波束。然后，流程模块306通过定位在目标或患者周围的各种接收器测量声波信号，并检测低频热声波。接着，流程模块308可计算初步的末端射程估算值。例如，可以将单向波束形成技术应用于测量的声波信号，以计算初步的末端射程估算值。在一些实施例中，流程模块310可计算修正的末端射程估算值，例如，根据飞行时间信息和先验信息，再比如波束信息（轨迹、直径和能量）和模拟发射信息。根据初步和修正的末端射程估算值，可在312判断模块确定估算值是有效的还是在可接受的范围内。然后如流程模块314和316分别所示，控制治疗的实施，或调整治疗计划，或者两者兼而有之。例如在未来的治疗中，所述的治疗计划可以进行实时调整、在线调整以及进行离线调整。

流程模块320和340代表不同的修正方案，根据流程模块308计算得出的初步末端射程估算进行改进。流程可单独或按顺序进行，特别是当与已知波束轨迹和射程相对应的模拟热声发射数据库不可用时，需执行流程模块320。流程模块322可以分析和关联在流程模块306处检测到的声波信号，以确定不同接收器之间感应热声波的相对位移和飞行时间差异，例如使用三角测量技术。此外，先验信息（如波束信息）可被用于流程模块324。

如图3所示，当已知波束轨迹和射程对应的模拟热声发射数据库可用时，可执行流程模块340。如流程模块342所示，初步的末端射程估算可用于选择控制点，所选择的控制点，应使其最接近初步的末端射程估算值。通过模拟不同条件下的各种波束，如使用蒙特卡罗技术，可以获得具有已知参数的光束末端范围的控制点，已知参数可包括光束能量、方向、等心点处的空气直径等。从模拟剂量图可以模拟出对应于控制光束和控制点的热声发射。然后，流程模块344可确定与控制点相关的相位差和初步的末端射程估算。要做到这一点，需要将过滤和傅立叶变换定理应用于流程模块344。从相位差可以推断出测量值、初步末端射距的估算、仿真或控制点之间的延时和飞行时间差。利用该时间延迟，可分别在流程模块346估算末端射程位移。流程模块342-346可以使用来自多个接收器的声波信号数据进行过程的重复。然后，在流程模块348上，对应于多个声波接收器的末端射程偏移可用于计算修正末端射程估算，比如通过最小二乘法。在某些方面，先验信息可应用于流程模块348，以进一步改善和修正末端射程估算。

如图4是另一个流程400。过程400从计划阶段开始，在该阶段中，治疗方案软件利用方案图像数据（包括CT、超声波和其它成像数据）以及先验信息来生成治疗方案。如图1所示，治疗方案可由辐射治疗***提供。所述的治疗方案包括多个治疗层面，在图中表示为#1，#2，…#N。每个治疗层面包括一个或多个治疗方法和一个或多个探测束。如图4所示，可以使用声波***收集热声发射数据和声波信号数据。然后执行计算程序从而获得每个处理层面的末端射距估算。计算程序可以使用每天（治疗前）实时成像数据。计算的末端射程估算值可以存储在数据库中，并用于调整后续的治疗计划，比如当执行了一部分治疗计划。

所述的估算值可与治疗方案进行比较，并可选择性地显示，比如覆盖在各种图像上。同时也可以显示其它信息，包括目标位置、方案目标的剂量等。然后可以利用这些估算值来确定运动或距离误差。根据所述的运动或错误是否可以接受，并与预先确定的阈值作对比，从而患者可以重新定位或停止治疗。

离子疗法一个有争议的应用场景是***癌治疗。为了避免放射到敏感的直肠组织，现有的***癌治疗方案普遍采用水平光束，它在到达***之前需穿过较厚的骨骼结构。骨骼会降低质子束的能量谱，使离子疗法相比较与强度可调X射线疗法（IMRT）的优势最小化。虽然与离子疗法相比，IMRT将治疗剂量的30％输送到膀胱和直肠的更大区域，如图5(a)所示，但是如图5(b)所示，水平输送使通过髋骨和大腿骨的质子路径的长度最大化。图5(c)和(d)中设想的“蓝天”两步计划，可以减少离子通过骨骼的路径距离，同时保护膀胱和直肠。然而，该方案对距离误差很敏感，因为如图5(c)中的由前向后（AP）放射期间的过量辐射将会过度地辐射到直肠，而图5(d)中的由后向前（PA）辐射期间的过量辐射将会过度地辐射到膀胱。这是一个高级别的治疗案例，将会从目前的热声距离验证方法中受益。

上面所述的***和方法将通过实施例进一步讲解。所述的实施例仅提供用于说明性目的，并不会以任何方式限制本发明的范围。进一步，除了本文所公开和描述的那些之外，本发明的任何修改对于本领域技术人员来说，都可以从本发明所描述的和本发明的示例图中得到联想，且所修改的内容属于本发明权利要求的范围。例如，介绍用于离子治疗射程验证的一些安排和配置，和其它可能的配置，仍然被认为是本发明的权利要求范围，且具体的工艺参数和方法也会被详细阐述，这些参数和方法可能会根据变量进行更改或改变。

示例

通过热声探测布拉格峰进行范围验证是沉积剂量转换为机械压力脉冲的自然结果。治疗方案是用灰度来进行量化，1Gy＝1J/kg，而声脉冲振幅是用帕斯卡来量化，1Pa＝1N/m²＝1J/m³，且剂量单位和压力单位只会随着目标密度乘数ρ而不同。无量纲的（Γ）代表能量密度和能量密度的比例常数，是正常引起的压力变化。假设快速剂量沉积，δp＝ΓρD，其中D是所给剂量，δp为所给剂量引起的压力变化。在软组织中，Γ～0.1和ρ～I 000kg/m³，因此在布拉格峰处2Gy的瞬时输送压力增加到200pa。然而，1cGY的输送只产生1Pa。在远程传感器位置的压力振幅较低，是由于径向衰减，即使在理想条件下，热声范围验证也需要检测微弱的压力脉冲。

热声范围验证与热声成像有一些相似之处，但在重要方面有所不同。范围验证和成像都需要足够快的剂量沉积，来满足应力限制，以确保离子输送建立的压力比离子传播更快。假设离子束线的横向坐标已知，则热声范围验证只需要沿着束线恢复布拉格峰位置。只恢复一个数字，而不是一个N³体积的体素值从而放宽高分辨率和无伪影数据重建的标准成像要求。

热声范围验证的主要挑战是治疗剂量限制，而治疗剂量的限制又限制了离子范围散乱引起的诱导压力振幅和严格的带宽限制。与光声成像不同，离子疗法的目的是沉积电离剂量，因此平均信号从根本上受到分次剂量的限制。纵向和横向离子散射分别在远端和横向传感器位置检测到的热声源和带限平滑信号。如图6所示，由离子散射引起的“散射”带宽限制，该示例显示了在初始条件相同的情况下，使用默认模式（FWHM_P＝0）在水浴中的布拉格曲线和离子轨迹，为了清晰显示只跟踪了99个离子。具体来说，如图6(a)所示为230MeV质子的移动Z230±σz230＝325±3.6mm，σ1230＝7.7mm，如图6(b)所示为230MeV光束远端的放大率，如图6(c)所示为49MeV离子的移动Z49±σz49＝21.1±0.4mm，最终横向分布σ149＝0.52mm。为了突出横向散乱，图6(b)和(c)以相同的空间比例显示。

在某些方面，混合B模式和热声的超声波探头能够实现对声速不均匀性固有的距离估算叠加，因为双向波束形成产生的超声图像与波束形成的距离估算具有相同的误差，超声图像可能会因声速变化而失真。波束形成的范围估算也能被同样地扭曲，因此相对于底层组织形态具有精确性。

如图7所示通过使用音高捕获声学装置得到的结果来突出这一现象，其中使用单个元件传感器作为声源来模拟布拉格峰。脉冲由P4-1超声成像阵列接收，该阵列在每次音高捕获实验前生成B超图像。在控制实验中，脉冲从单个元件传感器通过温水进行传播；在传感器之间放置模拟明胶块和5mm骨样本组织，采用单向波束形成技术对声源位置进行估算。在各种情况下，波束形成的图像在离成像阵列最近的单个元件传感器的角度上达到最大值。声学不均匀性改变了单个元件传感器的图像，使其角度坐标从（83.5mm，-17.4mm）分别代表（深度，横向）移动到（81mm，-14.5mm）。如图7所示，当热声成像和脉冲回波成像的飞行路径一致时，波束形成的热声距离估算在超声图像中具有固有的共同注册。

传感器位置沿着光束线和布拉格峰远端有利于进行射程验证，传感器位置沿着光束线横向偏移的近端，光束线的发射量会与布拉格峰和混淆射程验证的发射量相加。如图6(a)所示，为国家实验室使用低能量束线从远端传感器获得的测量结果，本发明还研究涉及了具有横向和倾斜门架角的高能铅笔束的数值模拟。

作为一个实施例，如图8所示，为50MeV离子在水浴中产生的脉冲。具体地说，图8(a)显示了所测量的输送离子电流的包络线，图8(b)显示了在灰度图像中建模时瞬时溢出引起的初始压力，虚线表示球面积分面。到达远端位置的热声发射用方框表示，瞬时的（p_δ）和实验的（p_I）泄漏排放量分别用细线和粗线绘制，图8(c)显示了光谱仪和传感器的灵敏度范围。如果电流谱的大小以粗灰色绘制，而受电流限制的热声发射谱则以粗黑色绘制。理想化的脉冲由瞬时传递并用细线绘制。布拉格峰Fp_δ ^peak产生的理想光谱大约在500kHz以下达到最大值，全宽最大值的一半为1MHz。50MeV电子伏离子仅能穿透水和软组织2厘米，因此比高能离子“扩散”更少，后者在深入组织时会经历更多的散射。离子束的纵向和横向扩展减小了热声发射的带宽，对精确建模具有重要意义。如图8(b)中的粗线所示，实验实现的脉冲带宽减小到700kHz。

用P4-1超声成像阵列，在水浴和明胶体模中实施热声范围验证，并用油和空气交替填充间隙。如表1所示，当间隙中充满油时，检测到约3cm范围内的偏移，但是热声估算范围在1mm内才符合蒙特卡洛模拟。在人体模型实验中，布拉格峰的位置被覆盖在灰度超声波图像上，为基础形态提供了影像融合。由于临床超声传感器的灵敏度波段与热声发射光谱不匹配，因此进行了信号的平均处理，并在布拉格峰处对模型施加的累积剂量超过2Gy。射入线“斩波器”使光束在平行板间通过时发生偏转，使离子仅在平行板放电时才进入回旋加速器。峰值电流为2微安的离子脉冲在2微秒内传送4个pC。

表1. 水中范围估算

1cm左边	中间	1cm右边
			21.7±0.2	21.9±0.0	22.0±0.2

通过一个96通道P4-1心脏阵列可编程超声***（Verasonics V1）测量热声发射，并通过一个鱼群探测元器件（Garmin 010-10272-10）进行测量。所述的V1***的电子设备在30MHz的频率下对信号进行采样，然后将信号放大至43.5dB。取景器中的传感器元件直径为44mm。此外，用BNC连接器和阻抗匹配对传输元器件进行修改，使用低噪声前置放大器（Olympus 5660B）放大60分贝，并以80ns的采样率读出示波器（Tektronix TDS7104）。传感器灵敏度波段的市场规格分别为1-4MHz和50-200kHz。

为了分析离子脉冲持续时间的影响，采用两种方法评估热声发射，假设脉冲传输和测量电流为I(t)。此外，为了比较，在波束线上距离布拉格峰6.5mm处远的传感器位置进行了评估。如图8(b)所示，由于理想化瞬时热声发射p_δ和实验实现的热声发射p_I，溢出物分别用细线和粗线建模。虚线代表球面，在球面上，非负源项Γd被整合来计算压力。虽然布拉格峰的初始压力超过200Pa，但是在远端传感器位置，即x＝(0,0,6.5mm)处，因为热声脉冲经过，p_δ(x，t)仍低于50Pa。由于电流包络线I(t)的卷积，实验室可实现的压力值p_I(x，t)减小了大约一个数量级。然后将p_I与图8(b)中的pδ进行比较。

从水箱中的结果表明，布拉格峰发出的脉冲从各个方向向外传播。向侧壁移动的脉冲部分被反射并返回到传感器阵列。图9(a)-(f)显示了布拉格峰、LDPE侧壁和布拉格峰反射三个脉冲，其中显示了所有96个传感器通道的读数。数据被收集在三个传感器其位置距离水箱壁约1cm，所述的测量值之间所对应的1cm横向平移沿着弧线移动。如图9(a)-(f)所示，采用单向波束形成方法，将布拉格峰重构为圆形单极子。如图9(d)-(f)和表1所示，水箱壁呈长方形结构，在测量双极性LDPE中单极和最中心零交叉处峰值之间的距离时，始终高估了21.1mm距离。

设计模仿由135mm长聚苯乙烯泡沫塑料锥端部来制作肠道“U”形腔模型。所述的空腔具有椭圆形截面（26和36mm的主轴）。离子束在进入TM材料之前穿过泡沫塑料锥和空腔。在空腔和充满橄榄油的腔中分别进行距离估算。当充满橄榄油时，光束停止在橄榄油中间，如图10(d)中的实心箭头所示。当空腔无橄榄油时，光束穿过充满空气的空腔，然后停在TM模型中，如图10(d)中的虚线箭头所示。

如图10(a)-(c)所示，使用位于波束线上的布拉格峰远端的传感器再次收集数据。首先进行B超成像，以确保P4-1传感器沿光束线定位，并将原始数据保存到磁盘上，以便使B型超声波与热声估算达到完全一致。在不移动P4-1阵列的情况下，在V1***的主机上计算1024个热声脉冲的平均值，并将其保存到磁盘上。运用1540m/s的声速测量对热声脉冲进行带通滤波和反投影。用阈值选择相应的布拉格峰，并将其对应到所覆盖的B超图像上。通过上述方法再次证实，与P4-1阵列相比，低频取景器提供的信噪比更好，信号平均值更少。通过改进高性价比的鱼群探测器来提高低频探测器的灵敏度，并支持将低频元器件用于重要的热声测距验证。

如图10(a)和(b)所示，对矢状面图像的比较表明由于肠腔中有空气所以导致布拉格峰的平移。此外，它也反应出仅使用超声成像进行距离验证很困难。图10(a)中的出现的油腔是一个消音暗区，但图10(b)中的空气和组织界面处的超声波反射，使腔内的斑点图案非常接近假体周围的材料。如图10(c)中所示，将空腔测量和充满油测量的布拉格峰位置覆盖在充油冠状超声图像上。光束在橄榄油中的传播比在假体材料中的要远10％，这与橄榄油和明胶假体材料之间的密度差10％是一致的。

如上所述，在一些实施例中，通过比较和关联声波信号，以获得对辐射束的末端范围的估算。举例来说，图11显示了一个非限制性实施例，该实施例说明了具有四个低频元件的双平面桁架阵列，目标和光束参数的先验信息以及所有四个低频元件的冗余信息可用于克服传统的半波长分辨率限制。仅用低频信号的飞行时间（TOF）来估算并不准确，但是可以准确地发现飞行时间（TOF）的差异。所有的四个低频元件的交叉关联信号产生三个独立的时间延迟，只留下一个未知的飞行时间。为了便于说明，让t₁表示元器件#1的未知飞行时间，δt_k表示元器件#1和#k之间的时间延迟，其中k＝2,3,4。考虑图10中的元器件方向，并将布拉格峰视为一个点源，确定三个空间中的布拉格峰位置需要三个元器件的飞行时间，但是已知的三个时间延迟，每个延迟都是关于未知时间t₁的函数。对于任何一对元器件和未知飞行时间t₁，布拉格峰必须分别位于以元器件#1和#k为中心的半径t₁和t₁+δt_k球体的交点上。

如图12所示为三角测量技术。理想情况下，如图12(a)所示，所有四个球体在一个点上相交，以便正确选择t₁。圆环由不同的t₁和圆心在元器件#1和#4处的圆球的交点决定，如黑线所示。元器件#2和#3也如上这样做。对于t₁的真值，这些圆环应该在布拉格峰处相交，并由星号表示。

如上述讨论的，利用超声波成像阵列所成像的所有散射体的远端边缘信息以及离子束的先验信息，所述的信息可制成表格，并与射程估算和蒙特卡罗估算进行比较，以量化准确性。在某些方面，可以解决由可重复的***故障以及诸如电子元件的时间滞后和通过传感器元件的传输时间等特性引起的***误差。比如，可重复的错误可以在软件中纠正，并提供随机错误的结果，从而加强距离估算。

如图12(b)和(c)所示，当产生的问题由于对称性而不能确定，或由于噪声而过度确定时，上述三角测量方法可能会失败，因为有噪声的数据会导致曲线永远不相交。然而，这些曲线可能很接近，因此可以选择t₁来最小化曲线之间的距离。在一种离子束对于低频元件对称定位不可能的情况下，所有时间延迟都为零，即δt_k＝0，且布拉格峰必须位于四个元件之间中心的垂直线上的某个位置。在这种情况下，测量的信号可能与模拟的热声发射交叉相关联，假设目标在水中，已知波束能量、电流I(t)和光束FWHM，当布拉格峰明显超出平面时，两个元件可能无法检测到重要信号，故障保护可能要求用户重新定位探头。可以注意到，寻找与对角配对的传感器元件相对应的弧的交点，如前所述的仅仅是一个直观的例子，可以很容易地认识到，其它各种数值方法也可用于估算真实飞行时间。

通过模拟光束和相应的热声发射数据库的比较，从而计算低频数据的精确距离估算。作为一个实施例，斜射光束的能量被有意地以5毫米水厚度（WET）的增量改变，以模拟处理过程中可能出现的质子欠冲或过冲的情况。对于七个光束范围中的每一个，都要模拟热声发射，并加入白噪声来测试该方法的鲁棒性。线下估算是从斜射如的光束3、5和7的噪声数据中获得的，称为“测量”数据。相邻光束2、4、6和8的无噪声数据和真实布拉格峰位置被视为先验控制数据。真实的布拉格峰位置如图13中的正方形表示。对于每一组测量数据，都要计算波束形成的距离估算，并选择最近的控制位置用于更新波束形成的距离估算。

对于每个热声接收传感器元件，根据测量光束和控制光束的发射时间差以及从传感器到控制光束的布拉格峰的先验飞行时间信息，来估算到布拉格峰的飞行时间。在稀疏开始后，测量和控制信号一直为零，用于计算飞行时间的初始热声压力值增加。利用傅立叶变换定理，通过拟合最低频傅立叶分量的相位移直线来估算噪声和控制发射之间的时间偏移。将两个时间序列与数百个点进行比较，可以得出它们之间时间偏移的单一估算。假设声速恒定，传感器和控制布拉格峰位置之间的已知飞行时间将随时间变化而更新，从而估算未知布拉格峰位置的飞行时间。

进一步，如果热声源被视为单一的点，那么三角测量只需要三个传感器位置和飞行时间t_k，通过求解每个传感器位置x_k＝(x_k，y_k，z_k)来定位x＝(x，y，z)处的布拉格峰。

|x-x_k|²＝(v_s t_k)² k＝1,2,3,...N (1)

其中，v_s表示声速，N表示传感器位置的数量。

进一步，在一项模拟研究中，使用四个传感器位置。首先对方程组进行线性化，实现了一种最小二阶计算方法。通过减去j≠k得出6＝N(N-1)/2线性方程。

2x·(x_k-x_j)＝(|x_k|²-|x_j|²)-v_s ²(t_k ²–t_j ²) (2)

在已知所有参数的情况下，除了所需的布拉格峰位置外，可以找到最小二阶乘解X_LSQ。

对于任意传感器位置，最小二阶乘法具有唯一的解。但是共面传感器的位置会产生一个秩亏***。最小二阶乘解可与传感器平面正交，即x＝x_LSQ+cn，其中n＝(0,0,1)其单位垂直于冠状传感器平面，然后通过返回到原始的非线性方程来确定法向分量。

|x_LSQ+cn-x_k|²＝(v_s t_k)² (3)

展开得到关于c的k二次方程

c²+2n·x_kc+[|x_LSQ-x_k|²-(v_s t_k)²]＝0 (4)

二次公式为每个方程生成两个解，即c_k±。对于上述传感器的几何结构，最小二阶乘解位于后面28mm的冠状面内，因此通过将最小二阶乘解提升到c_k+从而给出所需的解。如果布拉格峰是一个真实的点源，且计算无误，则无噪声模拟中的{c_k+}将相同。在无噪声模拟实践中发现，{c_k+}几乎相等，取平均估算值为c_LSQ＝mean{c_k+}。当噪声增加时，公式4中的判别式有时为负值，从而导致复值解。因此，真实部分被用来估算c_LSQ和x＝x_LSQ+c_LSQn。

通过本发明，本领域技术人员容易联想到适用于此类组合和子组合的特征。本发明权利要求书中所述的内容旨在涵盖和包括所有相关的技术变化。

Claims (10)

1.一种用于估算传送到目标的辐射束的末端射程的***，所述的***包括：

一种声波***，所述的声波***配置有多个接收器以从目标获取声波信号；

一种控制器，可编程为：

控制辐射治疗***传送到目标内诱发至少一个低频热声波的辐射束；

使用定位在目标周围的接收器，检测与至少一个低频热声波相对应的声波信号；

从声波信号中，获取所述至少一个低频热声波到各自的多个不同接收器的飞行时间的差异；

基于所述飞行时间的差异来估算辐射束的末端射程，其中所述的控制器被进一步编程以使用波束形成技术计算初步的末端射程估算或者所述的控制器被进一步编程以通过使用与不同接收器对应的飞行时间差的三角测量技术来估算末端射程；

生成一份报告，表明辐射束的末端射程。

2.根据权利要求1所述的***，其特征是，所述的多个接收器进一步配置为检测频率高达约300kHz的声音信号，其中约300kHz为高于或低于300kHz的20%。

3.根据权利要求1所述的***，其特征是，所述的控制器被进一步编程以确定与不同接收器相关的飞行时间之间的差异。

4.根据权利要求3所述的***，其特征是，所述的控制器被进一步编程来估算傅立叶域中声波信号之间的相位差以确定所述的差异。

5. 根据权利要求3所述的***，其特征是，所述的控制器进一步被编程为将傅立叶变换定理应用于声波信号以确定所述的差异。

6.一种用于估算传送到目标的辐射束的末端射程的***，所述的***

包括：

一种声波***，所述的声波***配置有多个接收器以从目标获取声波信号；

一种控制器，可编程为：

控制辐射治疗***传送到目标内诱发至少一个低频热声波的辐射束；

使用定位在目标周围的接收器，检测与至少一个低频热声波相对应的声波信号；

利用声波信号计算辐射束的初步末端射程估算，所述的控制器进一步编程以使用波束形成技术计算初步的末端射程估算；

从声波信号中，获取与所述至少一个低频热声波相关的对应于不同接收器的飞行时间信息；

根据初步的末端射程估算和飞行时间信息，计算辐射束的修正末端射程估算，所述的控制器被进一步编程以基于所述初步末端射程估算选择控制点，所述的控制点与控制光束相关联，利用与所述控制点相关联的控制数据和与所述初步末端射程估算相关联的测量数据之间至少一个相位差，来推断飞行时间的差异，所述的控制器被进一步编程以基于至少一个相位差或飞行时间差来计算末端射程偏移，并利用所述的末端射程偏移来估算修正的末端射程；

生成一份报告，表明修正后的末端射程估算值。

7.根据权利要求6所述的***，其特征是，所述的控制器被进一步编程以计算与不同接收器相关的多个末端射程偏移，并结合所述的末端射程偏移来计算修正的末端射程估算。

8.根据权利要求6所述的***，其特征是，所述的控制器被进一步编程为利用先验波束信息来计算修正后的末端射程估算。

9.根据权利要求8所述的***，其特征是，所述的先验波束信息包括由辐射束引起的热声发射模拟。

10.根据权利要求6所述的***，其特征是，所述的控制器被进一步编程为控制超声波***以获取目标的一个或多个超声图像，并显示覆盖在所述的至少一个或多个超声波图像上的经过修正的末端射程估算。