磁共振引导高强度聚焦超声聚焦的方法和装置

摘要

在用于磁共振引导高强度聚焦超声(HIFU)的方法和装置中，通过以GRE序列并行地成像检查对象确定HIFU的焦点的精确位置，所述GRE序列分别包括正单极梯度脉冲和负单极梯度脉冲，其分别编码在序列期间由HIFU的同时启动所引起的声辐射力(ARF)诱导相移。从每个采集序列中重建GRE相位图像，并且在两个GRE相位图像之间形成差异图像，从所述差异图像确定HIFU焦点。由两个GRE相位图像形成平均图像，与ARFI图同时从所述平均图像中确定PRFS温度图。并行成像的使用和用于重建GRE相位图像的部分傅立叶重建的使用允许足够快地采集数据，从而最小化持续时间更长的和重复性的常规技术带来的组织加热的不利影响。

说明书

技术领域

本发明涉及磁共振引导高强度聚焦超声(MRgHIFU)，尤其涉及用于聚 焦高强度聚焦超声(HIFU)的方法和装置。

背景技术

MRgHIFU中的一个挑战是使用声辐射力成像(ARFI)提供HIFU束型 的安全和温度适中聚焦。辐射力是局部化的和高定向性的(沿着HIFU束的 传播主轴)，而在聚焦区之外是可忽略的。该力导致与声场的幅度有关的组织 位移，并且因此产生相移，所述相移可以使用运动编码梯度(MEG)在MR 信号中编码。(1)Souchon等人，MRM，2008。(2)Plewes D.B.等人，JMRI， 1995。(3)McDannold等人，MedPhys Med.Phys，35(8)：3748-58(2008)。另 外，ARFI也提供了可以允许组织中的治疗前与治疗后变化的评价的“劲度加 权”图像。由于HIFU也导致组织加热，因此温度升高和RFI效应总是在不 同程度上关联。

发明内容

本发明的目标是提供允许精确地定位HIFU焦点，同时避免或至少减小 上述常规方法的缺点的一种方法和一种装置。

根据本发明由一种方法和一种装置实现该目标，其中，通过减影来自两 个独立采集的GRE 2D或3D相位图像获得HIFU焦点的精确定位，用正单极 MEG脉冲和负单极MEG脉冲顺序地编码声辐射力(ARF)诱导相移。MEG 必须总是沿着HIFU束传播的主方向定向。为了最佳地利用HIFU焦点的伸长 形状，切片应当正交于HIFU束(在平面分辨率中最佳)并且可以沿着切片 选择方向启动MEG。此外，由于GRE序列固有地对质子共振频移(PRFS) 效应所产生的温度升高敏感，因此根据本发明获得了HIFU聚焦期间的同时 温度监测。

通过使用GRE-EPI和/或并行成像技术和/或部分傅立叶重建增加了表示 前述GRE相位图像的数据的采集速度，这进一步减小了检查对象的后续加 热，原因是当采集磁共振信号时更少的HIFU脉冲被启动，和/或磁共振重建 矩阵尺寸被减小。

附图说明

图1示意性地示出了根据本发明构造和操作的磁共振成像装置。

图2示意性地示出了根据本发明的典型磁共振脉冲序列。

图3显示了根据本发明采集的图像集的两个例子。

具体实施方式

图1是根据本发明可操作的磁共振断层成像装置的示意图。该磁共振断 层成像装置的结构对应于常规断层成像装置的结构，区别如下所述。基本场 磁体1生成时间恒定的、强磁场以用于诸如对象(例如，待检查的人体的一 部分)的检查区域中的核自旋的极化或对齐。磁共振测量所需的基本磁场的 高均匀性在待检查的人体的部分被引入其中的球形测量体积M中被限定。为 了满足均匀性要求，并且尤其为了消除时间不变的影响，铁磁材料的匀场板 附连在合适位置。由匀场电源15驱动的匀场线圈2消除时变影响。

由三个子绕组组成的圆柱形梯度线圈系统3被引入基本场磁体1中。每 个子绕组由放大器14供应电流以用于沿笛卡尔坐标系的各自方向生成线性 梯度场。梯度场系统的第一子绕组生成沿x方向的梯度G_x，第二绕组生成沿 y方向的梯度G_y并且第三绕组生成沿z方向的梯度G_z。每个放大器14具有 数模转换器，所述数模转换器由用于梯度脉冲的时间正确生成的序列控制器 18驱动。

射频天线4位于梯度场系统3内。该天线4将射频功率放大器30所输出 的射频脉冲转换为用于激励原子核和对齐检查对象或待检查对象的区域的核 自旋的交替磁场。在图1中示意性地指示了天线4。为了根据PPA技术采集 磁共振数据，天线4是由多个单独的接收线圈形成的线圈阵列。天线4可以 包括用于将RF信号发射到对象中的不同线圈。

射频天线4和梯度线圈系统3在由一个或多个射频脉冲和一个或多个梯 度脉冲组成的脉冲序列中操作。射频天线4将从进动核自旋发出的交替场 (即，核自旋回波信号)转换为经由放大器7供应到射频系统22的射频接收 通道8的电压。射频系统22也具有传输通道9，在所述传输通道中生成用于 激励核磁共振的射频脉冲。各自射频脉冲在由系统计算机20规定的脉冲序列 的基础上在序列控制器18中被数字地表示为复数的序列。作为实部和虚部， 该数字序列经由输入12供应到射频系统22中的数模转换器并且从后者供应 到传输通道9。在传输通道9中，脉冲序列被调制到高频载波信号上，所述 高频载波信号具有对应于测量体积中的核自旋的共振频率的基频。

接着通过传输-接收双工器6进行从传输模式到接收模式的切换。射频天 线4发射用于激励测量体积M中的核自旋的射频脉冲并且采样合成回波信 号。相应采集的核磁共振信号在射频系统22的接收通道8中被相敏地解调并 且经由各自模数转换器转换为测得信号的实部和虚部。图像计算机17从以该 方式采集的测得数据中重建图像。接着通过系统计算机20进行测得数据、图 像数据和控制程序的管理。在控制程序的基础上，序列控制器18控制预期脉 冲序列的生成和k空间的相应采样。特别地，序列控制器18控制梯度的时间 正确切换、带有预定相位和幅度的射频脉冲的发射以及磁共振信号的接收。 合成器19使得用于射频系统22和序列控制器18的时基(时钟)可用。通过 具有键盘以及一个或多个显像屏的终端21，保证了用于生成磁共振图像的相 应控制程序的选择以及所生成的磁共振图像的显示。

图1中所示的装置根据本发明依靠由操作者通过终端22输入系统计算机 20和序列控制器18中的适当脉冲序列(协议)进行操作。

也如图1中示意性所示，该装置至少在本发明的背景下包括高强度聚焦 超声(HIFU)装置23，HIFU装置23由来自序列控制器18的信号操作(启 动)。

下面描述这样的实验，进行所述实验以证实根据本发明的方法和装置的 有效性和可行性。

修改FLASH序列以沿切片选择方向整合正或负MEG(最大幅度 ＝25mT/m，转换速率(200T/m/s)，持续时间＝6ms)。沿着切片选择方向的梯 度的总零动量被补偿为零值。HIFU猝发由256多元换能器(法国贝桑松市 Imasonic)产生。该换能器的自然焦距和孔径分别为R＝130mm和d＝140mm (f＝974kHz)。MR序列在切片重聚焦梯度结束时生成光触发。光-TTL转换 和定时板提供用于HIFU发生器(法国佩萨克市IGT)的发声波窗口。在MEG 之前δ＝1ms需要到发生器的HIFU猝发并且将它的持续时间设置为 Δt＝δ+τ＝7ms。声功率每次被设置为P_α＝196W(由平衡量度预校准)。在3T MR 系统(德国西门子公司TIM Trio)上采集垂直于HIFU束的冠状图像。主要 成像参数为：体素＝1×1×5.0mm，TR/TE/FA＝100ms/18/35，环形线圈(11cm)。 体外(ex vivo)(脱气火鸡肌肉)执行两个实验：1)全FOV和全k空间 (FOVz＝FOVx＝128mm，总共128条采集线，12.8s/图像)，以及2)减相FOV (FOVz＝65％)和75％部分傅立叶(PF)(总共63条采集线，6.3s/图像)。

图2是根据本发明的典型脉冲序列的序列计时图，所述脉冲序列由射频 激励脉冲RF，切片选择梯度GS，相位编码梯度GP，读取梯度GR和高强度 聚焦超声启动HIFU组成。在该脉冲序列的该实施例中，沿切片选择梯度GS 的切片选择方向启动正单极梯度脉冲和负单极梯度脉冲。该切片选择梯度GS 也包含运动编码梯度G_neg。运动编码梯度G_neg在负单极梯度脉冲之后时间δ 产生，并且持续时间τ(在图2中水平地指示时间)。

扰相梯度(spoiler gradient)也可以被使用，但是未在图2中显示。

在两个实验中物理空间分辨率相同并且减小的FOV仍然在在很大程度 上覆盖围绕焦点的ARFI对比区域。通过分别执行用(+)和(-)MEG极性生成的 相移图像的半和与半差获得温度(PRFS-MRT)和ARFI图。对于单极矩形梯 度，可以(2)，(3)从Δy＝ΔФ/(γ·G_MEG·τ)计算由辐射力产生的最大组织位移， 其中γ/2π＝42.58MHz/T。梯形MEG(转换速率＝200T/m/s并且上升时间 ＝150μs)被近似为矩形MEG。在Matlab中执行相位展开、参考相位背景(即， 没有HIFU猝发)的时间减影和在每个像素的温度升高的计算。

图3显示了在参考相位背景(即，无HIFU)猝发的减影之后获得的用 于正MEG极性(图像a)、负MEG极性(图像b)、温差ΔT°(℃)(图像c) 和ARFI(图像d)的第一集合(图像a，b，c和d)。图像a，b，c和d用于 FOVz＝FOVx，重建矩阵尺寸为128×128。图像e，f，g和h具有与图像a，b， c和d相当的内容，但是FOVz＝65％FOVx，矩阵尺寸为84×128，并且部分 傅立叶重建因数为6/8。

在第一实验(图3，图像a，b，c，d)中，在焦点的测得位移为Δy＝10.23μm， 而在焦点的测得T°升高为ΔT_max＝5.78℃。在第二实验(图3，图像e，f，g，h) 中，Δy＝10.71μm并且ΔT_max＝3.07℃。

应当注意的是不同于参考数据集(即，无HIFU)的时间减影，可以根 据初始由Rieke等人用于MR测温法(Rieke V，2004，Mag Res Med，51， 1223-31)并且由Salomir等人改进(Proceedings ISMRM，Program number  #247；于2010年1月在德国提交的未公开德国专利申请DE/200918015)的 方法使用用于每个相位图像的背景相位无参考减影(reference-less  subtraction)。从充分远离焦点定位的图像中的像素的子集中计算用于隔离相 移空间对比的待减影无参考背景相位。

在该实验中组织中的位移值符合上述的以前公开数据。通过将被采集k 空间线的数量从128(FOV_z，FOV_x全k空间)减小到63(FOV_z＝65％FOV_x并且PF＝75％)，合成HIFU发射的数量，即局部能量沉积，因此ΔT_max，减小 1.88的因数，在噪声标准偏差(SD)内该因数等于预测因数(128/63＝2.03)。 这也将时间分辨率提高了2.03的因数，而不损害空间分辨率和ARFI CNR。 ARFI对比和能量沉积之间的平衡取决于MR激励RF脉冲的数量(等于每个 图像HIFU猝发的数量，原因是HIFU猝发由MR序列触发)。与ARFI同时 的热监测是有用的安全工具。迄今为止，使用简单的PF-GRE-ARFI序列(PF＝ 部分傅立叶)，ARFI可以在数秒内以足够的CNR(在焦点≈11)和低T°升高 (+3℃)定位HIFU焦点。然而，例如考虑聚焦的原位优化，类似于ARFI 的CNR单独通过PRFS MRT获得。尽管如此，当前序列测量组织位移，因 此测量组织劲度，允许研究治疗组织前后的变化。使用更加有效的2D或3D k 空间填充策略，例如GRE-EPI核和/或并行成像，可以进一步减小能量沉积(同 时在ARFI中保持相同的CNR)。

一个ARFI序列由McDanold等人(3)提出用于MR弹性成像目的并且 因此使用光谱相位变化的双极MEG和自旋回波重聚焦，即，它对T°不敏感。

假定慢采集时间，它们的序列可以允许HIFU定位和劲度加权图像，原 因是仅仅提出了减小的FOV采集。而且，该技术与EPI或并行成像技术不兼 容，原因是仅仅在一个步骤用1D FFT重建1D数据集。

根据本发明，通过减影来自两个独立采集的GRE相位图像获得HIFU焦 点的精确定位，用正单极MEG脉冲和负单极MEG脉冲顺序地编码ARF诱 导相移，并且通过用GRE-EPI、并行成像技术和部分傅立叶重建增加采集速 度来提供后续加热减小(比MR收集信号更少的HIFU脉冲和/或MR重建矩 阵尺寸)。

在本专利中“GRE”缩写表示任何类型的梯度-回波(也被称为梯度-召 回回波，gradient-recalled echo)采集技术，包括：

-FLASH类型(每个RF激励一个k空间线读数)

-单次激发EPI

-分段EPI(也被称为多发EPI)。

此外，该设置覆盖使用GRE的2D或3D k空间填充。

尽管本领域的技术人员可以建议修改和变化，但是发明人的意图是在于 此许可的专利内包含合理地和适当地属于它们对本领域的贡献的范围内的所 有变化和修改。