声辐射力磁共振成像

摘要

本发明提供了一种医学仪器(200、400)，包括磁共振成像系统(202)和高强度聚焦超声系统(222)。处理器(246)控制所述医学仪器。指令使所述处理器控制(100)所述磁共振成像系统以使用脉冲序列(254)来采集磁共振数据。所述脉冲序列包括声辐射力成像脉冲序列(500、600)。所述声辐射力成像脉冲序列包括激励脉冲(512)，以及应用在射频激励脉冲期间以选择性激励感兴趣区域(239)的多维梯度脉冲(514)，所述感兴趣区域涵盖波束轴的至少部分和目标区。所述指令使所述处理器控制(102)所述高强度聚焦超声系统以在所述声辐射力成像脉冲序列期间对所述目标区进行超声处理，并且使用所述磁共振数据来重建(104)辐射力图像(258)。

说明书

技术领域

本发明涉及磁共振引导的高强度聚焦超声，具体而言，本发明涉及 通过使用磁共振成像的高强度聚焦超声来确定组织位移。

背景技术

在高强度聚焦超声(HIFU)中，超声换能器元件的阵列用于形成超 声换能器。向换能器元件供应交流电源令它们生成超声波。来自换能器元 件中的每个的超声波在波束路径中的不同位置处或者相长地或者相消地叠 加。通过控制供应到换能器元件中的每个的交流电源的相位，可以控制焦 点或超声功率聚焦到其中的体积。

肿瘤的高强度聚焦超声(HIFU)治疗需要高程度的空间准确性，以 便避免损害健康组织并且获得对系统的最佳使用。尽管当利用如当前实践 的低功率测试超声处理时避免由于欠佳的瞄准的对健康组织的伤害对于大 的固定肿瘤而言通常不是问题，但是如果例如错误的位置知识用于反馈算 法，则系统的技术性能和/或临床性能可能会受损害。这转化为降低的处置 效果。

磁共振(MR)声辐射力成像(MR-ARFI)可以用于观察机械压力波 施加于体内组织上的辐射力。这例如包括对由所吸收的高强度聚焦超声施 加的辐射力的估计。

McDannold和Maier的期刊文章“Magnetic resonance acoustic  radiation force imaging”(Medical Physics，第35卷，2008年8月，第3748-3758 页)公开了一种确定由使用磁共振成像的聚焦超声引起的位移的弹性成像 方法。

发明内容

本发明在独立权利要求中提供一种医学仪器、一种计算机程序产品 以及一种方法。在从属权利要求中给出了实施例。

如本领域的技术人员将认识到的，本发明的各个方面将实现为装置、 方法或计算机程序产品。相应地，本发明的各个方面可以采取完全硬件实 施例、完全软件实施例(包括固件、常驻软件、微代码等)或组合软件和 硬件方面的实施例(在本文中总体上全部可以被称为“电路”、“模块”或 “系统”)的形式。此外，本发明的各个方面可以采取实现在一个或多个计 算机可读介质中的计算机程序产品的形式，所述一个或多个计算机可读介 质具有实现在其上的计算机可执行代码。

可以利用一个或多个计算机可读介质的任何组合。所述计算机可读 介质可以是计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。本文使用的“计 算机可读存储介质”涵盖任何可以存储可由计算设备的处理器执行的指令 的有形存储介质。可以将计算机可读存储介质称为计算机可读非暂态存储 介质。也可以将计算机可读存储介质称为有形计算机可读介质。在一些实 施例中，计算机可读存储介质还可以能够存储可以由计算设备的处理器访 问的数据。计算机可读存储介质的范例包括但不限于：软盘、磁硬盘驱动 器、固态硬盘、闪速存储器、USB拇指驱动器、随机存取存储器(RAM)、 只读存储器(ROM)、光盘、磁光盘以及处理器的寄存器文件。光盘的范例 包括压缩盘(CD)和数字通用盘(DVD)，例如，CD-ROM、CD-RW、CD-R、 DVD-ROM、DVD-RW或DVD-R盘。术语计算机可读存储介质还指能够经 由网络或通信链路由计算机设备访问的各种类型的记录介质。例如，可以 在调制调解器、因特网或局域网上检索数据。可以使用任何适当介质发送 实现在计算机可读介质上的计算机可执行代码，所述任何适当介质包括但 不限于无线的、有线的、光纤线缆的、RF等或者前面的任何合适的组合。

计算机可读信号介质可以包括具有实现在其中的计算机可执行代码 的传播的数据信号，例如，在基带中或作为载波的部分。这样的传播的信 号可以采取任何各种形式，包括但不限于电磁的、光学的或它们的任何合 适的组合。计算机可读信号介质可以是这样的任何计算机可读介质：不是 计算机可读存储介质，并且能够传达、传播或传输由指令执行系统、装置 或设备使用或与指令执行系统、装置或设备结合使用的程序。

“计算机存储器”或“存储器”是计算机可读存储介质的范例。计 算机存储器是任何可由处理器直接访问的存储器。“计算机存储设备”或“存 储设备”是计算机可读存储介质的另外的范例。计算机存储设备是任何非 易失性计算机可读存储介质。在一些实施例中，计算机存储设备也可以是 计算机存储器，或者反之亦然。

如本文中所使用的“处理器”涵盖能够执行程序或机器可执行指令 或计算机可执行代码的电子部件。对包括“处理器”的计算设备的引用应 当被解读为能够包含多于一个的处理器或处理核。所述处理器可以例如是 多核处理器。处理器也可以指在单个计算机系统之内的或分布在多个计算 机系统之间的处理器的集合。术语计算设备也应当被解读为能够指每个包 括一个或多个处理器的计算设备的集合或网络。计算机可执行代码可以由 可以在相同的计算设备之内或甚至可以分布在多个计算设备之间的多个处 理器来执行。

计算机可执行代码可以包括令处理器执行本发明的方面的机器可执 行指令或程序。用于执行针对本发明的方面的操作的计算机可执行代码可 以以一个或多个编程语言的任何组合来编写并且被编译为机器可执行指 令，所述一个或多个编程语言包括诸如Java、Smalltalk、C++等的面向对象 的编程语言以及诸如“C”编程语言或相似编程语言的常规过程性编程语言。 在一些实例中，所述计算机可执行代码可以采取高级语言的形式或者采取 预编译的形式并且结合在工作时生成机器可执行指令的解读器一起被使 用。

所述计算机可执行代码可以完全在用户的计算机上、部分在用户的 计算机上(作为独立的软件包)、部分在用户的计算机上并且部分在远程计 算机上、或完全在远程计算机或服务器上执行。在后一种情形下，所述远 程计算机可以通过包括局域网(LAN)或广域网(WAN)的任何类型的网 络连接到用户的计算机，或者可以(例如，通过使用因特网服务提供商的 因特网)对外部计算机进行连接。

参考根据本发明的实施例的方法、装置(系统)和计算机程序产品 的流程图、图示和/或方框图来描述本发明的方面。应理解，当可应用时， 能够通过采取计算机可执行代码的形式的计算机程序指令来实施流程图、 图示和/或方框图的方框的每个方框或部分。还应理解，当互不排斥时，可 以组合不同流程图、图示和/或方框图中的方框。这些计算机程序指令可以 被提供给通用计算机、专用计算机或产生机器的其他可编程数据处理装置 的处理器，使得经由计算机或其他可编程数据处理装置的处理器执行的指 令创建用于实施在流程图和/或一个或多个方框图框中指定的功能/动作的 单元。

这些计算机程序指令还可以存储在计算机可读介质中，所述计算机 可读介质能够指引计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备以特定的 方式来工作，使得在计算机可读介质中存储的指令产生包括实施在流程图 和/或一个或多个方框图框中指定的功能/动作的指令的制品。

所述计算机程序指令还可以加载到计算机、其他可编程数据处理装 置或其他设备上，以令在计算机、其他可编程装置或其他设备上执行一系 列操作步骤，从而产生计算机实施的过程，使得在计算机或其他可编程装 置上执行的指令提供用于在流程图和/或一个或多个方框图框中指定的功能 /动作的过程。

如本文所使用的“用户接口”是允许用户或操作人员与计算机或计 算机系统交互的接口。“用户接口”还可以被称为“人机接口设备”。用户 接口可以向操作人员提供信息或数据和/或从操作人员接收信息或数据。用 户接口可以使得来自操作人员的输入能够被计算机接收并且可以从计算机 向用户提供输出。换言之，所述用户接口可以允许操作人员控制或操控计 算机，并且所述接口可以允许计算机指示操作人员的控制或操控的效果。 显示器或图形用户接口上的数据或信息的显示是向操作人员提供信息的范 例。通过键盘、鼠标、跟踪球、触摸板、指点杆、图形输入板、操纵杆、 游戏手柄、网络摄像头、耳机、变速杆、转向盘、踏板、有线手套、跳舞 毯、遥控器和加速度计对数据的接收全都是实现对来自操作人员的信息或 数据的接收的用户接口部件的范例。

如本文所使用的“硬件接口”涵盖使得计算机系统的处理器能够与 外部计算设备和/或装置交互和/或控制外部计算设备和/或装置的接口。硬件 接口可以允许处理器将控制信号或指令发送到外部计算设备和/或装置。硬 件接口也可以使得处理器能够与外部计算设备和/或装置交换数据。硬件接 口的范例包括但不限于：通用串行总线、IEEE 1394端口、并行端口、IEEE 1284端口、串行端口、RS-232端口、IEEE-488端口、蓝牙连接、无线局域 网连接、TCP/IP连接、以太网连接、控制电压接口、MIDI接口、模拟输入 接口以及数字输入接口。

如本文所使用的“显示器”或“显示设备”涵盖适于显示图像或数 据的输出设备或用户接口。显示器可以输出视觉、音频和/或触觉数据。显 示器的范例包括但不限于：计算机监视器、电视屏幕、触摸屏、触觉电子 显示器、盲文屏幕、阴极射线管(CRT)、存储管、双稳态显示器、电子纸、 矢量显示器、平板显示器、真空荧光显示器(VF)、发光二极管(LED)显 示器、电致发光显示器(ELD)、等离子体显示板(PDP)、液晶显示器(LCD)、 有机发光二极管显示器(OLED)、投影仪和头戴式显示器。

医学图像数据在文本中被定义为已经使用医学成像扫描器采集的二 维或三维数据。医学成像扫描器在本文中被定义为适于采集与患者的物理 结构有关的信息并且构建二维或三维医学图像数据集的装置。医学图像数 据能够用于构建对医师的诊断有用的可视化。能够使用计算机来执行这一 可视化。

磁共振(MR)数据在本文中被定义为在磁共振成像扫描期间由磁共 振装置的天线所记录的由原子自旋发射的射频信号的测量结果。磁共振数 据是医学图像数据的范例。磁共振成像(MRI)图像在本文中被定义为磁共 振成像数据内包含的解剖数据的经重建的二维或三维可视化。能够使用计 算机来执行这一可视化。

磁共振数据可以包括在磁共振成像扫描期间磁共振装置的天线对由 原子自旋发射的射频信号的测量结果，所述磁共振数据包含可以用于磁共 振测温的信息。磁共振测温通过测量温度敏感参数的改变来工作。在磁共 振测温期间可以被测量的参数的范例是：质子共振频率偏移、扩散系数， 或者T1和/或T2弛豫时间的变化可以用于使用磁共振来测量温度。质子共 振频率偏移是温度依赖的，因为各个质子、氢原子经历的磁场取决于周围 的分子结构。由于温度影响氢键结合，温度的增加减少分子筛选。这导致 质子共振频率的温度依赖性。

质子密度与均衡磁化线性相关。因此，能够使用质子密度加权图像 来确定温度改变。

弛豫时间T1、T2和T2-星(有时写为T2*)也是温度依赖的。因此， 对T1、T2和T2-星加权图像的重建能够用于构建热图或温度图。

温度也影响水溶液中的分子的布朗运动。因此，能够测量扩散系数 的脉冲序列，例如脉冲扩散梯度自旋回波，可以用于测量温度。

使用磁共振测量温度的最有用的方法之一是通过测量水质子的质子 共振频率(PRF)偏移。质子的共振频率是温度依赖的。当温度在体素中变 化时，频率偏移将使得测得的水质子的相位改变。因此，能够确定两个相 位图像之间的温度改变。确定温度的这一方法具有其相较于其他方法相对 快的优点。在本文中相比其他方法更详细地论述了PRF方法。然而，本文 论述的方法和技术也可应用于利用磁共振成像来执行测温的其他方法。

谱学磁共振数据在本文中被定义为在磁共振成像扫描期间有磁共振 装置的天线所记录的由原子自旋发射的射频信号的测量结果，所述谱学磁 共振数据包含描述多个共振峰的信息。

所述谱学磁共振数据例如可以用于执行基于质子谱学(PS)成像的 温度测绘方法，所述方法能够产生绝对标度的温度图。因此，这一绝对标 度温度图可以用于执行温度校准。这一方法依赖于根据所述质子共振频率 方法的水质子共振偏移温度依赖性的物理原理，但是采集方法是不同的： 频率偏移是从磁共振谱计算的。从水与参考质子峰的位置差异来计算偏移。 脂质中的质子例如可以被用作参考，因为已知其共振频率几乎与温度无关， 而水质子峰具有对温度的线性相关性。这能够在两种组织类型都存在的体 素中实现。如果水和脂质不存在于相同体素中，则可以试图使用除脂质以 外的一些其他组织类型作为参考。如果不成功，则能够存在参考峰不可利 用并且因此温度数据不可利用的一些体素。插值和/或温度滤波可以用于帮 助这些情况，因为预计体温一般不会随着通常由作为明显例外的热治疗引 起的高度局部化的温度升高而在空间上快速改变。对参考峰的利用使所述 方法相对地与场漂移或扫描间运动无关。因为利用当前方法进行扫描花费 至少大约一分钟的时间，所以PS方法易受到扫描期间的扫描内运动或温度 改变的影响。在时间和空间两者上温度恒定或温度变化小的情况下，所述 方法能够产生有用的信息。例如，在磁共振引导的高强度聚焦超声 (MR-HIFU)的情况下，PS方法能够用于提供MR-HIFU的开始之前的实 际体温分布或者与使用空间上均匀的开始温度(其被获得为利用温度计探 头测量的身体核心温度)不同的其他温度处置。或者，PS方法能够用作热 处置之间的累积温度的合理性检查。这一方法还能够被用作在热疗期间的 给定时间点处的校准，以便降低/移除由于例如主场漂移或在PRF测温期间 累积的运动而产生的相位伪影。

如本文所使用的“超声窗口”涵盖对超声波或能量而言实际上透明 的窗口。通常，薄膜或膜被用作超声窗口。例如可以由BoPET(双向拉伸 聚对苯二甲酸乙二醇酯)的薄膜制成所述超声窗口。

在一个方面中，本发明提供了一种医学仪器，其包括磁共振成像系 统。所述磁共振成像系统能用于采集来自在成像区之内的对象的磁共振数 据。所述医学仪器还包括高强度聚焦超声系统，所述高强度聚焦超声系统 用于沿波束轴引导超声，以对目标区进行超声处理。所述目标区在所述成 像区之内。所述医学仪器还包括处理器，所述处理器用于控制所述医学仪 器。所述医学仪器还包括存储器，所述存储器用于存储机器可读指令。对 所述机器可读指令的执行令所述处理器控制所述磁共振成像系统以使用脉 冲序列来采集所述磁共振数据。如本文使用的脉冲序列是命令或控制的集 合，所述命令或控制的集合顺序地控制所述磁共振成像系统的操作，以采 集磁共振数据。所述脉冲序列包括声辐射力成像脉冲序列。应当理解，如 本文使用的，脉冲序列还可以指各种脉冲序列的组合或交错。所述声辐射 力成像脉冲序列包括激励脉冲。所述声辐射力成像脉冲序列还包括应用在 射频激励脉冲期间以选择性激励感兴趣区域的多维梯度脉冲或波形。

如本文使用的多维梯度脉冲或波形涵盖包括在垂直方向中的至少两 个时变空间分量的梯度脉冲或波形。当结合所述多维梯度波形应用所述射 频激励脉冲时，发射k空间因此在至少二维中横贯。例如能够通过应用在x 方向和y方向中的正弦梯度波形实现圆形发射k空间轨迹。多维发射k空 间轨迹使得受激励的感兴趣区域被限制在多于一个方向中。所述多维梯度 的空间分量不需要在时间中同时被应用(尽管它们通常同时被应用)，而能 够依次被应用。所述射频激励脉冲能够是脉冲串，所述脉冲串包括在时间 中稍微间隔、零射频功率被应用在之间的若干射频激励脉冲。在许多应用 中，所述若干射频激励脉冲在时间中间隔5ms或更少。

所述感兴趣区域包括涵盖所述波束轴的至少部分和所述目标区的预 定体积。对所述指令的执行还令所述处理器控制所述高强度聚焦超声系统 以使用所述高强度聚焦超声系统对所述目标区进行超声处理，使得对所述 目标区的所述超声处理发生在所述声辐射力成像脉冲序列期间。对所述指 令的执行还令所述处理器使用所述磁共振数据重建辐射力图像。这一实施 例因为所述多维梯度脉冲限制所述感兴趣区域的尺寸而是有利的。所述感 兴趣区域的所减小的尺寸可以极大地减少构建辐射力图像所必需的时间。 这可以使得能够使用所述辐射力图像对所述医学仪器进行实时控制。

本发明的实施例可以加速MR-ARFI，使得所述技术对于全部主要涉 及对体内压力场的直接估计的很多问题而言可以变得有用。这一估计在例 如通过使针对来自换能器的任何集合输出功率的期望位置中的输出压力最 大化(通过改变所述换能器元件的驱动相位)来优化加热效应和准确性中 是有用的，并且所述估计对于改变焦斑位置而言也是有用的，全部不引起 对组织自身的任何显著加热或损伤。此外，MR-ARFI也可以用于监测当局 部吸收然后突然改变时的空化的发生和非线性，由此改变局部施加的辐射 力。最后，也能够使用用于基因输送和药物输送的对压力的监测。这些应 用全部是已知的，但是目前很少注意来优化MR技术。尽管出于测试拍摄 目的对MR-ARFI的使用不是时间关键的，但出于多数其他目的对MR-ARFI 的使用是时间关键的。此外，洞悉到，当改变一些参数时通常仅对在估计 的压力中的改变感兴趣，不对精确高分辨率位移图如此感兴趣，从而允许 在其他技术中使用1D读出和降低的FOV成像，以对采集进行加速。

在一些实施例中，所述预定体积比所述成像区小得多。在一些实施 例中，所述预定体积是所述成像区的体积的1/10。在其他实施例中，所述 预定体积是所述成像区的体积的1/100。

在一些实施例中，执行在所述声辐射力成像脉冲序列期间的空间编 码在组织的位移期间由所述高强度聚焦超声系统波束实现，在来自所述超 声系统的脉冲结束之后，组织然后舒张回到在读出数据之前的位置中。

使用多维梯度脉冲来选择三维感兴趣区域例如已经在Schneider等的 期刊文章Inner-volume imaging in vivo using three-dimensional parallel  spatially selective excitation(Magn.Reson.Med.doi：10.1002/mrm.24381 (2012))中进行了详细描述。在这一文章中，通过对RF激励在多个空间 方向中同时展开梯度波形，来实现在多于一维中的空间选择性激励。这里 详细描述了两个不同的三维发射k空间轨迹：一个是螺旋k空间轨迹的堆 叠并且另一个是同心球壳k空间轨迹。螺旋轨迹的堆叠包括x梯度和y梯 度分量，所述x梯度和y梯度分量是正弦的，并且得到的k空间xy平面螺 旋由在z方向中的标志(blip)梯度分隔。通过沿具有变化的半径的球壳的 表面编码螺旋来实现同心球壳轨迹。尽管具有取决于z分量的半径，但是 在同心壳轨迹中，x梯度和y梯度分量是相似的正弦曲线。z梯度在对每 个壳的编码期间转而具有恒定幅度，然后改变幅度以编码下一个壳。平行 发射技术用在这一研究中以对所述发射k空间进行欠采样，由此缩短整体 激励持续时间。

在另一个实施例中，所述多维梯度脉冲是二维梯度脉冲，用于激励 所述感兴趣区域以使得所述感兴趣区域具有二维横截面。这例如能够通过 在激励期间在两个空间方向中展开具有线性增加或减小的幅度的正弦梯度 波形而实现。取决于所述梯度幅度增加或者减小，得到的发射k空间轨迹 然后分别是二维向内或向外前进的螺旋。与RF脉冲相耦合的螺旋发射k空 间轨迹将实现具有圆形横截面的圆柱形的所谓的铅笔束激励体积。在两个 空间方向中展开不同梯度波形将实现不同体积激励。所述二维横截面相对 于感兴趣区域轴具有旋转对称性。所述感兴趣区域轴和所述HIFU波束轴能 够是同轴的。实质上所述多维梯度用于控制所述感兴趣区域的形状。在一 些实施例中，所述二维横截面垂直于所述感兴趣区域轴。所述旋转对称可 以具有不同形式。针对一些实例，所述旋转可以是旋转特定角，例如，如 果任何角具有相同的对称性，那么所述横截面是圆形的。所述横截面还可 以具有矩形、三角形或多边形或其他形状，其当被旋转特定度数时是相同 的。这当然排除其中所述二维横截面被旋转360度的情况。

在另一个实施例中，二维受激励的体积具有以下中的任一个：圆形 横截面、椭圆形横截面、矩形横截面以及多边形横截面。

在另一个实施例中，所述成像脉冲序列还包括与所述波束轴对准的 一维读出梯度脉冲。这当使用如上文概述的二维激励体积时是尤其有利的。 在这一情况下，所述二维梯度的空间方向能够有利地被选择为垂直于所述 HIFU波束轴，这将实现被空间限制在垂直于所述HIFU波束轴的维度中的 激励体积。沿所述HIFU波束轴应用一维读出梯度将然后令在垂直于所述波 束轴的每个位置处的全部受激励的磁化被显示为被投影到所述波束轴上。 如果由所述多维激励所激励的所述感兴趣区域在所述波束轴周围被实现地 足够小，那么这一投影的一维读出可以用于获得针对由所述高强度聚焦超 声系统引起的组织的位移的准确值。这可以具有使对数据的采集进一步加 速的优点。

在另一个实施例中，所述磁共振成像系统包括多元件发射线圈。所 述脉冲序列能用于使用所述多元件发射线圈令所述磁共振成像系统来缩短 将所述感兴趣区域限制到预定体积所需的持续时间。这一实施例可以具有 进一步减少限制所述感兴趣区域的尺寸所需的时间的优点。相似地，在时 间中的减少能够被权衡以得到改进的空间激励轮廓。所述多发射线圈以与 接收线圈阵列允许SENSE十分相同的方式实现对激励k空间的欠采样，或 者实现对接收k空间的欠采样，以通过需要较少相位编码来缩短采集。

在另一个实施例中，所述脉冲序列是SENSE脉冲序列或GRAPPA 脉冲序列。

在另一个实施例中，所述医学仪器使用运动编码梯度，所述运动编 码梯度是双极梯度脉冲。在这一实施例中，所述超声处理可以被执行两次 并且所述运动编码梯度的极性被反转。这相似于在用于降低磁场不均匀性 的效应的回波平面成像中使用的技术。两幅相位图像然后能够被相减，以 移除背景相位，而同时获得具有仅包含ARFI位移的两个样本的平均的相位 图像。这相比于在没有用于移除背景相位的HIFU的情况下采集单独ARFI 图像的方法是有利的，因为位移编码的ARFI图像被平均(N＝2)，并且得 到的改进的SNR在没有额外的扫描时间的情况下被获得。

在另一个实施例中，对所述指令的执行还令所述处理器使用所述辐 射力图像执行以下中的任一个：检测气泡；检测组织坏死；确定组织位移； 调整目标位置；以及它们的组合。

在另一个实施例中，对所述指令的执行还令所述处理器使用所述辐 射力图像执行针对所述高强度聚焦超声系统的驱动信号优化。通过测量由 所述超声波束引起的位移，由所述高强度聚焦超声系统生成的超声的水平 能够被优化或调整。

在另一个实施例中，所述激励脉冲是单个激励脉冲。这意味的是所 述激励和所述多维梯度脉冲在特定时间窗口处形成为动作的单个组。这与 例如，当使用90度和180度脉冲时被划分为两部分的其他激励脉冲不同。

在另一个实施例中，所述脉冲序列还包括位移编码梯度脉冲。

在另一个实施例中，对所述指令的执行还令所述处理器控制所述高 强度聚焦超声系统以使用所述高强度聚焦超声系统对所述目标区进行超声 处理，使得对所述目标区的所述超声处理发生在所述位移编码梯度脉冲的 至少部分期间。

在另一个实施例中，所述脉冲序列还包括外部体积抑制脉冲序列， 所述外部体积抑制脉冲序列用于对在所述感兴趣区域外部的磁共振信号进 行衰减。这可以通过在准备步骤中的应用一维或二维梯度期间应用射频脉 冲而实现，以便降低要被抑制的区域中的磁化。在这之后然后是扰流 (spoiler)梯度，以使所降低的磁化失相。使用降低的和反转回的脉冲的脉 冲串能够用在所述扰流梯度之前，以产生更复杂的抑制体积，例如，具有 非抑制中心的圆柱抑制体积。通过沿圆柱轴应用一维激励脉冲，随后结果 将是与早前概述的多维铅笔束圆柱激励的受激励的感兴趣区体积十分相似 的受激励的感兴趣区体积。这一实施例可以因为以下而受益：其可以进一 步降低来自感兴趣区域外部的信号。例如可以使用对在所述感兴趣区域的 外部的信号进行衰减的磁化准备序列。这例如可以被执行在所述多维激励 脉冲之前。在备选中，可以被执行的是：使用外部体积抑制脉冲序列，在 所述感兴趣区域的外部的区域被全部抑制。然后一维激励可以用于激励所 述感兴趣区域。这一方法可以用于以与多位激励非常相同的方式限制需要 被采样的区域。在这一实施例中，对小体积的采样能够更快速地被执行， 由于需要对较小的体积采样。

在另一个实施例中，所述脉冲序列包括用于采集热磁共振数据的热 成像脉冲序列。所述热成像脉冲序列与所述声辐射力成像脉冲序列交错。 对所述指令的执行还令所述处理器控制所述磁共振成像系统以使用所述热 成像脉冲序列来采集所述热磁共振数据。对所述指令的执行还令所述处理 器使用所述热磁共振数据来重建热图。对所述指令的执行还令所述处理器 在显示器上显示所述热图和所述辐射力图像。

在另一个实施例中，所述高强度聚焦超声系统具有用于控制所述目 标区的位置的可调整焦点。对所述指令的执行还令所述处理器接收指定在 所述对象之内的所述目标区的位置的处置计划。对所述指令的执行还令所 述处理器控制所述高强度聚焦超声系统以至少部分根据所述辐射力图像和 所述处置计划，来实时重复地控制所述可调整焦点。这一实施例可以具有 所述辐射力图像产生的如此快速使得其可以被实时使用的优点。结合所述 处置计划使用这一点，能够更有效地对所述对象进行超声处理。

在另一个实施例中，所述脉冲序列包括用于采集图像磁共振数据的 图像脉冲。对所述指令的执行还令所述处理器重复采集所述图像磁共振数 据。对所述指令的执行还令所述处理器使用所述图像磁共振数据重复地重 建图像。对所述指令的执行还令所述处理器使用所述图像重复确定所述位 置。所述可调整焦点被控制并且当然至少部分使用所述位置。

在本发明的另一方面中，提供了一种包括机器可执行代码的计算机 程序产品，所述机器可执行代码用于由控制医学仪器的处理器执行。所述 医学仪器包括磁共振成像系统，所述磁共振成像系统用于采集来自在成像 区之内的对象的磁共振数据。所述医学仪器还包括高强度聚焦超声系统， 所述高强度聚焦超声系统用于沿波束轴引导超声，以对目标区进行超声处 理。所述目标区在所述成像区之内。对所述指令的执行令所述处理器控制 所述磁共振成像系统以使用脉冲序列来采集所述磁共振数据。所述脉冲序 列包括声辐射力成像脉冲序列。所述声辐射力成像脉冲序列包括激励脉冲。 所述声辐射力成像脉冲序列包括应用在射频激励脉冲期间以选择性激励感 兴趣区域的多维梯度脉冲。所述感兴趣区域包括涵盖所述波束轴的至少部 分和所述目标区的预定体积。对所述指令的执行还令所述处理器控制所述 高强度聚焦超声系统以使用所述高强度聚焦超声系统对所述目标区进行超 声处理，使得对所述目标区的所述超声处理发生在所述声辐射力成像脉冲 序列期间。对所述指令的执行还令所述处理器使用所述磁共振数据重建辐 射力图像。

在本发明的另一方面中，提供了一种操作医学仪器的方法。所述医 学仪器包括磁共振成像系统，所述磁共振成像系统用于采集来自在成像区 之内的对象的磁共振数据。所述医学仪器还包括高强度聚焦超声系统，所 述高强度聚焦超声系统用于沿波束轴引导超声，以对目标区进行超声处理。 所述目标区在所述成像区之内。所述方法包括控制所述磁共振成像系统以 使用脉冲序列来采集所述磁共振数据的步骤。所述脉冲序列包括声辐射力 成像脉冲序列。所述声辐射力成像脉冲序列包括激励脉冲。所述声辐射力 成像脉冲序列包括应用在射频激励脉冲期间以选择性激励感兴趣区域的多 维梯度脉冲。所述感兴趣区域包括涵盖所述波束轴的至少部分和所述目标 区的预定体积。所述方法还包括控制所述高强度聚焦超声系统以使用所述 高强度聚焦超声系统对所述目标区进行超声处理，使得对所述目标区的所 述超声处理发生在所述声辐射力成像脉冲序列期间的步骤。所述方法还包 括使用所述磁共振数据重建辐射力图像的步骤。

应当理解，本发明的上述实施例中的一个或多个能够被组合，只要 所组合的实施例不互相排斥。

附图说明

在下文中将仅通过举例的方式，并且参考附图描述本发明的优选实 施例，在附图中：

图1图示了根据本发明的实施例的方法；

图2图示了根据本发明的实施例的医学装置；

图3图示了图2的被缩放的部分；

图4图示了根据本发明的另外的实施例的医学装置；

图5图示了声辐射力成像脉冲序列的范例；以及

图6图示了声辐射力成像脉冲序列的另外的范例。

附图标记列表：

200 医学仪器

202 磁共振成像系统

204 磁体

206 磁体的膛

208 成像区

210 磁场梯度线圈

212 磁场梯度线圈电源

214 射频线圈

216 收发器

218 对象

220 对象支撑体

222 高强度聚焦超声系统

224 流体填充的腔

226 超声换能器

228 机构

230 机械致动器/电源

232 超声的路径

234 超声窗口

236 凝胶垫

238 超声处理点或目标区

240 波束轴

242 计算机系统

244 硬件接口

246 处理器

248 用户接口

250 计算机存储设备

252 计算机存储器

254 脉冲序列

256 磁共振数据

258 辐射力图像

260 控制模块

262 辐射力图像重建模块

414 射频线圈

414’ 射频线圈

414” 射频线圈

454 热成像脉冲序列

456 热磁共振数据

458 热图

460 处置计划

470 热图重建模块

472 处置计划修改模块

500 声辐射力成像脉冲序列

502 射频定时线

504 线选择梯度定时线

506 读出梯度定时线

508 编码梯度定时线

510 高强度聚焦超声定时线

512 激励脉冲

514 多维梯度

516 读出梯度

518 接收的射频信号

520 超声打开

522 空间编码

具体实施方式

在这些附图中相似编号的元件或为等价元件或执行相同的功能。如 果功能等价，则先前已经论述的元件将不必要在后面的附图中论述。

图1示出了图示根据本发明的实施例的方法的流程图。首先在步骤 100中，控制磁共振成像系统来使用脉冲序列采集磁共振数据。脉冲序列包 括声辐射力成像脉冲序列。声辐射力成像脉冲序列包括激励脉冲。声辐射 力成像脉冲序列包括应用在射频激励脉冲期间以选择性激励感兴趣区域的 多维梯度脉冲。感兴趣区域包括涵盖波束轴的至少部分以及目标区的预定 体积。接着在步骤102中，控制高强度聚焦超声系统对目标区进行超声处 理，使得对目标区的超声处理发生在声辐射力成像脉冲序列期间。最后在 步骤104中，使用磁共振数据重建辐射力图像。辐射力图像可以包括一维 数据，例如在使用一维读出梯度的情况下。

图2和图3示出了根据本发明的实施例的医学仪器200。图3示出了 图2的部分的放大的视图。医学仪器200包括磁共振成像系统202。所述磁 共振成像系统包括磁体204。磁体204是具有通过其中心的膛206的圆柱型 超导磁体。磁体具有带有超导线圈的液氦冷却的低温保持器。也能够使用 永久磁体或常导磁体。使用不同类型的磁体也是可能的，例如，还能够使 用分裂式圆柱磁体和所谓的开放式磁体二者。分裂式圆柱磁体相似于标准 圆柱磁体，除了已经将低温保持器分裂成两段以允许接近磁体的等平面， 这种磁体例如可以结合带电粒子束治疗而使用。开放式磁体具有两个磁体 段，一个在另一个之上，之间有足够大的空间，以接收对象：两个段的布 置相似于亥姆霍兹线圈的布置。开放式磁体是常见的，因为对象受到较少 约束。在圆柱形磁体的低温保持器内部存在一系列超导线圈。在圆柱形磁 体的膛206之内存在成像区308，在所述成像区中，磁场足够强且足够均匀 以执行磁共振成像。

在磁体的膛206之内还存在磁场梯度线圈210的集合，所述磁场梯 度线圈用于采集磁共振数据，以对磁体204的成像区208之内的磁自旋进 行空间编码。磁场梯度线圈连接到磁场梯度线圈电源212。磁场梯度线圈 210旨在为代表性的。通常，磁场梯度线圈包含三个独立的线圈集合，以用 于在三个正交空间方向上进行空间编码。磁场梯度线圈电源212向磁场梯 度线圈210供应电流。根据时间来控制供应到磁场线圈210的电流，并且 该电流可以是斜变的或脉冲的。

毗邻于成像区208是射频线圈214，所述射频线圈用于操控成像区 208之内的磁自旋的取向并且用于从也在成像区之内的自旋接收无线电发 射。射频线圈可以包含多个线圈元件。射频线圈也可以称作通道或天线。 射频线圈214连接到射频收发器216。可以由独立的发射线圈和接收线圈以 及独立的发射器和接收器替代射频线圈214和射频收发器216。应理解，射 频线圈214和射频收发器216是代表性的。射频线圈214还旨在表示专用 的发射天线和专用的接收天线。同样地，收发器216也可以表示独立的发 射器和接收器。

对象218被示为静置在对象支撑体220上并且部分定位于成像区208 之内。医学仪器200还包括高强度聚焦超声系统222。所述高强度聚焦超声 系统包括流体填充的腔224。在流体填充的腔224之内是超声换能器226。 尽管在这一附图中未示出，但是超声换能器226可以包括每个均能够生成 个体超声波束的多个超声换能器元件。这可以用于通过控制供应到所述超 声换能器元件中的每个的交变电流的相位和/或幅度，来电子地操纵超声处 理点238的位置。点238表示医学仪器200的可调整焦点。

超声换能器226连接到机构228，所述机构允许超声换能器226被机 械地重新定位。机构228连接到机械致动器230，所述机械致动器适于对机 构228进行致动。机械致动器230也表示用于向超声换能器226供电的电 源。在一些实施例中，电源可以控制去往个体超声换能器元件的电功率的 相位和/或幅度。在一些实施例中，机械致动器/电源230定位于磁体204的 膛206的外部。

超声换能器226生成被示为循着路径232的超声。超声232行进通 过流体填充的腔224并且通过超声窗口234。在这一实施例中，超声然后穿 过凝胶垫236。凝胶垫236不必要存在于全部实施例中，但是在这一实施例 中在对象支撑体220中有用于接收凝胶垫236的凹槽。凝胶垫236有助于 耦合在换能器226与对象218之间的超声功率。在穿过凝胶垫236之后， 超声232穿过对象218并且聚焦到超声处理点238或目标区。箭头240指 示波束轴。当将超声应用到目标区时，对象将经历在箭头240的方向中的 力。由框239指示感兴趣区域239。其被示出为涵盖波束轴240的部分和目 标区238。

可以通过对超声换能器226机械地进行定位与电子地操纵超声处理 点238的位置的组合，来移动超声处理点238，以处置整个目标体积240。

高强度聚焦超声系统222的磁场梯度线圈电源212、收发器216以及 机械致动器/电源230被示为连接到计算机242的硬件接口244。计算机242 还包括处理器246、用户接口248、计算机存储设备250以及计算机存储器 252。硬件接口244使得处理器246能够发送并且接收命令和数据，以便控 制医学仪器200的功能。处理器246还连接到用户接口248、计算机存储设 备250以及计算机存储器252。

计算机存储设备250被示为包含脉冲序列254。脉冲序列254包括声 辐射力成像脉冲序列。所述脉冲序列还可以包括其他类型的脉冲序列，例 如标准成像脉冲序列或热成像脉冲序列。计算机存储设备250还被示为包 含由磁共振成像系统202使用脉冲序列254采集的磁共振数据256。计算机 存储设备250还被示为包含从磁共振数据256重建的辐射力图像258。

计算机存储器252被示为包含控制模块260。控制模块260包含计算 机可执行代码，所述计算机可执行代码使得处理器246能够控制磁共振成 像系统202的操作和功能。例如，控制模块260可以使用脉冲序列254来 控制磁共振成像系统202，以采集磁共振数据256。计算机存储器252还被 示为包含辐射力图像重建模块262。辐射力图像重建模块262包含计算机可 执行代码，所述计算机可执行代码使得处理器246能够使用磁共振数据256 来重建辐射力图像258。辐射力图像重建模块262还可以使用涉及高强度聚 焦超声系统222的操作和定时的数据来重建辐射力图像258。由于对目标区 238的超声处理是与对磁共振数据256的采集同步的，所以有可能在一些实 施例中使用脉冲序列254来门控高强度聚焦超声系统222。

图4图示了与在图2和3中图示的医学仪器相似的医学仪器400。在 这一情况下，存在四个射频线圈414、414’、414”。这些被示为连接到收发 器216。收发器216和射频线圈414、414’、414”的组合图示了连接到多元 件发射线圈的射频系统。这可以用于缩短激励脉冲持续时间或者改进感兴 趣区域的空间激励轮廓。

计算机存储设备250被示为包含热成像脉冲序列454。热成像脉冲序 列454可以交错到脉冲序列254中。计算机存储设备250还被示为包含使 用热成像脉冲序列454采集的热磁共振数据456。计算机存储设备250还被 示为包含从热磁共振数据456重建的热图258。所述计算机存储设备还被示 为包含指定目标区238的位置的处置计划460。控制模块260可以使得处理 器246能够使用处置计划460控制医学仪器400的操作和功能。

计算机存储器252被示为包含热图重建模块470。热图重建模块470 使得处理器246能够从热磁共振数据456重建热图458。计算机存储器252 还被示为包含处置计划修改模块472。处置计划修改模块472使得处理器 246能够使用至少辐射力图像258修改处置计划460。

图5图示了根据本发明的实施例的声辐射力成像脉冲序列500。在图 5中示出有若干定时线。第一定时线是502，其示出了射频定时线。被标记 为504的两条线是线选择梯度定时线。线506是针对读出梯度的定时线。 线508示出了编码梯度定时线。线510示出了针对高强度聚焦超声系统的 切换的定时线。在许多实例中，被执行在被标记为504、506和508的线上 的各个动作实际上能够由相同的梯度线圈在不同时间段处执行。能够看到， 在定时图中，首先，存在被指示在线502上的射频激励脉冲512。框形状指 示针对射频脉冲的非指定的形状。同时，在被标记为504的线上，多维梯 度514被执行。梯度的形状也被表示为未由框形状指定。在射频激励512 结束之后，高强度聚焦超声系统被打开。这由在线510上的脉冲520上的 超声指示。在当超声在520上时的至少部分期间，空间编码梯度脉冲522 被执行。这指示在线508上。在高强度聚焦超声系统已经关闭之后，读出 梯度脉冲516。

图6图示了备选声辐射力成像脉冲序列600。脉冲序列600相似于在 图5中示出的脉冲序列500。此外，已经增加了射频脉冲和梯度脉冲的额外 的集合602，以使用如在Wilm等在Magnetic resonance in Medicine (57:625-630(2007))中详细描述的外部体积抑制技术来执行任选的体积 抑制。还示出了任选的梯度脉冲604和606。梯度脉冲604是任选的相位编 码梯度，其是当生成二维或三维MR-ARFI图像时所需要的。记住MR-ARFI 图像可以是一维数据是重要的，在这一情况下梯度脉冲604不是必须的。 梯度脉冲606是在针对每个激励读出多于一个的回波(如在EPI和TSE类 型读出中实现的)的情况下需要的任选的重新聚焦梯度脉冲。梯度脉冲606 还能够用作失相扰流梯度，以降低假回波发生的风险。

MR-ARFI是MR采集与机械压力场的组合，以测量由于通过机械压 力场施加的力的体内组织位移。在这一ID的情境中，焦点将在用于评估与 高强度聚焦超声相关的不同特征的MR-ARFI上。

通过触发用于启动HIFU脉冲(连续若干微秒的持续时间)的MR 采集，并且经由例如双极梯度来编码位移，然后能够获得位移图，所述位 移图给出对转而与所施加的局部压力场相关的声辐射力的度量。

然而，由于ARFI所需要的HIFU仅以具有少于30％的占空比的数十 毫秒的短猝发来应用，而不是加热连续超过数十秒。同时，对于ARFI而言 所需的声功率相当低，但是当功率太低时的确影响位移图的SNR，从而给 出具有噪声的位移估计。

MR-ARFI的应用例如可以用于获得对焦斑位置的估计而不引起对组 织的任何加热或损伤。在声学非均匀组织或其中加热位置的准确度至关重 要的小结构中，这本身能够是有用的。

在声学复杂环境中也能够尤其有用的另一应用，例如在肋骨之间的 超声处理以及对肝脏的瞄准，是使在焦点中的位移最大化，由此使针对给 定的所应用的功率的压力场最大化。这能够通过一个接一个地改变个体元 件或元件群集的相位直到使在焦斑处的相位共振最大化为止而实现。同时， 能够嵌入对根本不贡献于焦斑压力的元件的关闭，假设它们然后仅在肋骨 中被吸收并且在消融期间将只贡献于对肋骨的加热。如果肋骨加热是过度 的，那么能够导致神经及皮肤损伤。

又一个可能使用是在超声处理期间监测在组织结构中的改变。这例 如能够用于监测将导致局部反射/吸收增加的空化的开始。此外，针对更高 的声强度，能量被转移到更高的谐波，这转而导致在焦点附近的更高效的 吸收。这能够是高度期望的，并且ARFI能够潜在地用于监测这些非线性的 开始和延伸，这是由于这些非线性产生的增加的吸收和辐射力。这转而将 增加能够被MR-ARFI容易地监测的辐射力。这一ARFI监测应当间歇地进 行，以当用于在HIFU消融期间的空化监测时进行测温。

一个更确定的应用是监测压力诱导的药物输送或基因表达。

然而，全部这些应用将很好地从快速MR-ARFI受益，尤其是其中 ARFI必须间歇地进行以进行测温或其他监测的那些应用，或者其中ARFI 的所需要的重复数量大(如用于驱动信号优化的情况)的那些应用。这一 发明论述了利用其能够将MR-ARFI加速到临床可接受的成像持续时间的 方法。

常规MR-ARFI使用2D成像，或者也已经报告了在一些情况下对被 组合到2D图像的堆叠的1D轮廓的使用。实质上产生2D图像。

对于MR-ARFI的诸如自适应重新聚焦、压力场监测、空化/非线性 监测的一些更感兴趣的应用而言，MR-ARFI应当优选地是非常快速的。这 对于其中相当能够接受在若干秒之内获得图像的测试拍摄而言并不非常成 问题。

然而，针对自适应性重新聚焦，这一扫描必须被重复换能器中的将 令它们的驱动信号被修改的元件的数量的至少3倍。针对每个元件，在不 同驱动相位处需要3个重复，以便获得对这一通道的辐射力行为相对于相 位行为的足够的理解。针对每个通道，优选地两幅图像应当由每个驱动相 位制成，以便移除背景MR相位噪声。如果在2s中获得辐射力图像(这对 于测试拍摄目的而言是可接受的)，则自适应重新聚焦所需的重复令扫描时 间变为大约一小时。这当然太长而不能是临床有用的。

然而，由于我们对使辐射力最大化感兴趣，所以在焦点的位置在一 幅图像中已被确定为是正确的之后，我们不必需要制成位移场的2D图像。

在一个实施例中，1D梯度读出脉冲在2D圆柱形激励脉冲之后。圆 柱铅笔束激励的方向应当与1D读出脉冲相同，并且应当与HIFU场的波束 轴一致。在这一1D轮廓的每个体素中的MR相位信号然后应当表示垂直于 波束轴的、在由2D RF信号激励的体积之内的平均辐射力。为了使该平均 不令信号均匀过多，铅笔束的直径必须被保持为尽可能小并且与HIFU的波 束轴一致。能够在30ms中获得对合理直径(～5mm)外加读出的这样的激 励。这允许256元件换能器的自适应性重新聚焦在小于1分钟 (3*2*256*30ms＝46s)中实现。然而，平均可能是必须的，以获得辐射力 的足够可靠的估计。尽管这将至少使成像时间加倍，然而扫描时间仍然可 行。

在另一个实施例中，以如传统接收敏感性编码(SENSE)的十分模 拟的方式，通过允许欠采样或对此权衡以得到改进的激励k空间覆盖范围， 多发射技术可以用于减小针对激励k空间的多维编码所需的时间。

在另一个实施例中，由多维激励所激励的受限制的感兴趣区域被重 建为2D图像。被激励的受限制的视场然后将使得能够需要较少相位编码步 骤，由此减少用于ARFI的任何常规2D成像技术的扫描持续时间。这可以 与诸如SENSE或一般性自动校准部分并行采集(GRAPPA)的读出加速技 术组合，以进一步降低所需的相位编码步骤的数量。与例如分割的回波平 面成像(EPI)读出组合使用针对成像序列的快速场回波将实现大约100-200 ms每图像的快速采集。当从一幅图像到下一幅基本没有改变并且数据中的 许多可以被遗传时，基于数据遗传或稀疏采样的重建技术此外可以与常规 成像扫描组合。举几个例子，能够使用诸如图像比率约束的重建以及k-t  GRAPPA的技术。

这些技术也如所述的可应用于对空化和非线性的监测以及压力场监 测，不是仅用于驱动相位校准。

在本发明的许多应用中，位移的绝对值不重要，但是反而例如是否 作为空化的结果在位移中已经出现任何改变或在驱动相中的改变是重要 的。

因此，铅笔束激励可以用于减小视场(FOV)并且取得对在铅笔束 之内的位移估计的非常快速的认识。在随后的轮廓之间的比较可以允许对 在换能器元件驱动信号与辐射力之间的关系的确定，由此允许自适应性重 新聚焦。或者，这一比较可以得出与产生于增加功率水平的在焦点附近的 局部压力场和组织行为(空化/非线性)中的改变有关的信息。

以略微不同的方式，多发射技术和/或传统接收加速技术分别可以用 于对激励进行欠采样或对k空间进行接收。欠采样可以用于降低必要的k 空间覆盖范围由此缩短用于激励k空间的激励脉冲持续时间，并且欠采样 可以用于降低在接收k空间中需要的相位编码的数量，而不导致混叠。此 外，接收欠采样能够与诸如k-t GRAPPA、压缩的感测以及图像比率约束的 重建的使用数据遗传的重建技术组合。

上文概述的成像技术可以与在波束方向中的运动敏化梯度脉冲组 合。这然后与利用超声活性获得的图像组合并且然后利用相对极性的梯度 进行重复。得到的数据然后将允许在背景MR相位被移除的情况下的位移 图的重建。

尽管已经在附图和前面的描述中详细说明和描述了本发明，但这样 的说明和描述被认为是说明性或示范性的而非限制性的；本发明不限于公 开的实施例。

本领域技术人员通过研究附图、说明书和权利要求书，在实践要求 保护的本发明时能够理解和实现所公开实施例的其他变型。在权利要求书 中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，量词“一”或“一个”不排除多 个。单个处理器或其他单元可以满足权利要求中记载的若干项目的功能。 在互不相同的从属权利要求中记载特定元件并不指示不能有利地使用这些 元件的组合。计算机程序可以存储和/或分布在适当的介质上，所述介质例 如是与其他硬件一起供应或作为其他硬件一部分供应的光学存储介质或固 态介质，但计算机程序也可以以其他形式分布，例如经由因特网或其他有 线或无线的远程通信系统。权利要求书中的任何附图标记都不得被解释为 对范围的限制。